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![1 FATORES QUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE
PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS
Larissa Ramos Xavier Coutinho Nascimento1
, IME2
, ORCID 0000-0001-6533-5598;
Carlos Nelson Elias, IME2
, ORCID 0000-0002-7560-6926;
Guilherme Monteiro Torelly, IME2
, ORCID 0000-0003-3019-2069;
Roberto Hirsch Monteiro, IME2
, ORCID 0000-0003-4506-5820;
Ana Karine Rocha de Andrade Nattrodt, IME2
, ORCID 0000-0002-0510-3493
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.573555
COMO CITAR
NASCIMENTO, L. R. X. C.; ELIAS, C. N.; TORELLY, G. M.; MONTEIRO, R. H.; NATTRODT, A. K. R.
de A. FATORES QUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOIN-
TEGRÁVEIS. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.).
Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 24-41.
Tópicos
1.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25
1.2 Métodos de quantificar a estabilidade primária . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27
1.2.1 Torque de inserção . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27
1.2.2 Strain gage . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27
1.2.3 Análise da frequência de ressonância de implantes dentários . . . . . . . . . . . . 28
1.3 Fatores que influenciam na estabilidade primária dos implantes . . . . . . . 28
1.3.1 Diâmetro e comprimento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29
1.3.2 Forma . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30
1.3.3 Perfil das roscas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30
1.3.4 Microgeometria . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 31
1.3.4.1 Superfície dos implantes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 31
1.4 Parâmetros relacionados ao hospedeiro que influenciam na estabilidade
primária . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 33
1.4.1 Densidades ósseas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 33
1.4.2 Deformação do osso . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 34
1.4.3 Necrose óssea . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 35
1 Email: larissa.nascimento@ime.eb.br
2 Instituto Militar de Engenharia](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-24-320.jpg)
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1.5 Influência da técnica cirúrgica na estabilidade primária . . . . . . . . . . . . . 36
1.5.1 Técnica cirúrgica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 36
1.6 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 37
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 38
RESUMO
Há um consenso entre os pesquisadores que uma das causas do insucesso dos implantes dentários
osseointegráveis é a falta de estabilidade primária. A estabilidade primária, normalmente, é medida pelo torque
de inserção ou pela análise da frequência de ressonância, como uso do Ostell. Vários fatores relacionados
a macro e microgeometria dos implantes interferem na intensidade da tensão compressiva imposta ao osso
durante a instalação e no carregamento. Esses fatores influenciam na estabilidade primária e secundária. Eles
podem levar a falha dos implantes, quando há danos que ultrapassam o limiar de regeneração óssea. O atrito
gerado pelos instrumentos de corte e o tecido ósseo provoca aumento da temperatura e na instalação pode
nuclear microtrincas que diminuem a regeneração do tecido ósseo. A extensão dos danos mecânicos e térmicos
variam com os parâmetros selecionados na inserção dos implantes. A maioria dos estudos encontrados na
literatura dedicaram-se à medição das temperaturas geradas no tecido ósseo durante a perfuração. Existe
falta de informação relacionada à análise dos fatores que influenciam na estabilidade primária dos implantes.
Neste capítulo são abordados os fatores que influenciam e os métodos de avaliação da estabilidade primária
dos implantes dentários.
Palavras-Chave: Implantes dentários, Osso, Estabilidade primária.
1.1 Introdução
Na implantodontia, a estabilidade primária (mecânica) é um pré-requisito para osseointegração. Ela é
afetada pela forma e dimensões (forma, diâmetro, comprimento e perfil dos filetes das roscas), morfologia
da superfície, técnica cirúrgica, quantidade e densidade óssea disponível no local do implante [13, 14]. É
fundamental entender como os fatores relacionados à morfologia dos implantes influenciam na estabilidade
primária e estimar o prognóstico, pois a tensão excessiva na interface osso-implante pode resultar na falha do
implante. O osso cortical deve suportar a carga e proporcionar a estabilidade inicial.
O osso esponjoso tem baixa influência na estabilidade primária. Ele é mais rico em canais vasculares
e participa do suprimento de células progenitoras mesenquimais, sendo responsável pelo processo envolvido na
estabilidade secundária (osseointegração) [25].
O perfil dos filetes da rosca é um dos fatores principais que influencia nas tensões de compressão e
cisalhamento no osso trabecular, contribuindo com mais de 95% da transferência das forças mastigatórias
e da tensão no osso. Os implantes com rosca de perfil quadrado e trapezoidal induzem tensão duas vezes
mais intensa do que a rosca de perfil triangular. Os níveis menores de tensão causados pela rosca com perfil
triangular podem ser explicados por seu menor ângulo de flanco na parte inferior da rosca. No osso trabecular,
a tensão é mais significativa no vértice da rosca e ápice do implante, com menores concentrações na base
da rosca. O perfil de rosca triangular pode ser mais apropriado para dissipação de tensão em sítios ósseos
25](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-25-320.jpg)
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maxilares posteriores, sendo aquela que mais diminuiu a concentração de tensões e dissipa as tensões no osso
trabecular [3].
O diâmetro e o comprimento dos implantes afetam a tensão de compressão no osso perimplantar.
Implantes de maior diâmetro proporcionam melhor estabilidade primária, porém o comprimento não interfere
de forma significativa na distribuição da tensão [23]. Quanto ao tratamento de superfície variando-se a
rugosidade é possível aumentar a área de contato osso-implante e a força de atrito, contribuindo para um
aumento na estabilidade primária [22].
Existem na literatura diversos métodos usados para se quantificar a estabilidade dos implantes. Um
método comum é a medição do Torque de Inserção (TI) durante a sua instalação na cavidade óssea preparada.
Em geral, os valores preconizados são de até 50 N.cm. Atualmente, não se sabe o torque ideal para ter
a estabilidade primária em sistemas de implantes unitários. O consenso na prática clínica é de que seria
necessário um TI mínimo de 30 N.cm. Fatores que interferem na magnitude do torque, como comprimento
do implante, diâmetro, morfologia da superfície, e configuração da rosca, devem ser considerados. A maior
rugosidade da superfície resulta em aumento da área, levando ao maior contato osso-implante, o que requer
maior torque durante a instalação [24].
Torque Excessivo (TE) pode levar à apoptose dos osteócitos e, consequentemente, promover níveis
maiores de secreção de RANKL (ligante do receptor ativador do fator nuclear Kappa δ) e VEGF (fator de
crescimento endotelial vascular) para o ambiente circundante, esses removem as células apoptóticas. Níveis
maiores de RANKL foram encontrados entre 100 e 200 micrometros de distância das microfissuras, e níveis
mais baixos de OPG (osteoprotegerina) foram observados a até 200 micrometros de distância das microfissuras
[8]. Pequenas deformações superficiais dos corpos não são perceptíveis clinicamente, necessita-se de um sensor
para realizar a sua leitura. Entre os dispositivos para medir pequenas deformações, o strain gage de resistência
elétrica é o mais indicado. Esse dispositivo, é fixado na superfície do objeto para medir a deformação relativa
superficial. Esse sensor converte a deformação e mede a variação da resistência elétrica gerada pela deformação,
a qual (ohms) que é armazenada e processada pelo sistema de aquisição de dados é convertida em tensão.
Existem vários tipos de strain gage. A seleção do strain gage depende dos objetivos da aplicação, tamanhos e
tipos de materiais. Em testes biomecânicos com ossos, os com metal depositado em material polimérico são
os mais usados. Com relação à forma, existem uniaxiais, biaxiais e, com padronizações especiais, como o de
três eixos (roseta). As vantagens do uso do strain gage são: a possibilidade de mensurar as deformações em
várias partes de uma estrutura com precisão sem destruí-la, permite a análise quantitativa da distribuição das
deformações em condições reais e também a possibilidade de servir como transdutores de deformação para
resistência no cálculo da força, pressão, torque e deslocamento [8].
Um método não-invasivo de fácil aplicação e seve para quantificar a estabilidade é a análise de
frequência de ressonância a qual fornece valores de Coeficiente de Estabilidade do Implante (ISQ) [32]. Existem
no mercado vários tipos/números uma grande quantidade de implantes e o conhecimento de suas características
são fundamentais para a escolha apropriada, de acordo com as condições mecânicas e clínicas do tecido ósseo
envolvido.
26](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-26-320.jpg)
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1.2 Métodos de quantificar a estabilidade primária
1.2.1 Torque de inserção
A estabilidade adequada do implante é difícil de ser obtida em todos os tipos de osso. Altos torques
de inserção são facilmente alcançados em osso de alta densidade, enquanto valores menores são frequentemente
observados em osso de baixa densidade. Ambas as ocorrências podem impactar negativamente na regeneração
do osso, uma vez que valores elevados do torque de inserção podem comprimir excessivamente o osso cortical,
levando à perda precoce do osso marginal. Por outro lado, valores baixos do torque podem impedir a
regeneração inicial na interface osso-implante.
O torque de inserção é um parâmetro mecânico influenciado pelo procedimento cirúrgico, forma do
implante e qualidade óssea [24]. Valores do TI entre 25 e 45 N.cm foram sugeridos para evitar micromovimentos,
que podem levar ao encapsulamento fibroso. Um torque de inserção mais elevado tem sido associado a um
aumento na compressão do osso, desencadeando microfraturas e necrose óssea [23].
De modo geral os implantes cônicos apresentam maior torque de inserção do que implantes cilíndricos,
tanto na mandíbula quanto na maxila. Implantes cônicos exercem maior força compressiva lateral nas paredes
ósseas ao redor do implante e em áreas com qualidade e quantidade óssea inadequadas, recomenda-se o uso de
implantes cônicos para obter melhor estabilidade primária [32].
1.2.2 Strain gage
O strain gage é um dispositivo de extensometria utilizado para medir a deformação sofrida por um
objeto. O dispositivo é colado na superfície do corpo de prova e com aplicação de carga há deformação e o
comprimento do strain gage sofre alteração, criando uma força eletromotriz que é transformada em corrente.
Quando uma força é aplicada ao corpo de prova os strain gage medem o alongamento sofrido nele através de
mudança na sua resistência elétrica. O strain gage é acoplado a um sistema transdutor de sinais que converte
o sinal elétrico em medida de deformação. O alongamento do corpo de prova é lido como tensão, enquanto o
encurtamento na direção oposta é registrado como compressão [34].
Uma forma de avaliar os limites de resistência do osso com o uso de strain gage é comparar a
deformação com as medidas fisiológicas e de sobrecarga existentes na literatura. O efeito da categorização da
tensão compressiva no osso demonstrando uma zona de modelagem-remodelação fisiológica entre 200 e 2500
µϵ (microdeformação), zona de sobrecarga entre 2500 µϵ e 4000 µϵ (onde ocorre dano e microfissuras do osso
com algum reparo), e finalmente uma zona de sobrecarga patológica de deformações maiores que 4000 µϵ,
onde se observa pouco ou nenhum reparo do osso [45].
Para a obtenção das medidas de deformação, os strain gage são acoplados a um aparelho amplificador
analógico. Porém, Cozzolino et al., em 2018, propuseram um modelo de medição da deformação direta in vivo,
eliminando o uso do amplificado analógico-digital [7]. A figura 1.1 mostra o strain gage retangular isolado e
colados ao corpo de prova de poliuretano.
27](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-27-320.jpg)
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Figura 1.1 – (a) Corpo de prova mostrando a disposição dos strain gage; (b) strain gage retangulares (Model
PA-06-040 AB-120 - Excell Sensores, Taboão da Serra, São Paulo, Brazil.
1.2.3 Análise da frequência de ressonância de implantes dentários
A Análise da Frequência de Ressonância (RFA) de implantes dentários fornece informações sobre a
rigidez da interface osso-implante. O valor medido é uma combinação de contato do implante-osso e densidade
óssea ao redor dos implantes. O sistema RFA mais recente para uso clínico é o Ostell Mentor (Osstell AB,
Gotemburgo, Suécia), que utiliza um transdutor (SmartPeg) aparafusado ao implante. O implante pode ser
acessado através de pulsos eletromagnéticos gerados por um dispositivo portátil, que reúne valores numéricos
correspondentes ao ISQ. Esses valores podem variar de 1 a 100, com valor um representando estabilidade
muito baixa. Valores de ISQ inferiores a 50 são considerados críticos [42].
Há diversas variáveis que podem interferir nos resultados, como quantidade e a qualidade óssea,
a técnica cirúrgica, a geometria do implante, o comprimento e o diâmetro. Deve-se levar em consideração
também a correlação entre os valores do ISQ e os processos de osseointegração do implante, como método de
previsão do prognóstico [7]. Em relação à análise de RFA, estudos recentes realizados com implantes colocados
em blocos ósseos artificiais ou em modelos animais, concluíram que os implantes cônicos apresentam valores
de ISQ significativamente maiores em comparação com os implantes cilíndricos [42].
1.3 Fatores que influenciam na estabilidade primária dos implantes
A estabilidade primária é um dos pré-requisitos para se atingir a osseointegração e o principal indicador
do sucesso dos implantes. Está diretamente influenciada por fatores relacionados ao contato osso-implante,
como a forma dos implantes, tratamento de superfície, perfil das roscas, densidade e deformação óssea, torque
de inserção, deformação, diâmetro e comprimento dos implantes.
Para otimizar a estabilidade primária sem modificar as características ósseas é possível alterar a
técnica cirúrgica e a macroestrutura (diâmetro, comprimento, forma e desenho da rosca) e a microestrutura
do implante com tratamento de superfície.
28](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-28-320.jpg)
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1.3.1 Diâmetro e comprimento
A seleção apropriada do diâmetro do implante é geralmente baseada na quantidade de osso disponível
[33]. Quando a espessura do osso cortical não é suficiente, o diâmetro do implante pode influenciar no sucesso
do tratamento. Em rebordos alveolares com altura limitada, o uso de implantes maior diâmetro pode aumentar
a interface osso-implante. Menores valores de tensão no osso e no implante, mensurados após o carregamento
oclusal, têm sido observados em implantes de maior diâmetro, o que se justifica pela melhor distribuição pela
maior área de contato entre o implante e o osso peri-implantar [32].
Para suportar cargas mastigatórias um aumento no diâmetro do implante produz uma redução
significativa na tensão, particularmente no osso cortical, enquanto o comprimento do implante tem certa
influência nos padrões de tensão na interface do implante com o osso trabecular [5].
Uma proposta de uma classificação baseada no comprimento e diâmetro para implantes dentários
divide os implantes quanto ao diâmetro em extra pequeno (menor que 3 mm), pequeno (de 3-3.75 mm), padrão
(maior ou igual a 3.75 e menor que 5 mm) e grande (maior que 5 mm). Quanto ao comprimento os implantes
foram classificados em extra curtos (menor ou igual a 6 mm), curtos (entre 6-10 mm), padrão (maior ou igual
a 10 mm e menor que 13 mm) e longo (maior que 13 mm) [26]. Implantes de maiores diâmetro têm maior
área de contato osso-implante, maior resistência à fratura e maior estabilidade inicial, além de gerar menor
tensão no osso [19].
Na prática clínica, o uso de implantes com maiores diâmetros é limitado pela espessura do rebordo
alveolar residual. Sendo assim, o diâmetro do implante deveria ser pelo menos metade da largura do rebordo;
entretanto, rebordos alveolares mais estreitos pode haver um aumento da tensão [26]. Durante o carregamento,
o aumento no comprimento do implante reduz a deformação óssea e a tensão máxima em comparação com
implantes curtos [19].
Estudos avaliando o efeito do diâmetro do implante e do comprimento do implante em simulação por
elementos finitos comprovaram uma redução da tensão na interface osso implante com a aplicação de cargas
verticais e oblíquas ao pilar com o aumento do diâmetro e com menor efeito com o aumento do comprimento
[30].
Uma consideração sobre a tensão e deformação no osso é que há variação de acordo com as diferentes
partes da estrutura implanto-suportada. Outros parâmetros que influenciam na transferência de cargas
mastigatórias para o osso são o tipo de carregamento, a interface osso-implante, o comprimento e diâmetro
dos implantes, a forma e características das superfícies do implante, tipo e material da prótese e qualidade
e quantidade do osso adjacente. Durante o carregamento centralizado, a tensão máxima está localizada na
cortical do osso, isso ocorre na área de contato com o implante. Quando a tensão máxima está no osso
trabecular há uma concentração desta em torno do ápice do implante. No osso cortical, a distribuição da
tensão é restrita à área imediata ao redor do implante, mas no osso trabecular, a distribuição da tensão é em
uma área mais ampla [52].
29](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-29-320.jpg)
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1.3.2 Forma
A forma dos implantes influencia na estabilidade primária. O corpo do implante pode ser cilíndrico,
cônico ou cilíndrico com o ápice cônico. Há um consenso de que implantes cônicos oferecem maior estabilidade
primária e torque de inserção que os cilíndricos [41].Os implantes dentários cônicos apresentam maior
estabilidade primária quando posicionados em blocos de poliuretano de baixa densidade em comparação com
a macrogeometria cilíndrica. Este fato pode ajudar os clínicos na escolha de um implante mais adequado para
uso em tecido ósseo de baixa densidade [12].
A forma da parte cervical do implante é muitas vezes imprescindível para a obtenção de estabilidade,
principalmente em ossos de baixa densidade, nos quais o osso medular é muito trabeculado, oferecendo pouca
resistência à inserção do corpo do implante. O que se observa clinicamente é que nestes casos o implante
apenas atinge uma certa estabilidade no final da instalação, devido à resistência da cortical à inserção da
cervical do implante [44].
Entre as vantagens do implante cônico ou em forma de raiz sobre a forma cilíndrica está o menor
espaço necessário na região apical, sendo úteis em regiões finas com concavidades labiais ou linguais, melhor
estabilidade primária para colocação imediata nas cavidades alveolares e melhor distribuição das forças
compressivas [16]. O implante cilíndrico necessita de um bom tratamento de superfície para compensar o
menor contato com o tecido ósseo.
1.3.3 Perfil das roscas
Os implantes podem ser encontrados com diferentes geometrias, e formas dos filetes das roscas. O
objetivo dos vários modelos dos implantes existentes no mercado é obter uma melhor distribuição das tensões
no tecido ósseo. Os filetes de roscas são eficazes para aumentar o contato inicial com o osso circundante através
da conversão de movimento rotativo em movimento linear, contribuindo para a estabilidade primária. No
entanto, eles exibem diferenças na transmissão de cargas ao osso adjacente. O passo e o ângulo da face da
rosca mudam a direção da força na interface osso-implante [16]. Existem diferentes formas de roscas para
implantes, sendo classificadas como: triangulares, quadradas, trapezoidais e suas variações.
A intensidade da tensão cisalhante gerada pelos diferentes formatos de roscas aumenta à medida
que o ângulo da rosca aumenta. Implantes com roscas quadradas dissipam cargas axiais com eficiência,
principalmente por meio de uma força compressiva [38]. Implantes com roscas em forma de V e com rosca
reversa transmitem uma combinação de forças de compressão, tração e cisalhamento [9].
Com relação aos tipos de roscas a serem utilizados, é possível verificar uma maior indicação para
utilização de roscas quadradas em áreas que apresentam tecido com baixa densidade para a dissipação das
tensões, melhorar o travamento e favorecer o processo da osseointegração. No entanto, a técnica de instalação
do implante com este tipo de rosca em osso de densidade elevada apresenta maior resistência pela ausência de
uma superfície com formato cortante, como o da rosca triangular [31].
A diminuição do passo da rosca auxilia na estabilidade do implante e o aumento da profundidade da
rosca favorece a estabilidade em pacientes com má qualidade óssea. As microrroscas no colo do implante tem
o objetivo de aumentam o contato osso-implante e contribui para a manutenção do osso marginal [4].
30](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-30-320.jpg)
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A forma do implante é um dos fatores-chave para modular a estabilidade primária e a distribuição da
tensão para o osso peri-implantar. As características geométricas de um implante afetam fortemente sua área
de superfície e, como consequência, influenciam a quantidade de Contato Osso-Implante (BIC). Implantes
com roscas mais profundas, passo pequeno e ângulo de hélice reduzido aumentam a estabilidade primária e o
contato osso-implante, mas reduz a osseocompressão [38].
Geramizadeh et al. (2018) [17], fazendo a comparação entre três implantes de acordo com sua
macrogeometria usando um modelo de Análise por Elementos Finitos (AEF) chegaram à conclusão de que um
implante cônico com microrroscas na área superior e roscas em forma de V no terço médio e inferior do corpo
tem a distribuição de tensões mais uniforme e desejável no entorno do osso cortical [17].
Abuhussein et al. (2010) [1], por meio de uma revisão avaliaram a influência dos tipos de roscas na
distribuição das tensões no tecido ósseo e na estabilidade dos implantes. Os autores verificaram que as roscas
ou microrroscas eram favoráveis para a preservação óssea marginal, e o maior número e tamanho das roscas
contribuem para o aumento da estabilidade primária [1]].
1.3.4 Microgeometria
1.3.4.1 Superfície dos implantes
Nas últimas décadas surgiram mudanças dos paradigmas sobre como as características da superfície
dos biomateriais que influenciam na resposta biológica. Foram desenvolvidas superfícies com microrrugosidade
como a molhabilidade aumentam a energia de superfície, melhorando o contato celular e a osseointegração dos
implantes de titânio. Os efeitos sinérgicos das características da topografia em nanoescala, a molhabilidade e
a qualidade da interface implante-osso são relevantes para o sucesso dos sistemas de implante.
Vários tratamentos da superfície dos implantes são usados, os quais influenciam na interação do
titânio com os tecidos biológicos. Os tratamentos das superfícies interferem no processo de osseointegração, na
molhabilidade, rugosidade e morfologia. A rugosidade da superfície dos implantes altera a adesão e fixação
das células osteogênicas. A rugosidade pode ser quantificada por vários parâmetros, sendo o Ra o mais usado,
o qual representa o valor médio aritmético do tamanho dos picos e vales existentes na superfície em relação a
uma linha média imaginária calculada. Quanto à dimensão da rugosidade dos implantes, pode-se dividi-la
em três níveis: macrorrugosidade, microrrugosidade e nanorrugosidade. A macrorrugosidade com ordem de
grandeza de milímetro não influencia na osseointegração, mas afeta a distribuição das forças para o osso e
na estabilidade do implante [46]. Sendo assim, idealmente, a rugosidade necessária para a formação óssea de
qualidade ocorre quando se tem uma superfície com Ra entre 1,0 e 2,0 µm de rugosidade [17].
Na região do segmento subepitelial, a rugosidade em torno de 1,0 µm (Ra) permite a adesão do tecido
conjuntivo. Para a região endóssea, a superfície do implante deve induzir a regeneração e a remodelação óssea,
promover ótima distribuição de cargas, aumentar a área de contato e levar à máxima deposição celular [46].
A molhabilidade interfere no comportamento celular e é avaliada pelo ângulo de contato. A composição
química e a energia de superfície são essenciais para a adesão dos osteoblastos, sendo a primeira fase de
interação entre as células e o biomaterial, orientando a proliferação celular no contato com o implante [14].
As superfícies dos implantes determinam as reações interfaciais primárias com componentes do sangue,
31](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-31-320.jpg)
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OSSEOINTEGRÁVEIS
células ósseas, epiteliais e do tecido conjuntivo, como adsorção de macromoléculas, adesão celular, proliferação
e diferenciação.
Os orifícios para a inserção dos implantes dentários são imediatamente preenchidos com sangue
devido à ruptura de vasos sanguíneos danificados e trauma vascular no osso. A formação de coágulo de fibrina
está associada à maioria dos processos de cicatrização de feridas e parece estar ligado a reações iniciais de
osseointegração. O coágulo sanguíneo serve de arcabouço à migração de células-tronco mesenquimais e secreção
de enzimas fibrinolíticas. Este processo de migração para um arcabouço de tecido conjuntivo temporário é
denominado osteocondução, sendo a primeira fase da osseointegração. Após a osteocondução, há formação do
novo osso que é iniciada pela diferenciação de osteoblastos [1].
Os objetivos dos tratamentos das superfícies dos implantes são: reduzir o tempo de carregamento
após a cirurgia, acelerar o crescimento e maturação óssea para permitir o carregamento imediato, aumentar
a estabilidade primária, garantir o sucesso na aplicação em osso com menor densidade e quantidade, obter
crescimento ósseo diretamente na superfície do implante, aumentar a área de osseointegração, obter contato
osso-implante sem a interposição de camadas proteicas amorfas, atrair células osteoblásticas, pré-osteoblásticas
e mesenquimais, atrair proteínas de ligação específicas para células osteogênicas (fibronectina) e obter maior
concentração possível de proteínas de ligação celular [13].
Implantes orais moderadamente rugosos são os comercializados, com base nas evidências científicas
de que essas superfícies proporcionam melhor resposta óssea. Uma tendência geral nos experimentos in vivo é
que o aumento do valor de Ra resulta em aumento da resistência ao cisalhamento interfacial [2].
Usando o método de AEF, Halldin et al. (2015) [21] estimaram a resistência ao cisalhamento interfacial
para diferentes superfícies. Foi constatado que uma superfície com o valor de Ra (altura média das estruturas)
de 1,51 teve um valor de 45% de aumento da resistência ao cisalhamento interfacial em 12 semanas de
cicatrização em comparação com uma superfície com um valor de Ra de 0,91 [21].
Além disso, implantes com tratamento de superfície apresentam maior tensão e deformação no osso
cortical do que implantes usinados, o que os autores atribuem ao aumento da área dos implantes com superfície
tratada, porém há melhor distribuição da tensão de compressão no osso peri-implantar [28]. A modificação
da superfície dos implantes é recomendada por ampliar a área de contato ósseo, permitindo assim maior
resistência à força de cisalhamento, devido ao aumento do coeficiente de atrito [18]. Na figura 1.2, observa-se
os fatores que influenciam na estabilidade primária como o tratamento de superfície, o perfil da rosca e forma
dos implantes.
Figura 1.2 – Implantes com diferentes formas que influenciam a estabilidade primária: 1- Implante usinado;
2- Implante com superfície com duplo ataque ácido; 3- Perfil de rosca trapezoidal; 4- Corpo
cilíndrico e rosca triangular; 5- Cônico.
32](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-32-320.jpg)
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OSSEOINTEGRÁVEIS
1.4 Parâmetros relacionados ao hospedeiro que influenciam na estabilidade primária
1.4.1 Densidades ósseas
Existem três parâmetros que, basicamente, caracterizam os diferentes tipos de osso que influenciam
na estabilidade primária: densidade, deformação na instalação e ocorrência de necrose. Como a tensão máxima
ocorre no nível cortical, tem sido recomendado que o osso cortical nos locais de inserção de implantes deve ter
pelo menos 1,0 mm de espessura. A densidade mineral óssea também é importante para garantir a estabilidade
dos implantes endósseos. Isso de modo em que há aumentos significativos no torque de inserção quando os
minimplantes foram inseridos em corticais mais espessa, enfatizando o aumento do torque de inserção com a
elevação da densidade óssea [28].
As variações das densidades ósseas nas diferentes regiões dos maxilares podem ser parcialmente
responsáveis pelas maiores evidências das falhas clínicas na maxila do que na mandíbula [49]. Dados da
literatura citam que a densidade óssea é o principal fator que influencia na estabilidade primária dos implantes
dentários [41]. Isso se baseia na observação de que nenhuma outra característica (forma e dimensão, técnica
cirúrgica e superfície dos implantes) foi capaz de gerar grandes variações nos valores de torque de inserção. A
densidade óssea é o parâmetro mais importante para a obtenção da estabilidade inicial [41].
Duas classificações são usadas na implantodontia para qualificar as densidades ósseas e auxiliar no
planejamento clínico-cirúrgico e na previsibilidade do tratamento com implantes dentários. Lekholm e Zarb,
em 1985, propuseram uma classificação com base na qualidade óssea e nas densidades, propondo 4 classes de
osso (Figura 1.3) [18]:
DI: osso compacto e homogêneo;
DII: espessa camada de osso compacto circundando núcleo de osso trabecular denso;
DIII: fina camada de osso cortical circundando núcleo de osso trabecular denso com resistência
favorável;
DIV: fina camada de osso cortical circundando núcleo de osso trabecular de baixa densidade.
Figura 1.3 – Classificação da qualidade óssea. Proposta adaptada de Lekholm e Zarb, 1985 [50].
Em 1988, Misch propôs que o osso pode ser dividido em quatro grupos com base nas características
da cortical e do osso trabecular (Figura 1.4) [37]. O osso cortical pode ser denso, poroso, fino, espesso ou
33](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-33-320.jpg)
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ausente. O osso trabecular pode ser grosso ou fino. As classes foram identificadas como D1, D2, D3 e D4,
respectivamente:
D1: osso cortical denso;
D2: osso cortical poroso e trabecular grosso;
D3: cortical poroso (fino) e trabecular fino;
D4: osso trabecular fino.
Figura 1.4 – Classificação dos tipos de ossos com base nas características do osso cortical e trabecular [50].
A estabilidade mecânica impede os movimentos durante o primeiro estágio de regeneração cirúrgica
[37]. A resistência mecânica do osso, o módulo de elasticidade, a porcentagem de contato osso-implante e
a distribuição axial das tensões ao redor do implante também estão relacionados à densidade óssea [37]. A
qualidade do osso varia com a localização nos maxilares. Na região anterior da mandíbula é encontrado osso
mais denso, seguida pela região anterior da maxila, depois pela região posterior da mandíbula e finalmente
pela região posterior da maxila. Os maiores índices de insucesso são obtidos com implantes instalados na
região posterior da maxila, onde a intensidade das forças orais é maior e a densidade óssea menor [40].
1.4.2 Deformação do osso
Quanto maior o módulo de elasticidade, mais rígido é o material, portanto, o osso cortical tem menor
capacidade de deformar do que o osso esponjoso. Uma segunda característica é a densidade do osso. Quanto
maior a densidade do osso cortical, menor é a deformação e a tensão no osso [18]. Consequentemente, o osso
cortical precisa de maior força para ser deformado do que o osso esponjoso.
Udomsawat et al. (2019) [51] analisaram as características da distribuição da tensão usando AEF
ao redor de 3 implantes com formas diferentes. Observaram que as tensões máximas foram localizadas no
34](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-34-320.jpg)
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osso cortical [51]. Os autores atribuíram este fato à duas características dos materiais, sendo a primeira a
propriedade elástica de cada tipo de osso. Osso cortical tipo II tem módulo de Young (E) igual a 9x10 3
N/mm2
, o qual é superior a 0,7x10 3 N/mm2
do osso esponjoso [6].
Com a aplicação de forças compressivas são originadas fraturas transversais, mas, devido ao compor-
tamento anisotrópico do osso, as linhas de pressão podem ser oblíquas. Sob tensão, um osso fratura na direção
perpendicular à carga aplicada. No caso das forças de cisalhamento, estas agem paralelamente à superfície,
deformando-o [20].
Quando um estímulo mecânico externo produz deformação no tecido ósseo, a célula óssea sofre
deformação. A tensão de cisalhamento sobre a membrana plasmática dos osteócitos é transmitida por toda a
célula através de uma complexa rede que conecta a membrana plasmática ao núcleo, num processo chamado
mecanotransdução. Presume-se que as cargas mecânicas aplicadas ao osso sejam transduzidas pelo esqueleto
via sinais mecânicos e são detectadas por determinadas células que geram sinais bioquímicos, regulando a
formação e reabsorção óssea [36].
1.4.3 Necrose óssea
Com base na teoria de Wolff, a resposta do osso em termos de reabsorção ou cicatrização está
diretamente relacionado com a tensão no osso [36]. Várias pesquisas relataram a relação entre a forma do corpo
do implante e a distribuição da força estática [28]. Estudos histológicos mostram que o implante colocado em
osteotomias excessivamente subdimensionadas resulta em microfissuras induzidas no osso cortical, levando à
necrose e remodelação que pode comprometer a estabilidade primária do implante [36].
O osso marginal apresenta diferença na resposta óssea entre as duas abordagens cirúrgicas. Em
implantes inseridos subdimensionados, o primeiro contato implante-osso ocorreu na primeira rosca ou acima
dela. Em contraste, em cerca de 50% dos implantes inseridos sob pressão, a primeira rosca do implante não
fica coberta com osso, mas com tecido fibroso [27].
Altos valores do torque de inserção podem ser gerados na instalação do implante com o aumento da
altura do filete da rosca. No entanto, há necessidade de cautela com a tensão excessiva gerada, porque esta
compressão pode exceder o limite fisiológico e desencadear a reabsorção óssea, levando à necrose e falha do
implante dentário [29].
Em geral, as falhas dos implantes podem ser descritas como eventos iniciais ou tardios. As falhas
iniciais ocorrem antes que o implante seja colocado em função. Estas falhas podem ter várias causas, entre
elas o superaquecimento do osso durante a preparação do local do implante, falta de estabilidade primária,
preparação excessiva do local do implante ou à má qualidade óssea, cargas orais elevadas ou parafunções [15].
Neste contexto, os implantes são clinicamente removidos. As falhas tardias são observadas após o carregamento
e função. Em contraste, as falhas tardias dos implantes são principalmente devido a fatores biológicos. A
perda óssea decorrente de perimplantite ou fratura do implante são as prevalentes. A maioria dos implantes
com falha tardia não apresenta mobilidade e permanece pelo menos parcialmente osseointegrados na porção
apical [49].
35](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-35-320.jpg)
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1.5 Influência da técnica cirúrgica na estabilidade primária
1.5.1 Técnica cirúrgica
Uma técnica cirúrgica adequada é extremamente importante para a obtenção de altas estabilidades
primárias, principalmente em ossos de pouca densidade e/ou quantidade.
Na condição ideal de regeneração pós-operatória, ocorre uma cascata de fenômenos celulares e
moleculares, incluindo a formação do coágulo sanguíneo, angiogênese, migração de células osteoprogenitoras,
aposição de tecido ósseo na superfície do implante, remodelação secundária e perimplantar do osso pré-existente
[39].
Quanto menor for o diâmetro do alvéolo cirúrgico em relação ao diâmetro do implante, maior será
a compressão óssea e maiores os torques de inserção. Para se obter a maior estabilidade deve-se preparar
adequadamente o leito cirúrgico. Os protocolos convencionais usados nas cirurgias sugerem que o alvéolo
cirúrgico deve ser aproximadamente 0,7 mm menor que o diâmetro do implante. Este procedimento é chamado
de subinstrumentação. Em ossos de baixa densidade, uma subinstrumentação pode aumentar de forma
significativa a estabilidade primária [14].
Al-marshood et al. (2011) [35] estudaram duas técnicas cirúrgicas para a instalação dos implantes
dentários colocados bilateralmente na mandíbula de cães Beagle [10]. Os implantes foram instalados usando
a técnica subdimensionada e a técnica convencional com escalonamento das brocas. Os métodos utilizados
para analisar o BIC e o Volume Ósseo (BV) em torno do implante 3 meses após a cirurgia foram baseados
em microtomografia computadorizada (micro-CT) e métodos histométricos. Os autores concluíram que a
porcentagem de BIC foi significativamente maior para os implantes instalados com a técnica subdimensio-
nada. Observaram uma diferença significativa entre a técnica subdimensionada e a escalonada para a primeira
rosca de parafuso em relação ao contato ósseo. O maior contato ósseo foi devido à ocorrência de pequenos
fragmentos ósseos criados durante a instalação subdimensionada no leito alveolar [10]. Os fragmentos ósseos
possuem potencial de osteogênese e podem atuar como uma espécie de autoenxerto [43].
Outro protocolo que pode ser seguido para a escolha do diâmetro do implante é a avaliação clínica da
densidade óssea com base na percepção tátil.
Durante a instalação do implante dentário, a tensão varia com a região ao longo da superfície e varia
com a densidade óssea, forma do implante e com a metodologia empregada na osteotomia.
A forma da fresa final é projetada para cortar o osso de acordo com a forma do implante, mas não é
perfeitamente semelhante à geometria do implante. Cada sistema de implante preconiza o uso de uma broca
final com tamanho apropriado para o diâmetro e comprimento do implante [48]. O processo de implantação
distribui as forças de carregamento complexas em várias direções no osso circundante [48]. A direção de
carregamento tem efeito significativo nos valores da tensão máxima e padrões de distribuição no sistema
implante-osso. O padrão de tensão no osso circundante da cavidade preparada é distribuído de maneira mais
uniforme quando a geometria do implante não desloca o osso circundante. O aumento abrupto na geometria
do implante cria maior tensão no osso. Quando a magnitude da tensão supera a capacidade máxima de
deformação do osso ocorrem danos caracterizados pela formação de trincas ou fratura. Por outro lado, se a
cavidade é maior do que a geometria do implante há menor contato entre o osso e o implante, diminuindo
36](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-36-320.jpg)
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a estabilidade do implante. Portanto, o diâmetro da broca final é crítico para a osteotomia, porque o osso
adjacente a fresa têm contato inicial direto com o implante. Quanto maior for a diferença geométrica entre o
implante e a cavidade óssea, maior será a área óssea comprimida e maior a tensão gerada. Duyck observou
que a diferença maior de diâmetro entre o colar do implante e a cavidade preparada, aumenta a tensão no
osso [11].
Shalabi et al. (2007) [47] estudaram o efeito da rugosidade da superfície e a influência de diferentes
técnicas cirúrgicas na fixação mecânica de implantes orais de titânio 12 semanas após a cirurgia [15]. Foram
instalados 48 implantes com topografias de superfície usinadas ou jateadas e anodizadas em côndilos femorais
de cabras. Os locais de implante foram preparados com emprego da técnica subdimensionada, ou pela técnica
de condensação óssea com osteótomo. As análises foram feitas por teste de torque de remoção e histológica
e análise no microscópio eletrônico de varredura. Os autores encontraram maior torque de remoção em
implantes com tratamento de superfície com a técnica subdimensionada (98 a 29 N.cm). O torque médio
(50 a 35 N.cm) para remover os implantes com superfície usinada e colocados pela técnica de osteótomo
foram menores. Na instalação dos implantes anodizados foi usada a preparação subdimensionada do local
de implantação, resultando numa força de ligação superior com o osso circundante em comparação com os
implantes de superfície jateada. Existem evidências de que a técnica de preparação subdimensionada melhorou
a fixação precoce de implantes orais. Basicamente, a diferença entre a técnica subdimensionada e a técnica de
osteótomo é o grau de compressão do osso. Ambas as abordagens resultam em compressão óssea ao redor do
implante, mas na técnica com osteótomo a compressão é claramente maior por causa de tensões que surgem
quando um implante é colocado em um local de implantação de menor diâmetro. Tensões maiores podem ser
geradas mesmo quando o diâmetro do implante é de apenas 100 µm menor do que o diâmetro da perfuração
no osso. Em vista disso, a técnica de osteótomo pode apresentar falha devido à tensão no osso ao redor do
leito de implantação em combinação com a densidade relativamente alta do osso trabecular dos côndilos
femorais. Deve ser enfatizado que a técnica de osteótomo é projetada para ser usada em osso tipo IV e não
em osso de alta densidade [47].
Assim, quanto menor for o diâmetro da cavidade óssea, maior será a tensão gerada pela compressão
do implante, podendo ocasionar a perda óssea crestal. Portanto, o clínico deve usar a broca final de tamanho
adequado compatível com o tamanho do implante e a seleção deve ser feitas com base na qualidade do osso
do paciente [3].
1.6 Conclusões
De acordo com o que foi apresentado no presente capítulo, os implantes possuem características
que influenciam na estabilidade mecânica e de acordo com a quantidade e densidade óssea deve-se priorizar
determinado implante. Desta forma, faz-se necessário o conhecimento do clínico das formas, tipos de roscas,
dimensões e tratamentos de superfícies que irão transmitir maior compressão ao osso peri-implantar.
A estabilidade primária dos implantes é fundamental para o sucesso da osseointegração, sendo
importante ao clínico estabelecer parâmetros para quantificar durantes a instalação.
37](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-37-320.jpg)
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OSSEOINTEGRÁVEIS
Agradecimentos
Agradecemos à instituição de fomento CAPES e ao Instituto Militar de Engenharia pelo apoio e
suporte para a realização deste trabalho.
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![CAPÍTULO 1. FATORES QUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES
OSSEOINTEGRÁVEIS
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![2 IMPLANTES DE TITÂNIO OSSEOINTEGRÁVEIS
COM SUPERFÍCIES BIOMIMÉTICAS
Ana Karine Rocha de Andrade Nattrodt1
, IME2
, ORCID 0000-0002-0510-3493;
Carlos Nelson Elias, IME2
, ORCID 0000-0002-7560-6926;
Adriana Marcela Lobato Rocha, IME2
, ORCID 0000-0003-0468-3307;
Larissa Ramos Xavier Coutinho Nascimento, IME2
, ORCID 0000-0001-6533-5598;
Roberto Hirsch Monteiro, IME2
, ORCID 0000-0003-4506-5820.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.574116
COMO CITAR
NATTRODT, A. K. R. de A.; ELIAS, C. N.; ROCHA, A. M. L.; NASCIMENTO, L. R. X. C.; MONTEIRO, R.
H. IMPLANTES DE TITÂNIO OSSEOINTEGRÁVEIS COM SUPERFÍCIES BIOMIMÉTICAS. In: ELIAS,
C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações
dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 42-48.
Tópicos
2.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 43
2.2 O titânio na implantodontia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 43
2.3 Tratamento de superfície dos implantes de titânio . . . . . . . . . . . . . . . . 44
2.4 Superfícies biomiméticas dos implantes dentários . . . . . . . . . . . . . . . . . 44
2.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 46
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 47
RESUMO
Dentre os materiais utilizados na fabricação dos implantes odontológicos, o titânio comercialmente
puro (Ti cp ASTM F67, ABNT NBR ISO 5832-2) e suas ligas (ASTM F136) são os mais usados. Essas
ligas, além das propriedades mecânicas favoráveis, permitem reações teciduais positivas, não provocam reação
de hipersensibilidade, apresentam elevada resistência à corrosão e excelente biocompatibilidade. As citadas
propriedades são devido à camada de dióxido de titânio formada quando o titânio é exposto ao meio oxidante.
Um dos principais fatores que comprovam o sucesso no tratamento com implantes dentários é a osseointegração.
1 Email: karine.ana@gmail.com
2 Instituto Militar de Engenharia](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-42-320.jpg)
![CAPÍTULO 2. IMPLANTES DE TITÂNIO OSSEOINTEGRÁVEIS COM SUPERFÍCIES
BIOMIMÉTICAS
Ela envolve uma cascata de eventos biológico-celulares que podem ser acelerados por meio da modificação
micro e/ou nanométrica da morfologia da superfície dos implantes. Para promover a osteogênese de contato,
através de tratamentos das superfícies dos implantes e torná-los osteoindutoras tem sido um dos maiores
desafios da Ciência dos Materiais. Para obter esta característica dos implantes, é necessário que as superfícies
possuam regiões de adesão para fibrinas, favoreçam a adesão de células e assegurem a estabilidade secundária
dos implantes. Implantes com superfícies osteoindutoras podem ser utilizadas em ossos de baixa densidade
com maior taxa de sucesso. A melhor união da interface osso-implante pode ser obtida com a aceleração da
cicatrização óssea ou com o aumento da ancoragem mecânica, partindo-se de abordagens biomiméticas. Um
agente biomimético é aquele material que foi projetado para obter respostas celulares especificadas e mediadas
por interações com peptídeos das proteínas da matriz extracelular. Essencialmente, superfícies biomiméticas de
implantes podem ser obtidas pela incorporação de peptídeos de ligação celular mediante a modificação química
ou física. Resultados promissores estão sendo observados em implantes com propriedades biomiméticas, cujas
superfícies foram tratadas com biocerâmicas ou íons. Implantes com superfícies biomiméticas são disponíveis
comercialmente e os dados da literatura mostram aumento da velocidade da osseointegração.
Palavras-chave: Osseointegração, Implantes odontológicos, Implantes dentários, Biomiméticas.
2.1 Introdução
A instrumentação do leito cirúrgico para criar o espaço para instalação do implante induz traumas
vasculares. Imediatamente após a inserção, as superfícies dos implantes são rapidamente recobertas com
sangue, proteínas de adesão e outras biomoléculas são adsorvidas na superfície do biomaterial implantado.
Segue-se uma cascata de eventos biológicos envolvendo as células responsáveis pela osteogênese.
O principal parâmetro avaliado no sucesso do tratamento com implantes dentários é a osseointegração.
Ela envolve uma série de eventos biológico-celulares que podem ser acelerados por meio da modificação
micro e/ou nanométrica da morfologia da superfície dos implantes dentais. Os tratamentos da superfície do
titânio dos implantes comerciais modificam sua morfologia, aumentam a energia de superfície e alteram as
propriedades físico-químicas. Essas modificações influenciam positivamente na osseointegração, reduzem o
tempo para fazer o carregamento dos implantes sem comprometer a estabilidade secundária.
2.2 O titânio na implantodontia
O titânio comercialmente puro (Ticp) é o material preferido para a fabricação de implantes dentários.
Apresenta alta resistência à corrosão em soluções fisiológicas e uma excelente biocompatibilidade para aplicação
como biomaterial. Para outras aplicações o Ticp é usado por ter baixa densidade (4,5 g/cm3
), combinada com
baixa condutividade termoelétrica, baixo módulo de elasticidade e considerável resistência à fadiga. O Ticp
forma uma camada de óxido de superfície imediatamente após a exposição ao meio oxidante com espessura
entre 2-10 nm. Esta camada de óxido da superfície (TiO2) é estável, biocompatível e fornece alta resistência à
corrosão, alta passividade e resistência a ataques químicos [2].
Quando um implante é instalado no corpo, uma série de reações acontece na superfície. Inicialmente,
proteínas são adsorvidas pela superfície dos implantes. As reações iniciais entre o organismo hospedeiro e
43](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-43-320.jpg)
![CAPÍTULO 2. IMPLANTES DE TITÂNIO OSSEOINTEGRÁVEIS COM SUPERFÍCIES
BIOMIMÉTICAS
a superfície do implante determinam a resposta biológica e o sucesso ou falha do implante. A morfologia,
energia de superfície, molhabilidade e a rugosidade são parâmetros importantes a serem considerados [10].
Apesar da camada de óxido de titânio ter boa biocompatibilidade para uso como implantes dentários,
não havendo melhorias no tratamento da superfície não é possível induzir a aposição óssea [2]. Para promover
a osteogênese de contato, através de tratamentos de superfícies dos implantes para dá-las características oste-
oindutoras, várias pesquisas foram realizadas e esse continua sendo um dos maiores desafios dos pesquisadores.
As superfícies osteoindutoras devem ter maior área de adesão para fibrinas, favorecer a adesão das células
e assegurar a estabilidade secundária dos implantes. Implantes com superfícies osteoindutoras apresentam
maior taxa de sucesso em ossos de baixa densidade (D3 ou D4) [5].
2.3 Tratamento de superfície dos implantes de titânio
Os primeiros implantes dentários foram desenvolvidos sem nenhum tipo de tratamento da sua
superfície. Os implantes eram produzidos por usinagem, resultando em implantes com superfície denominada
“lisa”. Durante muitos anos, esse implante foi concebido como padrão ouro. Estudos experimentais comparando
implantes sem tratamento de superfícies e com tratamento (rugosas) demonstraram uma melhor resposta
biológica para as últimas. Com a evolução da implantodontia, alterações nas superfícies dos implantes
começaram a ser realizadas para melhorar a osseointegração. Modificações na morfologia da superfície foram
inicialmente desenvolvidas para aumentar a fixação mecânica entre o tecido ósseo e superfície do implante,
melhorar a estabilidade inicial e a dissipação das forças orais [16].
Diferentes morfologias das superfícies dos implantes são possíveis de obter por processos aditivos e
subtrativos nas escalas micrométrica, submicrométrica e nanométrica. A microtopografia ajuda na formação
óssea porque gera um ambiente tridimensional favorável para interações entre células e a matriz extracelular
[7].
Os tratamentos de superfície são realizados para: reduzir o tempo de carregamento após a cirurgia,
acelerar o crescimento e a maturação óssea, aumentar a estabilidade primária, garantir o sucesso do implante
quando instalado em regiões que apresentam um osso com menores densidade e quantidade, obter crescimento
ósseo na superfície do implante (osteogênese de contato), obter maior área possível de osseointegração, obter
contato osso-implante sem interposição de camadas proteicas amorfas, atrair células osteoblásticas, pré-
osteoblásticas e mesenquimais, atrair proteínas de ligação específicas para células osteogênicas (fibronectina) e
obter maior concentração possível de proteínas de ligação celular [16].
2.4 Superfícies biomiméticas dos implantes dentários
O revestimento da superfície do implante com agentes bioativos tem como objetivo acelerar os eventos
de cura e reduzir o tempo total de regeneração. Um agente biomimético é o material que foi projetado para obter
respostas celulares específicas e mediadas por interações com peptídeos de proteínas da matriz extracelular
(MEC) mediante a incorporação de peptídeos de ligação celular com os biomateriais via modificação química
ou física. Os revestimentos biomiméticos possuem moléculas biologicamente ativas como agentes osteogênicos,
44](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-44-320.jpg)
![CAPÍTULO 2. IMPLANTES DE TITÂNIO OSSEOINTEGRÁVEIS COM SUPERFÍCIES
BIOMIMÉTICAS
podem ser precipitadas com componentes inorgânicos para formarem uma matriz com as propriedades tanto
osteoindutora quanto osteocondutora [2].
Uma melhor união da interface osso/implante pode ser obtida com a aceleração da regeneração
óssea ou com o aumento da ancoragem mecânica, partindo-se de duas abordagens biomiméticas, uma delas
é a modificação química da interface a partir da incorporação de fases inorgânicas, tais como fosfatos de
cálcio, sobre ou no interior da camada de TiO2. Esta modificação estimula a regeneração óssea e aumenta as
interações bioquímicas entre as proteínas da matriz óssea e a superfície do material. A modificação bioquímica
da superfície é uma variante e está relacionada com a incorporação de moléculas orgânicas, tais como proteínas,
enzimas ou peptídeos, para induzir uma resposta específica [8].
Os agentes biomiméticos aplicados às superfícies do implante devem possuir as seguintes características:
1. capacidade de induzir diferenciação das células apropriadas para a nova formação óssea;
2. síntese ou produção fáceis;
3. capacidade de reabsorção em resposta à ação osteogênica, evitando problemas de perda de implante
devido à delaminação do revestimento;
4. não causar reações imunológicas no receptor;
5. estabilidade química até a colocação do implante no leito cirúrgico;
6. uma boa relação custo-benefício [11].
As superfícies dos implantes podem ser classificadas em 4 categorias com base nos agentes biomiméticos:
cerâmicas biocompatíveis, proteínas ou peptídeos bioativos, íons e polímeros [2].
No final dos anos 90, foi desenvolvido um procedimento para recobrir a superfície do implante com
uma camada uniforme de hidroxiapatita (HA) similar à camada biológica. O revestimento possuía espessura
de até 15 µm. Esse tipo de tratamento de superfície consiste na precipitação heterogênea de fosfato de cálcio
sob condições fisiológicas de temperatura e pH sobre o implante dentário, por meio da utilização de solução
de íons semelhantes ao plasma sanguíneo, com vistas à deposição de camada de apatita. Uma vez que as
moléculas estão integradas à estrutura do material, elas são liberadas gradualmente, sendo assim, capazes de
aumentar a osteocondutividade e potencializar a formação do osso em torno do implante [14, 3].
O objetivo do recobrimento pelo método biomimético é melhorar a interface osso-implante. Conside-
rando esta premissa, o fosfato de cálcio é o material mais utilizado para este tipo de procedimento. O problema
é que a força de adesão da camada de HA ao substrato metálico é fraca, pois depende exclusivamente do
contato físico entre a camada de HA do recobrimento e a superfície do implante, e este material é reabsorvido
4 a 5 anos após a implantação [14, 1].
Com o avanço das pesquisas nessa área, outras substâncias, como o colágeno e a fibronectina, foram
sugeridas como potenciais agentes biológicos para melhorar a osseointegração, bem como vários fatores de
crescimento e proteínas morfogenéticas ósseas [13]. O alto potencial biológico das proteínas morfogenéticas
ósseas (BMPs) como agentes osteoindutores tem sido amplamente reconhecido. A capacidade de imobilizar
BMPs nas superfícies de titânio surge como uma possibilidade de aplicação em implantes. As BMPs pertencem
45](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-45-320.jpg)
![CAPÍTULO 2. IMPLANTES DE TITÂNIO OSSEOINTEGRÁVEIS COM SUPERFÍCIES
BIOMIMÉTICAS
a um grupo promissor com potencial terapêutico entre as proteínas para aplicação em superfícies biomiméticas
[2].
Uma abordagem para a modificação da superfície tornando-a biomimética é a imobilização de
pequenos peptídeos encontrados em proteínas da MEC para promover adesão celular [19]. A sequência
Arg-Gly-Asp, conhecida por RGD, interage com a fibronectina e guia a migração celular pela ação mediada
pelas integrinas. Fundamentalmente, a intenção deste tipo de tratamento de superfície é facilitar a adesão
celular na osseointegração e, concomitantemente, proporcionar uma cobertura antibacteriana [21].
A adesão precoce das células semelhantes ao osteoblasto humano nas superfícies homogêneas contendo
peptídeos RGD é determinado por integrinas com afinidade ao colágeno. Esse conceito levou ao desenvolvimento
de peptídeos RGD como um potencial agente biomimético para revestir o implante [18].
De Franco et al. (2012) [6] mostraram que a modificação da superfície do implante tratada com
ácidos orgânicos pode representar uma boa solução para a reabilitação protética, com uma taxa de sucesso de
96,07%. Assim, é possível incrementar a modificação superficial por condicionamento ácido, seguida da adição
de íons flúor [12].
Para melhorar a biocompatibilidade do titânio é possível modificar a composição química da superfície
mediante a adição de elementos essenciais (por exemplo, flúor) ao osso para promover a osteogênese [4].
Pesquisas comprovaram que o revestimento do Ti com adição de íons como cálcio e flúor aumenta a resistência
da interface osso-implante após a cicatrização, além de melhorar a resistência à corrosão [17]. O flúor melhora
a incorporação de colágeno integrante da matriz óssea, aumenta a nucleação de cristais de apatita, aumenta a
densidade óssea, estimula as células osteoprogenitoras, eleva a fosfatase alcalina, ajuda na ligação das células
ósseas e dos tecidos calcificados na superfície do implante [9].
Outra abordagem sugerida é o uso da quitosana. A quitosana é um polissacarídeo de origem natural
que é formado por copolímeros de glucosamina e n-acetil glucosamina. É obtida pela diacetilação parcial
da quitina, o segundo polímero orgânico marinho mais abundante na natureza. Possui numerosos grupos
amino ligados à sua cadeia principal, permitindo que ele reaja quimicamente com o ambiente aniônico. As
propriedades químicas e estruturais benéficas da quitosana têm levado a propostas para diversas aplicações
terapêuticas, por exemplo, revestimento de implante dentário [20]. Em relação ao tecido ósseo, foi relatado que
a quitosana pode atuar como arcabouço (scaffold) eficaz para os osteoblastos, permitindo a aposição da matriz
extracelular, e pode aumentar a diferenciação das células pré-osteoblásticas em osteoblastos. Essas observações
sugerem que a quitosana pode ter propriedades osteocondutivas com potencial osteoindutor moderado [15].
2.5 Conclusões
• Não há consenso em relação à melhor superfície e mesmo à forma dos implantes dentários para obter
uma melhor osseointegração;
• Implantes osseointegráveis de titânio com propriedades biomiméticas, cujas superfícies foram tratadas
com biocerâmicas ou íons, estão disponíveis comercialmente e apresentam melhor osseointegração.
Existem outros agentes bioativos promissores, como BMPs, quitosana ou hormônios, cujo verdadeiro
potencial de aplicação como agentes biomiméticos ainda não foi estabelecido;
46](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-46-320.jpg)
![CAPÍTULO 2. IMPLANTES DE TITÂNIO OSSEOINTEGRÁVEIS COM SUPERFÍCIES
BIOMIMÉTICAS
• São necessárias mais pesquisas para aumentar a compreensão dos mecanismos envolvidos entre as
superfícies biomiméticas e as células para melhorar a osseointegração e aumentar as taxas de sucesso
dos implantes osseointegráveis.
Agradecimentos
Agradeço à instituição de fomento CAPES e ao Instituto Militar de Engenharia pelo apoio e suporte
para a realização deste trabalho.
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![3 AVALIAÇÃO CLÍNICA DE IMPLANTES OSSEOIN-
TEGRÁVEIS COLOCADOS EM OSSO TIPO IV:UM
ESTUDO RETROSPECTIVO (5-18 ANOS DE ACOM-
PANHAMENTO)
Eduardo José de Moraes1
, IDM2
, ORCID 0000-0002-6662-2561;
Luís Eduardo Benevides de Moraes, IDM2
, ORCID 0000-0001-6467-5531;
Nathalia Benevides de Moraes, IDM2
, ORCID 0000-0001-9630-7255.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.574637
COMO CITAR
de MORAES, E. J.; de MORAES, L. E. B.; de MORAES, N. B.. AVALIAÇÃO CLÍNICA DE IMPLANTES
OSSEOINTEGRADOS COLOCADOS EM OSSO TIPO IV:UM ESTUDO RETROSPECTIVO (5-18 ANOS
DE ACOMPANHAMENTO). In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA,
B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 49-59.
Tópicos
3.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 50
3.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51
3.2.1 Pacientes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51
3.2.2 Sistema de implante . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51
3.2.3 Planejamento do tratamento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52
3.2.4 Procedimentos cirúrgicos e protéticos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52
3.2.5 Acompanhamento pós-operatório . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53
3.2.6 Análise estatística . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53
3.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53
3.4 Discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 55
3.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 56
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 56
1 Email: moraes.edujm@gmail.com
2 Instituto De Moraes](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-49-320.jpg)
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OSSO TIPO IV:UM ESTUDO RETROSPECTIVO (5-18 ANOS DE ACOMPANHAMENTO)
RESUMO
Objetivo: esse estudo clínico retrospectivo foi avaliar a taxa de sobrevivência de implantes osseointe-
gráveis instalados na tuberosidade maxilar (osso tipo IV) com um seguimento mínimo de 12 meses. Materiais
e Métodos: Implantes osseointegráveis foram colocados em pacientes da clínica do autor para restauração
associada a múltiplas próteses parciais ou totais do arco maxilar. Os implantes foram acompanhados anual-
mente e a estabilidade foi avaliada utilizando os testes de percussão (TP), teste de torque reverso (TTR) e
análise de frequência de ressonância (AFR). Resultados: No período entre agosto de 2004 e maio de 2014,
um total de 186 implantes instalados em 75 pacientes (37 mulheres e 38 homens) com idade média de 56 anos
(variação: 37–76 anos). Os implantes foram instalados na região posterior da maxila. Os implantes foram
restaurados e esplintados em múltiplas próteses parciais e totais. Após 5-18 anos de acompanhamento, 171
implantes estão em função e 15 implantes foram perdidos, alcançando uma taxa de sobrevivência de 92%.
Conclusão: Os resultados deste estudo sugerem que os implantes apresentam uma boa taxa de sobrevivência
sendo comprovado que os testes de estabilidade TP, TTR e AFR demonstraram ser efetivos na avaliação
da estabilidade. Portanto, podemos concluir que áreas com osso tipo IV são viáveis para a ancoragem de
implantes osseointegráveis.
Palavras-chave: Implantes osseointegrados, Região de maxila posterior, Osso tipo IV.
3.1 Introdução
A reabilitação de pacientes edêntulos totais e parciais com próteses removíveis pode ser uma opção de
tratamento insatisfatório, gerando desconforto e afetando sua capacidade de mastigação e fonação [15]. Uma
prótese implantossuportada pode ser a opção ideal, embora regiões alveolares edêntulas possam resultar em
osso insuficiente volume e densidade [5]. Portanto, a redução da altura do osso alveolar devido à atrofia pós-
extração e pneumatização do seio maxilar torna-se um grande desafio, principalmente nas regiões posteriores
[26, 28].
Embora a cirurgia de elevação do soalho do seio maxilar para aumento ósseo para viabilizar a
reabilitação com implantes da região sub-antral apresente um índice de sucesso da 90%, [13, 10, 32, 29, 31, 33,
19, 37, 24, 12] o tempo de reabilitação e os riscos do procedimento muitas vezes desestimulam o paciente em
aceitar esta proposta de tratamento [13, 23, 25, 39, 16]. Alguns autores apresentaram resultados satisfatórios
com a instalação de implantes na tuberosidade maxilar associada a ancoragem pterigomaxilar e pterigopaltina,
com o objetivo de evitar procedimentos mais invasivos nos seios maxilares [21, 36, 35, 7, 34].
Por outro lado existe uma controvérsia entre os pesquisadores sobre a previsibilidade de implantes
dentários inseridos em osso de baixa densidade [35, 7, 6]. Alguns estudos prospectivos relataram taxas de
sobrevivência e perda óssea semelhantes para implantes inseridos em osso de baixa qualidade e em osso
de boa qualidade [38] . Além disso, os tratamentos de superfície podem melhorar a taxa de sobrevivência
de implantes dentários em osso tipo IV, para melhorar a osseointegração, e isso pode estar relacionado à
qualidade e quantidade óssea e fatores sistêmicos associados [14, 17, 1, 30].
Um dos aspectos críticos para o sucesso de implantes em osso de baixa densidade consiste na
estabilidade primária. Tendo em vista que é um fator considerado decisivo para o sucesso da osseointegração.
50](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-50-320.jpg)
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A literatura tem apresentado alguns recursos cirúrgicos que favorecem a estabilidade dos implantes, dentre os
quais podemos citar a redução do numero de brocas, a sub-instrumentação do leito cirúrgico e a ancoragem
em osso cortical [21, 36, 35, 7, 34].
Por outro lado o acompanhamento clínico periódico é recomendado para o controle da estabilidade dos
implantes ao longo do tempo. Existem recursos clínicos citados pela literatura que possibilitam ao profissional
fazer uma avaliação da evolução dos implantes após serem submetidos a função. Atsumi et al.(2007) [4]
apresentou alguns recursos para avaliação da estabilidade dos implantes porém ressaltou que a analise de
frequência de ressonância seria o menos invasivo e mais indicado para esta avaliação. Outros autores consideram
o teste de percussão e o teste de torque reverso como recursos clínicos simplificados que apresentam uma boa
fidedignidade clínica para avaliação da estabilidade dos implantes [27].
O objetivo de presente trabalho consiste em um estudo clínico retrospectivo para análise de sobrevi-
vência de implantes instalados em osso tipo IV e uma análise comparativa entre os métodos de avaliação da
estabilidade de implantes osseointegráveis.
3.2 Materiais e métodos
3.2.1 Pacientes
Os pacientes da clínica dos autores escolhidos para tratamento de implantes foram encaminhados
para reabilitação com implantes parciais e totais na maxila. Todos os sítios remanescentes tinham largura de
rebordo alveolar suficiente para receber implantes de pelo menos 3,75 mm de diâmetro, sendo que em casos
de maior espessura óssea foram instalados implantes de largo diâmetro.
Os critérios de exclusão para o estudo foram:
1. O paciente não pôde dar seu consentimento informado para participar;
2. Condições de saúde que não permitiram o procedimento cirúrgico;
3. Pacientes com contraindicações sistêmicas à cirurgia;
4. Diabetes não controlado;
5. Pacientes que foram tratados com bisfosfonatos em longo prazo;
6. Pacientes com abuso de álcool ou drogas;
7. Saúde do paciente ou problemas psiquiátricos;
8. Pacientes irradiados.
3.2.2 Sistema de implante
Os implantes utilizados foram implantes rosqueáveis da Conexão Sistema de Prótese - Brasil e P-I
Brånemark Philosophy - SIC Invent com comprimento de 6 mm, 7 mm, 8,5 mm, 10 mm, 11,5 mm e 13 mm.
51](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-51-320.jpg)
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OSSO TIPO IV:UM ESTUDO RETROSPECTIVO (5-18 ANOS DE ACOMPANHAMENTO)
Esses implantes têm versões de superfície rugosa: porosa e micro nano respectivamente. Os diâmetros de 3,3
mm (plataforma estreita), 3,75 mm e 4,0 mm (plataforma regular: 4,1 mm), 4,8 mm e 5,0 mm (plataforma
larga: 5,1 mm).
3.2.3 Planejamento do tratamento
Antes da cirurgia, além do exame clínico: radiografia intraoral, radiografia panorâmica e tomografia
computadorizada foram realizados para avaliação pré-operatória do local do implante. Os resultados desta
avaliação serviram para planejar o comprimento do implante a ser utilizado na reabilitação de sítios de osso
disponível. Todos os pacientes foram identificados, prontuários individuais foram registrados: idade, data de
colocação do implante, histórico médico, região de colocação do implante, procedimentos cirúrgicos adicionais,
dimensão dos implantes e tipo de prótese.
3.2.4 Procedimentos cirúrgicos e protéticos
A anestesia local foi realizada com lidocaína 2% com epinefrina 1:100.000 (DFL - Rio de Janeiro
- Brasil). Foi realizada uma incisão supracrestal (sítios tardios) associada a um alívio vertical distal ou
mesial seguida de um retalho mucoperiosteal. A preparação do local e a colocação dos implantes foram
realizados com a sequência de brocas e protocolo cirúrgico recomendado pelo fabricante. Em função da
pouca resistência óssea em áreas de baixa densidade, a sequência de brocas foi reduzida e/ou escalonada por
meio da sub-instrumentação do leito. Na região de tuberosidade optou-se sempre que possível na ancoragem
pterigopalatina ou pterigomaxilar, com o objetivo de possibilitar uma melhor estabilidade dos implantes.
Foi realizado um protocolo farmacológico, com administração de comprimidos de amoxicilina (875
mg ou 500 mg 2 ou 3 vezes ao dia respectivamente por 7 dias), e para o controle da dor comprimidos de
tenoxycam ou nimesulida (20 mg 2 vezes ao dia por 3 dias). A medicação foi iniciada 1 hora antes da cirurgia
e os pacientes sensíveis à penicilina foram medicados com clindamicina. Durante o período pós operatório foi
recomendado a higiene bucal com uma solução de digluconato de clorexidina a 0,12% por 1 minuto duas vezes
ao dia por 7 dias. Todos os implantes foram colocados pelo mesmo cirurgião e as suturas foram removidas
uma semana após a cirurgia. Os pacientes foram então atendidos uma vez por semana durante as próximas 3
semanas para profilaxia, instrução de higiene bucal e monitoramento do processo de regeneração. Durante
este período foi recomendado aos pacientes não utilizar próteses parciais provisórias removíveis para evitar
traumatizar a área tratada. Após um período de 6 meses, a cirurgia de segundo estágio foi realizada para
exposição dos implantes e radiografias periapicais foram obtidas para documentar o estado de regeneração.
Na segunda etapa, o retalho reposicionado apicalmente foi utilizado na conexão do pilar de regeneração ou
na colocação do pilar intermediário. A osseointegração foi confirmada de acordo com os critérios de sucesso
de Albretksson et al. (1986) [2] e Buser et al. (1990) [11]. Também foi realizado o teste de torque reverso
(TTR) (10 Ncm) que é um indicador de estabilidade clínica, teste de percussão sobre o pilar (TP) e análise
de frequência de ressonância (AFR) [4, 27]. Os componentes protéticos complementares foram utilizados
para a confecção de uma restauração protética fixa. Todos os pacientes foram reabilitados com próteses fixas
e parafusadas, sendo utilizados pilares intermediários cônicos na reabilitação com múltiplos implantes, e
acompanhados anualmente após a instalação da prótese.
52](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-52-320.jpg)
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Figura 3.1 – Teste Tukey (p<0,05).
3.4 Discussão
A reabilitação da maxila posterior com implantes dentários é considerada por alguns autores como um
grande desafio para a implantodontia. Aspectos como a presença do seio maxilar e o osso de baixa densidade
óssea são fatores que dificultam a instalação dos implantes [26, 28]. A cirurgia de enxerto para aumento ósseo
da altura do seio maxilar viabiliza a instalação de implantes no espaço sub-antral e apresenta um índice de
sucesso de 90% [13, 9, 32, 29, 31, 33, 19, 37, 12, 24]. Entretanto, em algumas situações esta técnica está
contra-indicada [13, 23, 25, 39, 16] e a instalação de implantes na tuberosidade maxilar pode ser considerada
uma boa alternativa [21, 36, 35, 7, 6, 34]. Não existe um consenso na literatura em relação a taxa de sucesso
dos implantes instalados na tuberosidade e varia de 88% a 92 % [35, 7, 34]. Por outro lado, como a estabilidade
primária é considerada um fator crítico para o sucesso da osseointegração, a baixa densidade óssea pode ser
um fator de risco [27].
O controle da estabilidade dos implantes tem sido discutida ao longo dos anos pela literatura e
deve ser controlada clinicamente e periodicamente. As revisões periódicas são recomendadas com o objetivo
preventivo e para isso existem recursos clínicos que podem ser utilizados no auxílio na avaliação da estabilidade
dos implantes. Além do exame radiográfico e a sondagem peri-implantar, o TP, TTR e AFR são citados pela
literatura [4]. Outros aspectos são levantados por alguns autores em relação a fidedignidade destes exames,
tais como: subjetividade na interpretação, invasividade comprometendo o implante, possíveis variáveis em
relação as dimensões dos implantes e discrepâncias geradas por dispositivos de medição [3, 22, 38, 20, 8, 18].
O teste de percussão (TP), apesar de ser um teste simples e muito utilizado clinicamente ao longo do
tempo, não é considerado pela literatura como o mais preciso [27]. O teste do torque reverso (TTR), segundo
alguns autores, pode levar à perda do implante pela invasividade em função dos possíveis danos que possam
gerar na interface [4]. Atualmente, a análise de frequência de ressonância (AFR) é citada pela literatura como
o melhor teste de avaliação da estabilidade dos implantes, principalmente devido a baixa invasividade e a
precisão [4, 27].
Em contra ponto a esta afirmativa existem questionamentos em relação a fidedignidade da AFR
em função das possíveis variações no ISQ de aspectos associados a densidade óssea, ao comprimento do
implante (efetividade do comprimento do implante - ECI), deformações do dispositivo intermediário de
medição (smartpeg), variação no torque de instalação do smartpeg [20, 8] e diferenças entre a medição quando
55](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-55-320.jpg)
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instalado diretamente no implante e sobre o pilar do implante, devido a possíveis fatores relacionados a altura
e/ou micro movimentação do pilar [18].
No presente trabalho estes testes foram utilizados com sucesso na avaliação da estabilidade dos
implantes, embora tenha sido observado uma diferença estatisticamente significante nos implantes de 6 mm
e 8.5 mm. Por outro lado, em relação aos testes TP e TTR não houve uma correlação clínica conclusiva.
Pois, clinicamente os implantes apresentaram resultados satisfatórios em ambos os testes apesar de terem
apresentado um ISQ < 65 considerado abaixo do desejável. Dentro deste contexto, a relação do ECI e a baixa
densidade óssea poderiam estar correlacionados com a variação do ISQ. Pelo fato de que clinicamente os
implantes não apresentavam sinais clínicos dentro dos critérios de avaliação de Albrektsson et al. (1986) [2] e
Buser et al. (1990) [11], assim como nos testes TP e TTR.
Em relação a taxa de sobrevivência 92%, o presente estudo apresentou resultados similares aos
encontrados pela literatura que varia de 88%, 92% e 94%22,23,25. Convém ainda ressaltar que a tuberosidade
maxilar embora apresente uma baixa densidade óssea tem demonstrado ser uma alternativa viável para
instalação de implantes desde que utilizados alguns critérios cirúrgicos que possam favorecer uma estabilidade
primaria efetiva para a obtenção da osseointegração. Outro aspecto relevante está relacionado ao comportamento
dos implantes quando submetidos ao teste de torque reverso (TTR). Tendo em vista que para a realização da
análise de frequência de ressonância foi aplicada uma pré-carga de 20 Ncm sobre o pilar protético (mini pilar
cônico) com o objetivo não alterar a análise. Neste momento o TTR foi aplicado aos implantes e não houve
alteração ou mobilidade nos implantes analisados. Portanto, podemos concluir que os testes de percussão
(TP) e teste de torque reverso (TTR) apresentaram resultados satisfatórios na avaliação da estabilidade dos
implantes.
3.5 Conclusões
Dentro das limitações do presente trabalho, podemos concluir que os implantes instalados em osso de
baixa densidade apresentaram uma taxa de sobrevivência compatível com a literatura e que apesar disso é uma
área viável para ancoragem de implantes. Por outro lado, os testes utilizados para a análise de estabilidade
PT, RTT e RFA demonstraram ser adequados e bons métodos para o controle da estabilidade dos implantes.
Embora o teste de torque reverso (TTR) seja considerado invasivo, deve obrigatório quando a pré-carga é
aplicada aos pilares intermediários para viabilizar a análise de frequência de ressonância (AFR).
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![CAPÍTULO 3. AVALIAÇÃO CLÍNICA DE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS COLOCADOS EM
OSSO TIPO IV:UM ESTUDO RETROSPECTIVO (5-18 ANOS DE ACOMPANHAMENTO)
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![4 O USO DO TITÂNIO NA IMPLANTODONTIA
Ariany Antunes Martins1
, IME2
, ORCID 0000-0002-5188-3734;
Carlos Nelson Elias, IME2
, ORCID 0000-0002-7560-6926;
Késia Simões Ribeiro, IME2
, ORCID 0000-0001-9129-2237.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.595035
COMO CITAR
MARTINS, A. A.; ELIAS, C. N.; RIBEIRO, K. S.. O USO DO TITÂNIO NA IMPLANTODONTIA. In:
ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e
Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 60-66.
Tópicos
4.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 61
4.2 Metodologia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 61
4.3 A Implantodontia e os biomateriais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 62
4.4 O titânio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 63
4.5 Osseointegração . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 64
4.6 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 65
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 66
RESUMO
O objetivo da Odontologia moderna é restabelecer o paciente com contorno, função, conforto, estética,
fonação e saúde normais. O que torna a implantodontia única é a habilidade em atingir esse objetivo mesmo
com condições desfavoráveis, como atrofia, doença ou injúria do sistema estomatognático. Entretanto, quanto
mais dentes o paciente perde, mais desafiadora essa tarefa se torna. Por isso a necessidade do desenvolvimento
de materiais para a fabricação de implantes dentais que favoreçam o restabelecimento da função mastigatória, o
mais breve possível. Dentre os biomateriais atualmente aplicados em implantodontia, o titânio comercialmente
puro (TiCP) e suas ligas, com destaque para a liga (Ti-6Al-4V), são os mais usados. O titânio é um metal que
apresenta baixo peso, alta proporção de resistência/peso, baixo módulo de elasticidade, excelente resistência à
corrosão, excelente biocompatibilidade, e facilidade de corte e acabamento. Devido a estas características, é o
material mais amplamente utilizado na fabricação de implantes dentais, na forma comercial de puro titânio
1 Email: ariany.martins@ime.eb.br
2 Instituto Militar de Engenharia](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-60-320.jpg)
![CAPÍTULO 4. O USO DO TITÂNIO NA IMPLANTODONTIA
(ticp) ou como liga metálica. Um aspecto interessante dos implantes de titânio (Ticp ou Ti-6Al-4V) é que,
imediatamente após sua exposição ao ar, uma camada de óxido é formada sobre a superfície Desta forma,
esta revisão de literatura busca apresentar o uso do titânio na implantodontia e o porquê é considerado um
material de escolha para a fabricação de implantes dentais.
Palavras-chave: Implantodontia, Titânio, Implantes dentários.
4.1 Introdução
Restabelecer a saúde bucal do paciente mutilado pela perda dentária sempre foi um grande desafio
e mesmo com a evolução das politicas preventivas em saúde bucal se observa a crescente necessidade de
reposição de dentes perdidos, que tendência a métodos cada vez mais sofisticados. Em meio a esse cenário,
surgiu a implantodontia como ciência, graças as constatações de Branemark sobre a interação biomaterial-osso,
chamada de osseointegração [3].
O alto índice de sucesso utilizando implantes dentários tem sido bem documentado na literatura, o
que tornou o tratamento com implantes altamente previsível, a implantodontia tem se mostrado uma técnica
segura, reproduzível e estável, desde que bem executada e bem planejada. Porém, para que os implantodontistas
tenham sucesso clínico é necessário que ocorra o fenômeno da osseointegração [7]. Osseointegração é um termo
que pode ser utilizado para descrever a ancoragem de um implante endo-ósseo, suficiente para suportar cargas
funcionais [12].
Dentre os materiais, o titânio comercialmente puro e suas ligas, apresentam excelentes propriedades
mecânicas e boa resistência à corrosão, o que tem motivado seu uso em diversos procedimentos médicos e
odontológicos [20].
O titânio é um metal que apresenta baixo peso, alta proporção de resistência/peso, baixo módulo de
elasticidade, excelente resistência à corrosão, excelente biocompatibilidade, e facilidade de corte e acabamento.
Devido a estas características, é o material mais amplamente utilizado na fabricação de implantes dentais,
na forma comercial de puro titânio (Ticp) ou como liga metálica. A liga mais utilizada (titânio-6 alumínio-4
vanádio [Ti-6Al-4V]) é composta de 90% de titânio, 6% de alumínio (diminui o peso específico e melhora o
módulo de elasticidade) e de 4% de vanádio (diminui a condutividade térmica e aumenta a dureza) [13].
Um aspecto interessante dos implantes de titânio (Ticp ou Ti-6Al-4V) é que, imediatamente após sua
exposição ao ar, uma camada de óxido é formada sobre a superfície (cerca de 2 a 5 mm de espessura). Esta
camada é o material que está em contato com os tecidos do corpo, desempenhando um papel importante na
resistência à corrosão, biocompatibilidade e osseointegração [13].
Dentro deste contexto, esta revisão de literatura busca apresentar a relação do titânio com a
implantodontia e o porquê é considerado um material de escolha para a fabricação dos implantes dentais.
4.2 Metodologia
Realizou-se uma revisão de literatura sobre implantodontia e especificamente sobre o titânio. Foram
utilizados periódicos de livre acesso, disponíveis nas bases de dados científicas Medline, Lilacs, Bireme, BBO e
61](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-61-320.jpg)
![CAPÍTULO 4. O USO DO TITÂNIO NA IMPLANTODONTIA
Scielo, na língua portuguesa, sem limite de data. Inicialmente foi feita uma revisão bibliográfica utilizando
palavras chaves relacionadas ao tema Implantodontia, Osseointegração e titânio. Foram incluídos artigos em
português e inglês, selecionados artigos considerados marcos históricos e artigos publicados nos últimos quinze
anos.
4.3 A Implantodontia e os biomateriais
A implantodontia tem como objetivo a melhora e manutenção da qualidade de vida. Este objetivo
pode ser alcançado através da prevenção do desenvolvimento do processo doença, do alívio da dor e do
aperfeiçoamento da eficiência mastigatória. Tendo em vista que muitos desses objetivos requerem a reposição
ou alteração da estrutura dentária existente, e um grande desafio tem sido o desenvolvimento de materiais
biocompatíveis, capazes de suportar as condições adversas do ambiente bucal.
Devido a isso, a busca por materiais que possuam propriedades compatíveis com o ambiente da
cavidade bucal tem sido um desafio constante e o objetivo de inúmeros estudos.
O sentido do termo biomaterial representa e define qualquer substância ou material, utilizados por
períodos curtos ou longos, objetivando o tratamento ou a reposição de quaisquer tecidos, órgãos ou funções do
corpo, desde que não sejam drogas ou medicamentos. Nesta visão generalista, todos os materiais empregados na
odontologia em procedimentos que restabelecem a forma e/ou função o sistema estomatognático se enquadram
nesse conceito. O contato destes materiais com os tecidos bucais os tornam tão específicos e semelhantes
aos utilizados na ortopedia, em próteses cardiovasculares, em cirurgia plástica e na oftalmologia. Ressalta-se,
entretanto, a complexidade do ambiente bucal, principalmente devido ao ecossistema e à condição corrosiva
da saliva e de outros fluidos, diferenciando-se significativamente. Os materiais odontológicos deveriam atender
aos requisitos pelas definições de biomaterial, biocompatibilidade e biofuncionalidade [16].
Entre os diferentes tipos de matérias-primas disponíveis para a obtenção de biomateriais, a classe dos
metais destaca-se por apresentar excelente desempenho mecânico, como alta resistência à fadiga e à fratura.
Devido a estas características, os metais têm sido amplamente utilizados como componentes estruturais
visando à substituição, reforço ou estabilização de tecidos rígidos, os quais são constantemente submetidos a
altas cargas de tração e compressão. Neste âmbito, as aplicações mais comuns incluem fios, parafusos e placas
para fixação de fraturas, implantes dentários e próteses para substituição de articulações. Atualmente, os
metais mais utilizados na área médica e odontológica são os grupos dos aços inoxidáveis, as ligas de titânio e
o titânio comercialmente puro, e as ligas à base de cobalto-cromo [18].
No caso de implantes dentários ou materiais ortodônticos, as ligas metálicas estão, ainda, suscetíveis
às variações de temperatura e pH, presença de biofilme microbiano e às propriedades físicas e químicas dos
alimentos. Estes meios podem ser agressivos aos metais, provocando a sua corrosão. Adicionalmente a estes
fatores, grande parte dos implantes trabalha sob a ação de cargas mecânicas que geram atrito, deslizamento e,
consequentemente, a possível liberação de partículas metálicas [19].
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. O recobrimento destas superfícies com hidroxiapatita e o
polimento eletroquímico reduzem a tendência de liberação de íons. Na presença de qualquer sinal ou sintoma
62](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-62-320.jpg)
![CAPÍTULO 4. O USO DO TITÂNIO NA IMPLANTODONTIA
de reação adversa a uma liga metálica odontológica, deve-se pesquisar a composição desta, realizar testes de
alergia e optar por materiais não-metálicos ou que não contenham o elemento agressor [14].
Além da possível corrosão e liberação de íons metálicos, como já mencionado, outra limitação
observada nos metais diz respeito à disparidade entre o valor do módulo de elasticidade dos metais e os ossos.
É bem conhecido que a transferência de tensão entre um implante e um osso não é homogênea quando os
módulos de Young do dispositivo de implante e do osso são diferentes; isso é definido como stress–shielding.
Em tais condições, no osso ocorre a atrofia e leva ao afrouxamento do implante e refração do osso [15].
4.4 O titânio
O Ti face às suas características de elevada tenacidade, baixa densidade, resistência à corrosão,
opacidade, inércia química, toxicidade nula, elevado ponto de fusão, alto índice de refração e alta capacidade
de dispersão, possui diversificado campo de utilização [9].
Na forma de metal e suas ligas, cerca de 60% do Ti são utilizados nas indústrias 2.0 aeronáuticas e
aeroespaciais. Este metal e suas ligas são aplicados na fabricação de peças para motores e turbinas, fuselagem
de aviões e foguetes. O restante é utilizado nas seguintes indústrias [9]: química: devido à sua resistência
à corrosão e ao ataque químico; naval: onde o Ti metálico é empregado em equipamentos submarinos e de
dessalinização de água do mar; nuclear: neste caso o Ti é empregado na fabricação de recuperadores de calor
em usinas de energia nuclear; metalúrgica: o Ti metálico ligado com cobre, alumínio, vanádio, níquel e outros,
proporciona qualidades superiores aos outros produtos que possuem as mesmas aplicações. Outra aplicação,
que se dá somente com o rutilo, é no revestimento de eletrodos para soldagem.
Os implantes de titânio comercialmente puro (TiCP) com superfície usinada foram desenvolvidos
por Bränemark et al. (1969) nos trabalhos iniciais sobre osseointegração [1]. Inicialmente os implantes
foram instalados na região anterior de maxila e mandíbula unidos para uma melhor distribuição das cargas
mastigatórias. O sucesso desta técnica levou a realização de implantes osseointegraveis para reabilitações de
pacientes edentados parciais através de próteses parciais fixas ou unitárias, instalando os implantes em regiões
de menor qualidade óssea, como a região posterior de maxila.
Na medicina, são utilizados dispositivos para implantes substituindo tecidos duros danificados. Os
exemplos incluem próteses de quadril, articulações de joelhos, placas para fixação de fraturas de ossos,
parafusos para fixação de fraturas, válvulas de prótese cardíaca, marca passos, corações artificiais. A principal
liga de titânio utilizada é a Ti-6Al-4V, entretanto, para aplicações como implantes permanentes essa liga tem
um possível efeito tóxico, resultando na liberação de vanádio e alumínio para o corpo [6]. Esses elementos
podem ser prejudiciais para a saúde dos seres humanos no caso de longos períodos de exposição interna.
O Ticp é considerado o melhor material metálico biocompatível porque sua superfície tem propriedades
que resultam na formação espontânea de um óxido estável e inerte. As principais propriedades físicas de
titânio responsáveis pela biocompatibilidade são: baixo nível de condutividade, alta resistência à corrosão e
baixa tendência à formação de íons em ambientes aquosos. Além disso, a superfície coberta do filme passivo é
apenas ligeiramente carregada negativamente em pH fisiológico [6].
A microestrutura do titânio a baixa temperatura é constituída por uma fase α com estrutura hexagonal
compacta (HCP) até 883 °C, acima da qual se transforma na fase β, que possui uma estrutura cúbica de
63](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-63-320.jpg)
![CAPÍTULO 4. O USO DO TITÂNIO NA IMPLANTODONTIA
corpo centrado (CCC). Uma fase intermediária α + β pode ser encontrada durante a transição de fase [2].
Em relação às propriedades mecânicas, o titânio comercialmente puro (Ticp) (fase α) é mais fraco do
que quando encontrado em ligas, porém apresenta uma maior resistência à corrosão. O titânio cp apresenta,
de acordo com, cerca 176,82 HV de dureza e exibe quatro graus de classificação de acordo com a Sociedade
Americana de Testes e Materiais (ASTM). O nível que é mais utilizado como biomaterial é o grau 2, o mesmo
possui propriedades equilibradas de resistência mecânica e maior resistência à corrosão e erosão, além disso
pode ser tranquilamente trabalhado à frio [2].
A norma técnica ASTM F67 classifica o Ticp para aplicações médicas em quatro graus, G1–G4. No
entanto, o Ticp não é utilizado em aplicações médicas que envolvem altas tensões, como próteses ortopédicas.
Nesses casos, Ti G5 (liga Ti-6Al-4V) é a melhor escolha devido à sua alta resistência mecânica, que garante a
transmissão de carga aos tecidos ósseos por um longo tempo, necessária quando os tecidos duros danificados
são substituídos por próteses. A norma ASTM F136 especifica os requisitos do TiG5 (Ti–6Al–4V) para
aplicações biomédicas [5]. Esta liga possui boas propriedades mecânicas, mas apresenta um possível efeito
tóxico do vanádio e alumínio liberados [16]. Por esta razão, ligas de Ti isentas de vanádio e alumínio têm sido
propostas para aplicações em biomateriais. A desvantagem do Ti graus 1–4 (Ticp) para implantes dentários
inclui maior módulo de Young, resistência mecânica relativamente baixa, baixa resistência ao desgaste [5].
Devido aos efeitos tóxicos da do Ti G5, uma liga Ticp grau 4 modificada foi proposta. Esta liga
modificada endurecida por trabalho a frio (Ti G4 Hard) foi desenvolvida com o objetivo de unir a excelente
resistência mecânica do Ti G5 com a resistência à corrosão do Ticp G4.
4.5 Osseointegração
A introdução do conceito da osseointegração, por Bränemark, é possível reabilitar pacientes parcial-
mente ou totalmente endentados, repondo os dentes perdidos. As características da osseointegração podem
variar de acordo com a quantidade e qualidade do contato direto osso-implante e de fenômenos celulares como
regeneração, reparação e remodelação, adequados em intensidade e frequência.
O mecanismo de reparação óssea afirmando que o tecido ósseo em geral, possui um alto potencial de
reparação e consequentemente de regeneração, para isso depende da presença de células sanguíneas adequadas,
nutrição e estímulos apropriados, este processo de reparação tecidual está vinculado à presença de células
mesenquimais e fatores de crescimento [8].
A regeneração óssea ao redor de implantes dentários envolve uma cascata de eventos biológicos
celulares e extracelulares que se apresentam na interface osso-implante, até a superfície do implante ser
totalmente coberta com um osso recém-formado. Esses acontecimentos biológicos incluem a ativação de
processos osteogênicos como os dos processos convencionais de regeneração óssea. Esta sequência de eventos
biológicos é regulada por fatores de crescimento e de diferenciação ativados pelas células sanguíneas presentes
na interface osso-implante. Este processo de reparação é descrito por Mavrogenis et al. (2009) [11].
Com o implante em função inicialmente este processo de reabsorção, aposição e remodelação óssea é
constante, temos assim presença de osteoblastos, osteoclastos, osteócitos, células mesenquimais multipotentes
presentes no sangue que migram para essa região e se diferenciando de acordo com a necessidade e estímulo
adequados, estabelecendo nova circulação sanguínea [21].
64](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-64-320.jpg)
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Para que este processo descrito ocorra de maneira favorável, alguns pré-requisitos são relevantes
como, por exemplo, evitar o superaquecimento ósseo, pois este leva a formação de uma área extensa de
tecido necrótico, aumentando assim a intensidade de ação de osteoclastos, desequilibrando a mecânica de
reabsorção e neoformação óssea e, se faz necessário também a ausência total de tecido conjuntivo nesta
interface osso-implante. Diante dessas situações, temos a formação de tecido fibroso, não existindo, portanto,
a osseointegração [4].
Este processo que se traduz em um tipo de regeneração óssea pode variar com diversos fatores, estes
podem estar relacionados ao paciente, aos implantes, ao tipo de reabilitação protética, aos princípios de
biossegurança e assepsia. Além disso, a determinação exata de qual fator foi o responsável pelo insucesso
torna-se difícil, pois, existem fatores que interferem na osseointegração que interagem entre si e na grande
maioria das vezes tem-se também a intervenção de fatores de difícil controle como as condições clínicas no
pré-operatório e pós-operatórios [10].
É criterioso observar itens que podem interferir no metabolismo da osseointegração, alguns podem
inviabilizar a opção cirúrgica e outros podem apenas prorrogar a intervenção ou prolongar o tempo de
tratamento. Estes fatores são diversos, como por exemplo, a idade, o sexo, presença de doenças cardiovasculares
entre outras, no entanto, algumas cardiopatias requerem apenas uso de profilaxia antibiótica para evitar
endocardite bacteriana e outras como cardiopatias congênitas, valvulopatias e miocardiopatias obstrutivas
contra indicam o procedimento cirúrgico, nestes casos a decisão cirúrgica é do cardiologista [4].
De modo, os metais sofrem oxidação com diferentes velocidades e formam uma camada de óxido com
densidade e espessura que variam com sua capacidade de reagir com o oxigênio. Ao entrar em contato com
ar e a água, o titânio sofre um processo rápido, passivo e limitado de oxidorredução. Esse processo permite
a formação de uma fina camada (5 nm a 10 nm) de óxido de titânio na superfície metálica do implante,
isto é, o metal perde elétrons (reação anódica), enquanto o oxigênio da água sofre redução. A camada de
óxido de titânio, por ser extremamente densa e aderente ao substrato, não provoca fragilidade na estrutura
metálica. A rápida oxidação e o tipo de óxido formado são os responsáveis pela interação eficiente com o meio
biológico. A maior diferença entre o óxido de titânio e outros óxidos metálicos é a sua capacidade de quebrar
ligações entre átomos da água e dos fluidos corporais, e permitir a formação de cargas positivas e negativas,
as quais permanecem na sua superfície. Assim, a superfície do implante de titânio se recobre de íons positivos
e negativos, e se apresenta pronto para interagir quimicamente – no começo, com íons e proteínas plasmáticas,
depois com as proteínas da matriz óssea que serão produzidas por osteoblastos. O implante de titânio possui
a capacidade de osseointegrar porque possui uma fina camada de óxido (camada de passivação) que impede a
perda de íons do metal para o ambiente e protege, permitindo sua interação com o meio biológico [17].
4.6 Conclusões
O estudo que por ora se desenvolveu teve como proposta fazer uma breve revisão do titânio na
implantodontia, baseada na osseointegração e na biocompatibilidade do material.
65](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-65-320.jpg)
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![5 FUNCIONALIZAÇÃO DE SUPERFÍCIES DE Ti-6Al-4V
POR INCORPORAÇÕES DE ÍONS E/OU PARTÍCU-
LAS EM REVESTIMENTOS OBTIDOS POR ANODI-
ZAÇÃO ASSISTIDA POR PLASMA: UMA REVISÃO
Kennedy Queiros Pessoa1
, UFRGS2
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COMO CITAR
PESSOA, K. Q.; RODRIGUES, J. S; MALFATTI, C. F.. FUNCIONALIZAÇÃO DE SUPERFÍCIES DE
Ti-6Al-4V POR INCORPORAÇÕES DE ÍONS E/OU PARTÍCULAS EM REVESTIMENTOS OBTIDOS
POR ANODIZAÇÃO ASSISTIDA POR PLASMA: UMA REVISÃO. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K.
de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]:
EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 67-77.
Tópicos
5.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 68
5.2 Plasma Electrolytic Oxidation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 69
5.3 Eletrólitos e incorporações . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 70
5.4 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 74
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 75
RESUMO
Neste trabalho serão discutidos os principais artigos que envolvem revestimentos obtidos por anodi-
zação assistida por plasma (PEO), com adição ou incorporação de elementos específicos, em substratos de
Ti-6Al-4V visando aplicações biomédicas. Todavia, deixar-se-á as aplicações abertas para se descobrir como a
1 Email: engkennedypessoa@gmail.com
2 Universidade Federal do Rio Grande do Sul
3 Instituto Federal de Educação, Ciência e Tecnologia do Rio Grande do Sul](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-67-320.jpg)
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ÍONS E/OU PARTÍCULAS EM REVESTIMENTOS OBTIDOS POR ANODIZAÇÃO ASSISTIDA POR
PLASMA: UMA REVISÃO
incorporação de íons vem sendo empregada em Ti-6Al-4V e PEO nos últimos 10 anos. A PEO é capaz de
produzir um revestimento cerâmico espesso, duro e denso em substratos de titânio e suas ligas. O processo PEO
usa eletrólitos fracos alcalinos ou ácidos, que são ecologicamente corretos, e produzem revestimentos de óxidos
que são formados sob aplicação de altas tensões elétricas. O processo PEO é considerado uma ótima abordagem
para aplicações biomédicas, eletrônicas, aeroespaciais e automotivas. Os principais parâmetros/variáveis que
afetam a qualidade da camada de óxido produzida no PEO são: eletrólito, potencial, corrente, tempo de
processamento e rugosidade da superfície. O PEO proporciona também a possibilidade de se incorporar
elementos, como Sr, Zn e Ca, nas ligas de titânio para diversas aplicações, sendo implantes médicos uma delas.
Essas incorporações podem ser oriundas de adições no eletrólito do PEO, ou, até mesmo, a partir do próprio
eletrólito. Para aplicações biomédicas os eletrólitos eram, em sua maioria, a base de cálcio e fosfatos, além
de outros elementos para incorporação (como Zn e Mg), para promover a formação de HA, que já garante
propriedades biomédicas. Nas pesquisas consultadas os principais elementos incorporados foram: Zn, Mg, Zr,
W, Cu, Sr, Mn, B, S e Si.
Palavras-chave: PEO, MAO, Ti6Al4V, Incorporação.
5.1 Introdução
Uma técnica nova e promissora para tratamento eletroquímico da superfície é o processo de anodização
assistida por plasma (Plasma Electrolytic Oxidation - PEO), capaz de produzir um revestimento cerâmico
espesso, duro e denso em ligas de titânio, alumínio, magnésio e outros substratos de ligas leves. Essa técnica
também é denominada frequentemente de Micro-Arc Oxidation (MAO), Plasma Chemical Oxidation (PCO),
ou também Anodic Oxidation by Spark Discharge [20].
O processo PEO faz uso de eletrólitos alcalinos fracos ou eletrólitos ácidos fracos, que são ecologica-
mente corretos, e produzem revestimentos de óxidos que são formados sob aplicação de altas tensões elétricas.
Durante o processo de PEO, a espessura do óxido formado na superfície do substrato cresce na faixa de dezenas
a centenas de mícrons, o que pode elevar a resistência à corrosão, resistência ao desgaste e propriedades de
barreira térmica. DadoS os métodos de se produzir o PEO, ele tem sido considerado uma ótima abordagem
para aplicações biomédicas, eletrônicas, aeroespaciais e automotivas do que outros tratamentos convencionais
de modificação da superfície [20].
O Plasma Electrolytic Oxidation proporciona muitas vantagens: uma grande gama de propriedades
de revestimento, resistência ao desgaste, resistência à corrosão; não causa a deterioração de propriedades do
substrato onde foi produzida; alta resistência de ligação metalúrgica na interação revestimento-substrato;
possibilita o processamento de peças com geometria complexa e de grande tamanho; o procedimento experi-
mental e os equipamentos são simples e fáceis de operar; não se faz necessário controle atmosférico e nem
vácuo; como já dito, é uma técnica ecologicamente correta, devido ao uso de eletrólitos alcalinos, e nenhuma
exaustão nociva é ocasionada pelo processo [19].
Os revestimentos gerados por PEO são caracterizados por uma estrutura porosa e a evolução dos
poros é definida pelas características da descarga empregada. O tamanho e a distribuição dos poros são
influenciados pelo tipo de eletrólito usado e sua condutividade, tensão aplicada, tempo e estado da superfície
do substrato, incluindo a rugosidade, tamanho dos grãos, tensão residual, elementos de liga, etc. [14].
68](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-68-320.jpg)
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ÍONS E/OU PARTÍCULAS EM REVESTIMENTOS OBTIDOS POR ANODIZAÇÃO ASSISTIDA POR
PLASMA: UMA REVISÃO
O PEO proporciona também a possibilidade de se incorporar elementos, como Sr, Zn e Ca, nas
ligas de titânio para diversas aplicações, sendo implantes médicos uma delas. Essas incorporações podem ser
oriundas de adições no eletrólito do PEO, ou até mesmo a partir do próprio eletrólito. Esse processo envolve a
transformação da superfície em uma nova fase, ou o refinamento da microestrutura superficial para alterar as
propriedades da superfície. A camada de óxido porosa é formada, em sua maioria, a partir do material base,
nesse caso o Ti-6Al-4V, e em menor proporção pelos compostos presentes no eletrólito [22].
Neste trabalho serão discutidos os principais artigos que envolvem revestimentos obtidos por PEO,
com dopagem ou incorporações de elementos específicos, em substratos de Ti-6Al-4V visando aplicações
biomédicas. Todavia deixar-se-á as aplicações abertas para se descobrir com quais finalidades a incorporação
de íon vem sendo empregada em Ti-6Al-4V e PEO nos últimos 10 anos.
5.2 Plasma Electrolytic Oxidation
O processo de PEO produz a formação eletroquímica de camadas de óxido em metais e suas ligas a
partir de sparks e descargas de micro arco. Esse método permite criar camadas de óxidos protetores, e também
cataliticamente ativas. O uso de PEO permite a criação de camadas de óxidos de composição desejada, a
partir da composição do eletrólito escolhido e empregado. Todavia, durante o PEO, é criado uma camada
intermediária de óxidos do metal ou liga utilizada, e essa camada situa-se entre o substrato e a camada de
revestimento funcional externa, o que procede à formação de camadas de revestimento onde a fase ativa está
localizada na camada mais externa do revestimento [23].
O PEO, por ser um processo eletroquímico que envolve a eletrólise de uma solução aquosa acompanhada
de processos nos eletrodos, libera hidrogênio gasoso e a oxidação do metal ou liga acontece na superfície
anódica enquanto a liberação de H2 ocorre na superfície catódica [10].
Na figura 5.1 podemos observar uma representação esquemática do aparato necessário à execução do
PEO.
]
Figura 5.1 – Representação esquemática do procedimento PEO.
Fonte: Grupo de PEO do LAPEC-UFRGS
Na figura 5.1, observa-se que como cátodo é utilizado uma tela de aço, o que possibilita que o fluxo
elétrico em qualquer parte do eletrólito seja direcionado para a amostra ensaiada presente no cachimbo. O
69](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-69-320.jpg)
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banho termostático com espira de aço faz parte do sistema de resfriamento necessário durante o PEO.
O processo de PEO possui 3 parâmetros que influenciam o resultado obtido no PEO, sendo eles: o
material do substrato, o eletrólito escolhido e o regime elétrico.
Um dos principais parâmetros na síntese de revestimentos por PEO é a tensão aplicada. É demonstrado
que ao se aumentar a tensão o tamanho dos poros aumenta e o número de poros diminui. A intensidade da
tensão aplicada afeta também a composição das fases das camadas de óxido. A aplicação de tensão anódica e
catódica tem impacto relevante nas propriedades estruturais, físicas e químicas da camada formada através de
PEO, na qual a fonte de alimentação de corrente de pulso é empregada [21].
5.3 Eletrólitos e incorporações
Tabela 6 – Eletrólitos e incorporações.
Autores Ano Eletrólito
Incorporações
da pesquisa
Mu M,
Liang J,
Zhou X,
Xiao Q [11]
2013
20.0 g/l Na3PO4, 2.0 g/l KOH in
distilled water with the addition
of 20.0 g/l submicron sized
MoS2 particles, 100 ml/l ethanol
e 0.5 g/l additive
MoS2 particles
Zhou L,
Lü GH,
Mao FF,
Yang SZ [30]
2014
aqueous electrolyte containing
0.02 mol/L β-glycerophosphate
disodium (β-GPNa2), 0.2 mol/L
calcium acetate (Ca(CH3COO)2·H2O),
(0,50 mg/L e 5 mg/L nos eletrólitos
1, 2 e 3, respectivamente), nano-Ag
(0,50 mg/L e 5 mg/L nos eletrólitos
1, 2 e 3, respectivamente)
nano-Ag
(0, 50 mg/L
e 5 mg/L nos
eletrólitos
1, 2 e 3,
respectivamente)
Muhaffel F,
Kaba M,
Cempura G,
Derin B,
Kruk A,Atar E,
Cimenoglu H [12]
2019
MAO (10 g/L Na2SiO3, 5 g/L
Na3PO4 pH 12.38); MAO-Al
(10 g/L Na2SiO3, 5 g/L Na3PO4,
10 g/L
α-Al2O3 pH 12.37); MAO-Zr
(10 g/L Na2SiO3, 5 g/L Na3PO4,
10 g/L m-ZrO2 pH 12.37)
10 g/L de
α-Al2O3
ou m-ZrO2
Wang R,
Zhou T,
Liu J,Zhang X,
Long F,Liu L [24]
2021
4 g/L Na2SiO3.9H2O, 10 g/L
(NaPO3)6 and 10 g/L NaAlO2; 4 g/L
Na2SiO3.9H2O, 10 g/L (NaPO3)6,
10 g/L NaAlO2 and
4 g/L Na2WO4.2H2O
4 g/L Na2WO4
.2H2O
70](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-70-320.jpg)
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Matykina E,
Arrabal R,
Mingo B,
Mohedano M,
Pardo A,
Merino MC [8]
2016
C4H6CaO4- 0.12 M,
(NaPO3)6- 0.01 M,
KOH - 0.018 M e
C4H6CaO4- 0.12 M,
(NaPO3)6- 0.01 M, KOH -
0.018 M, C6H15NO3- 5 mL/L
Ca e P
Chen X,
Liao D,
Jiang X,
Zhang D,
Shi T [1]
2020
Sodium tungstate inincreasing
concentrations from 1 to 5 g/l
was dispersed in asodium
silicate (Na2SiO3)–sodium
phosphate (Na3PO4) system
W
Park SY,
Choe HC [16]
2020
Calcium Acetate variando entre
0.1200, 0.1350, 0.1425 e
0.1500 mol/L, Calcium
Glycerophosphate variando
0.0200 mol/L, Magnesium
Acetate variando entre 0, 0.0075,
0.0150 e 0.0300 mol/L, Sodium
Metasilicate variando entre 0 e 0.0010
Ca, P, Si e Mg
Liang T,
Wang Y,
Zeng L,
Liu Y,Qiao L,
Zhang S,
Zhao R,Li G,
Zhang R,
Xiang J,
Xiong F,
Shanaghi A,
Pan H,Zhao Y [7]
2020
11 g/L KOH and 10 g/L
EDTA-CuNa2. 15g/L
and 5g/L phytic acid
copper
contents
of 1.01 wt%
and 1.92 wt%
Wang Y,
Zhao S,
Li G,Zhang S,
Zhao R,
Dong A,
Zhang R [25]
2020
The electrolyte solution consisted
of phytic acid variando
entre 5, 8 e 11 g/L, KOH variando
entre 3, 6 e 9 g/L, EDTA-CuNa2
variando entre 2, 6 e 10 g/L, and
EDTA-ZnNa2 variando entre 2, 6 e 10.
Cu, Zn e P
Fazel M,
Shamanian M,
Salimijazi HR [3]
2020
.1 M Ca(CH3COO)2.H2O,
0.05 M C3H7CaO6P·H2O,
0.15 MC10H18N2Na2O10
and 20 g/l NaOH
Ca e P
71](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-71-320.jpg)
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Li R,Ying B,
Wei Y,Xing H,
Qin Y,Li D [6]
2020
The first group is 0.085 M calcium
acetate ((CH3COO)2·Ca) and 0.01 M
β-glycerophosphate disodium (β-GP),
with the addition of 0.03 M strontium
acetate ((CH3COO)2·Sr), The
second group is 0.02 M (CH3COO)
2·Ca, 0.015 M (CH3COO)2·Sr, 0.045 M
sodium silicate(NaSiO3·9H2O), 0.375 M
sodium hydroxide (NaOH), and 0.045
Methylenediamine tetra-acetic acid
disodium salt (EDTA-2Na).
Sr
Kaseem M,
Choe HC [5]
2021
electrolyte solution consisting of Ca, P,
Zn, Mg, Sr, and Mn species. To prepare
7 ions solution, calcium acetate (0.12 M),
calcium glycerophosphate(0.019 M),
zinc acetate (0.0075 M), magnesium
chloride (0.0075 M), manganese acetate
(0.0075 M), and sodium metasilicate
(0.001 M) were mixed together in 1000 mL
of distilled water.
Ca, P, Zn, Mg,
Sr e MN
Zhang R,
Zhong S,
Zeng L,
Li H,Zhao R,
Zhang S,
Duan X,
Huang J,
Zhao Y [29]
2021
H12Phyand 15 g/L, Na2MgY variando
entre 5, 10, 15 e 20 g/L e KOH variando
entre 0, 2, 5, 8 e 11
Mg
Faverani LP,
Silva WP,
de Sousa CA,
Freitas G,
Bassi AP,
Shibli JA,
Barão VA,
Rosa AL,
Sukotjo C,
Assunção WG [2]
2022
The electrolyte solution was prepared
bydissolving Ca(NO3)24H2O, NH4H2PO4
(3.6×104M) in 1 L of distilled water, with
a molarratio of 1.67
Ca e P
72](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-72-320.jpg)
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Quintero D,
Galvis O,
Calderón JA,
Gómez MA,
Castaño JG,
Echeverría F,
Habazaki H [17]
2015
P (NaH2PO2:10 g/L, EDTANa2:7.44 g/L,
(CH3COO)2Ca:1.78 g/L, NaOH:4.04 g/L),
P-Si (NaH2PO2:10 g/L, Na2SiO3:5 g/L) e
P-S (NaH2PO2:10 g/L, Al2(SO4)3:10.6 g/L,
NaOH:8.08 g/L)
Ca, P, Si e S
Yu JM,
Kim HJ,
Ahn SG,
Choe HC [28]
2020
Calcium acetate monohydrate
[Ca (CH3COO)2·H2O], calcium
glycerophosphate (C3H7CaO6P),
zinc acetate dehydrate
[(CH3CO2)2Zn·2H2O],
strontium acetate hemihydrate
[Sr(CH3COO)2·0.5H2O],
magnesium acetate
tetrahydrate [(CH3COO)2Mg·4H2O],
manganese (II) acetate tetrahydrate
[Mn(CH3COO)2·4H2O], and sodium
metasilicate nonahydrate
(Na2SiO3·9H2O)
Ca, P, Zn, Mn,
Sr, Mg e Si
Yu JM,
Cho HR,
Choe HC [27]
2022
Ca (CH3COO)2•H2O, C3H7NaCaO6P,
Sr(CH3COO)2•0.5H2O,
and Na2SiO3•9H2O
Ca, P, Sr e Si
Park SY,
Choe HC [15]
2022
calcium acetate monohydrate
and calcium glycerophosphate
containing Si and Mg ions
Si, Mg, Ca e P
Nadimi M,
Dehghanian C [13]
2021
sodium phosphate (Na3PO4) and sodium
hydroxide (NaOH) were used as a base-
electrolyte and conductivity-enhancer. In
order to improve coating properties,
ZrO2 and ZnO nanoparticles were
added to the electrolyte.
ZrO2 and ZnO
nanoparticles
Molaeipour P,
Allahkaram SR,
Akbarzadeh S [9]
2022
10 g/L NaAlO2, 4 g/L KOH, and
7.5 g/L boron carbide
nanoparticles
7.5 g/L boron
carbide
nanoparticles
73](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-73-320.jpg)
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van Hengel IA,
Laçin M,
Minneboo M,
Fratila-
Apachitei LE,
Apachitei I,
Zadpoor AA [4]
2021
0.15 M calcium ac-etate and
0.02 M calcium
glycerophosphate in 800 ml
demineralized water supplemented
with 1.0 M
stron-tium acetate.
Ca e Sr
Ríos JM,
Quintero D,
Castaño JG,
Echeverría F,
Gómez MA [18]
2022
Na3PO4•12H2O 10 g/L,
Ca(CH3COO)2.H2O 1.44 g/L e
EDTANa2 variando entre
3.72, 7.44 e 11.16 g/L
EDTA
Yang C,
Cui S,
Wu Z,Zhu J,
Huang J,
Ma Z,Fu RK,
Tian X,
Chu PK,
Wu Z [26]
2021
10 g of (NaPO3)6, 10 g of EDTA-2Na,
0/5/10/15 g of Ce(Ac)3, and
0/5/10 g of K2ZrF6 were
mixed in 1 L of deionized water
Ce e Zr
5.4 Conclusões
A partir da revisão bibliográfica realizada, conclui-se que:
• As adições de MoS2, K2ZrF6 e Ce(Ac)3 melhoram as propriedades tribológicas e produzem efeitos de
lubrificantes;
• A adição de nano-Ag melhora as propriedades mecânicas, a resistência à corrosão, não apresenta
citotoxicidade e demonstra boa viabilidade celular e ação antibacteriana;
• A incorporação de partículas de ZrO2 melhora a resistência à corrosão, ao desgaste, aumenta a rugosidade
superficial e o contato de tecido ósseo com o implante;
• Eletrólitos com acetato de cálcio e fosfatos favorecem a formação de HA, e ao se incorporar Zn e Mg
aumenta-se essa formação de HA, melhora-se a resistência à corrosão, além também da fixação de células
osteoblásticas na superfície de implantes com esse tratamento. A presença de P no eletrólito favorece
também a incorporação de zinco na camada de óxido formada pelo processo PEO;
• Em eletrólitos com KOH e Na2WO4 a presença de W beneficia o desempenho tribológico e reduz a
porosidade. A incorporação de W possibilita a formação de camada bifásica, com a camada mais externa
74](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-74-320.jpg)
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funcionando como uma armadilha de elétron que melhora a atividade antibacteriana por meio da indução
ROS;
• Em outros eletrólitos a incorporação de W aumenta a espessura do revestimento, todavia não muda
significativamente a composição de óxido, sendo os principais ainda o rutile e a anatase, e uma pequena
quantidade de trióxido de tungstênio;
• A adição de Cu2O melhora a morfologia da superfície e o desempenho anti-incrustante de ligas de
Ti-6Al-4V, além de melhorar a ação antibacteriana. A adição de Zn e Cu num mesmo eletrólito gera,
normalmente, efeito de competição entre esses elementos. Os revestimentos contendo Cu-Zn-P possuem
excelentes habilidades antibacterianas e citocompatibilidade, todavia devem ser bem dosadas;
• A adição de grafeno em eletrólitos à base de silicato e fosfato produz uma camada de óxido cerâmico
densa, sendo esse revestimento composto principalmente de rutile e anatase. Essa adição contribui para
o aumento da resistência ao desgaste da liga de titânio Ti-6Al-4V;
• A adição de Sr em eletrólitos à base de fosfato e silicato promove rugosidade e hidrofilicidade em amostras
de Ti-6Al-4V. Ocasiona também adesão, proliferação e diferenciação celular. Os revestimentos de fosfato
apresentam melhor biocompatibilidade e atividade osteogênica em comparação com silicatos;
• Os implantes biofuncionalizados com estrôncio apresentaram poros menores, espessura de camada de
TiO2 mais fina, taxa de liberação de Ca2+
quatro vezes menor, predominantemente fases de TiO2
anatase e fases contendo Sr, em comparação com os implantes biofuncionalizados em eletrólitos contendo
apenas espécies de Ca/P;
• A adição de nanopartículas de carboneto de boro ao eletrólito reduz o tamanho e a densidade dos poros
do revestimento.
Agradecimentos
Os autores agradecem à CAPES e ao CNPq.
Referências
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a Ti6Al4V drill pipe”. Em: Surface Innovations
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row Cell Response from Senile Female Rats on
Ca-P-Doped Titanium Coating”. Em: Materials
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doi: 10.3390/ma15031094. url: http://dx.
doi.org/10.3390/ma15031094.
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2021), p. 112074. doi: 10.1016/j.msec.2021.
112074.
75](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-75-320.jpg)
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![CAPÍTULO 5. FUNCIONALIZAÇÃO DE SUPERFÍCIES DE TI-6AL-4V POR INCORPORAÇÕES DE
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![6 EFEITO DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE NAS
PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DOS IMPLANTES
DE TITÂNIO
Késia Simões Ribeiro1
, IME2
, ORCID 0000-0001-9129-2237;
Francielly Moura de Souza Soares, IME2
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Ariany Antunes Martins, IME2
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Dyanni Manhães Barbosa, IME2
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ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.603219
COMO CITAR
RIBEIRO, K. S.; SOARES, F. M. de S.; MARTINS, A. A.; BARBOSA, D. M.; de SOUSA, B. M.; ELIAS, C. N..
EFEITO DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE NAS PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DOS IMPLANTES
DE TITÂNIO. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.).
Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 78-85.
Tópicos
6.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 79
6.2 Métodos de modificação de superfícies . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 80
6.2.1 Tratamento com ácido . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 81
6.2.2 Jateamento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 81
6.2.3 Anodização . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 82
6.2.4 Tratamento com plasma . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 82
6.2.5 Revestimentos com fosfatos de cálcio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 83
6.3 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 83
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 84
1 Email: kesiasimoesribeiro@gmail.com
2 Instituto Militar de Engenharia](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-78-320.jpg)
![CAPÍTULO 6. EFEITO DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE NAS PROPRIEDADES BIOLÓGICAS
DOS IMPLANTES DE TITÂNIO
RESUMO
O titânio comercialmente puro (ASTM F67) e a liga Ti-6Al-4V (ASTM F136) são utilizados como
implantes dentários devido às suas propriedades mecânicas e biocompatibilidade. O titânio comercialmente
puro (Ticp) é o mais utilizado como implante dentário por não ter em sua composição elementos químicos
considerados nocivos à saúde. A alta resistência à corrosão do titânio e suas ligas está diretamente relacionada
com a capacidade de formar uma camada de óxido passiva em sua superfície. As características da superfície
do implante dentário desempenham uma função importante para a osseointegração devido às interações
com as proteínas, glicoproteínas e células. As características superficiais dos implantes, como morfologia,
rugosidade, espessura da camada de óxido, nível de impureza e tipos de óxidos dependem do processo de
tratamento da superfície. No passado, eram os implantes dentários de titânio sem tratamento da superfície
mas, apresentavam processo de regeneração deficiente. Em consequência, diversas técnicas foram desenvolvidas
para modificar a morfologia da superfície dos implantes dentários. Com as modificações da superfície foi
possível melhorar a interação celular, a resistência à corrosão e reduzir o tempo de regeneração óssea. O
objetivo do presente trabalho é apresentar uma revisão das principais técnicas de tratamentos de superfície
dos implantes de titânio, como o tratamento com ácido, o jateamento, a anodização e os revestimentos com
cálcio e fósforo. Estes tratamentos podem tornar a superfície bioativa e melhorar a osseointegração. Embora
estudos confirmem que os tratamentos de superfícies otimizam o processo de osseointegração, na literatura
não há um consenso quanto ao melhor tipo de tratamento de superfície.
Palavras-chave: Implantes dentários, Titânio, Tratamentos de superfície.
6.1 Introdução
Os materiais metálicos são utilizados na odontologia como substitutos dos tecidos duros, devido
às suas propriedades mecânicas, estabilidade química em condições fisiológicas, ductilidade e menor risco
de fratura [8]. O titânio comercialmente puro (Ticp ASTM F67) é frequentemente utilizado como implante
dentário, pois possui propriedades mecânicas adequadas, estabilidade química, elevada resistência à corrosão,
osseointegração e biocompatibilidade. A alta resistência à corrosão deste material está diretamente associada
com a capacidade de formar uma camada de óxido passiva em sua superfície [17].
Os implantes sem tratamento de superfície (usinados) foram os primeiros a serem usados na odontologia,
mas não são mais utilizados por apresentarem desvantagem em relação às interações com as proteínas. As
células osteoblásticas apresentam características rugofílicas, isto é, as interações com as superfícies dependem
da rugosidade para ocorrer um processo de mineralização gradual em direção ao implante. Para os implantes
usinados sem tratamento de superfície, essa característica é deficiente por requerer um maior tempo de
cicatrização entre a cirurgia e carregamento do implante, apresentando processo de cicatrização deficiente [5,
6].
As características da superfície do implante dentário desempenham um papel significativo na forma
como as proteínas, glicoproteínas e células interagem com o implante. As propriedades superficiais dos implantes
como morfologia, rugosidade, espessura da camada de óxido, nível de impureza e tipos de óxidos dependem do
processo de tratamento da superfície [5]. Diversas técnicas têm sido empregadas para modificar a morfologia
79](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-79-320.jpg)
![CAPÍTULO 6. EFEITO DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE NAS PROPRIEDADES BIOLÓGICAS
DOS IMPLANTES DE TITÂNIO
da superfície do implante dentário. As modificações das superfícies dos implantes foram desenvolvidas para
melhorar a interação celular na superfície e a resistência à corrosão. Com os tratamentos é possível modificar
a superfície do Ti, tornando-o bioativo (com interações biológicas entre o tecido e o biomaterial) para reduzir
o tempo de regeneração óssea em relação aos implantes usinados [18, 13].
A interação inicial entre o hospedeiro e a superfície do material inicia-se na interface implante-
organismo, onde as proteínas são rapidamente absorvidas, ocorrendo interação com o tecido conjuntivo.
Após essa primeira interação, ocorre um processo de recrutamento celular no qual células indiferenciadas se
diferenciam em osteoblastos e osteoclastos. As atividades iniciais dos osteoclastos desencadeiam o processo de
reabsorção óssea e, a partir disso, ocorre a formação óssea [6, 14].
Ao tratar a superfície dos implantes, é possível modificar a rugosidade, aumentar a estabilidade
primária, molhabilidade, o contato entre implante e osso, a resistência da interface osso-implante e o sucesso do
tratamento em pacientes considerados críticos. Além disso, é possível melhorar a retenção do tecido, estimular
o processo de regeneração e reduzir o tempo de carregamento [5].
Ao longo dos últimos anos, vários tratamentos de superfícies foram desenvolvidos, seja alterando a
topografia, a composição química ou ambos, com o objetivo de tornar o implante com uma superfície bioativa
e melhorar a osseointegração dos implantes [12].
O objetivo deste trabalho é realizar uma revisão de literatura dos principais tratamentos de superfícies
do implante dentário de titânio para obter uma superfície bioativa.
6.2 Métodos de modificação de superfícies
A superfície de titânio e suas ligas desempenham um papel significativo na integração do implante no
corpo humano. Como resultado de várias alterações de superfície, algumas características podem ser obtidas,
como melhor condutividade e indução óssea, melhor resistência ao desgaste, melhor resistência à corrosão,
melhor ancoragem mecânica do implante ao tecido ósseo, melhor biocompatibilidade e bioatividade [18].
Várias metodologias foram desenvolvidas para modificar a morfologia e composição química da
superfície dos implantes com o objetivo de reduzir a aderência bacteriana e melhorar a osseointegração. Foram
desenvolvidas superfícies que inibem o desenvolvimento de biofilme, diminuem a colonização bacteriana e
melhoram o desempenho dos biomateriais implantados [24, 2, 3].
Até o momento não há um consenso sobre a melhor técnica de tratamento de superfície utilizada para
obter a melhor resposta biológica dos implantes odontológicos. No entanto, vários métodos foram desenvolvidos
para modificar a superfície, aumentando a rugosidade e melhorando a osseointegração de implantes de titânio.
Esses métodos utilizam o tratamento com ácido, o jateamento, a anodização, a pulverização de plasma, assim
como, revestimentos com fosfato de cálcio, entre outras técnicas que modificam a superfície do implante de
titânio, tornando-a bioativa.
80](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-80-320.jpg)
![CAPÍTULO 6. EFEITO DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE NAS PROPRIEDADES BIOLÓGICAS
DOS IMPLANTES DE TITÂNIO
6.2.1 Tratamento com ácido
Um dos primeiros tratamentos da superfícies dos implantes foi o tratamento com ácido para modificar
e controlar a rugosidade da superfície. Esse tratamento pode ser realizado com a imersão dos implantes em
soluções de ácido nítrico e ácido clorídrico ou ácido clorídrico e ácido sulfúrico, entre outras soluções. Com o
tratamento com ácido é possível obter uma rugosidade característica e homogênea, na qual favorece a adesão
celular, promove a retenção de fibrinas e melhora a osseointegração. Outro fator significativo é o tempo para a
aplicação de cargas sobre o implante, que nas superfícies usinadas, o tempo é maior do que as superfícies
tratadas com ácido. Os implantes submetidos ao ataque ácido reduzem o tempo necessário de regeneração [18,
17].
Os implantes tratados com ácido induzem maior diferenciação celular, aumentam o contato osso-
implante nas etapas iniciais de osseointegração e apresentam maior resistência à corrosão em comparação com
implantes não tratados superficialmente. Os implantes submetidos ao ataque ácido apresentam maior taxa de
sucesso clínico [18, 17]..
6.2.2 Jateamento
Outra técnica para modificar a superfície de titânio consiste no jateamento dos implantes com
partículas de cerâmicas. Dependendo do tamanho das partículas, diferentes rugosidades de superfície podem
ser produzidas nos implantes de titânio. O material de jateamento deve ser quimicamente estável, biocompatível
e não deve prejudicar a osseointegração dos implantes de titânio. Várias partículas cerâmicas têm sido utilizadas,
como alumina, óxido de titânio e fosfatos de cálcio [11].
O jateamento com alumina (Al2O3) produz rugosidade superficial que varia com a granulometria do
meio de jateamento. Entretanto, as partículas ficam frequentemente incorporadas à superfície do implante, e
os resíduos permanecem mesmo após limpeza ultrassônica e passivação ácida. Como a alumina é insolúvel
em ácido, é difícil removê-la das superfícies dos implantes de titânio. Em alguns casos, essas partículas
são liberadas para os tecidos circundantes e prejudicam a osseointegração dos implantes. Além disso, essa
heterogeneidade química da superfície do implante pode reduzir sua excelente resistência à corrosão do titânio
em meio fisiológico [11].
Partículas de titânio são usadas no jateamento dos implantes dentários. As partículas de óxido de
titânio com tamanho médio de 25 µm produzem uma superfície moderadamente rugosa na faixa de 1 a 2 µm
em implantes. Estudos usando microimplantes em humanos mostraram melhor contato osso-implante para os
implantes com jateamento de TiO2 em comparação com superfícies usinadas [11, 9].
Wennerberg e colaboradores (1995) [23] demonstraram em ensaios com coelhos que o jateamento
com partículas de TiO2 ou Al2O3 aumenta o contato osso-implante semelhantes com aumento da fixação
biomecânica dos implantes quando comparado ao titânio usinado. O torque de remoção aumenta com a
rugosidade da superfície dos implantes, enquanto valores comparáveis foram observados na aposição óssea.
Esses estudos corroboram que a rugosidade dos implantes dentários de titânio aumenta sua fixação mecânica
ao osso, mas não sua fixação biológica [1].
Outra possibilidade de modificação da superfície de implantes odontológicos de titânio, aumentando a
81](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-81-320.jpg)
![CAPÍTULO 6. EFEITO DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE NAS PROPRIEDADES BIOLÓGICAS
DOS IMPLANTES DE TITÂNIO
rugosidade, consiste na utilização de um material de jateamento biocompatível, osteocondutor e reabsorvível,
como fosfatos de cálcio como hidroxiapatita, fosfato beta-tricálcico. Esses materiais são reabsorvíveis, resultando
em uma superfície de titânio puro e limpa. Estudos mostraram um maior contato osso-implante com essas
superfícies quando comparadas às superfícies usinadas [11, 15] .
6.2.3 Anodização
A anodização é frequentemente utilizada para obter uma estrutura micro ou nanométrica uniforme
na superfície dos implantes de titânio. Para a anodização do titânio utiliza-se tratamentos com ácidos, como
H3PO4, HNO3, HF, alta densidade de corrente e potencial. Como resultado, tem-se uma maior espessura
da camada de óxido de titânio. A anodização produz modificações na microestrutura e na cristalinidade da
camada de óxido de titânio. O processo de anodização é complexo e depende de vários parâmetros como
densidade de corrente, concentração de ácidos, composição e temperatura do eletrólito [11, 19].
Em comparação com as superfícies usinadas, as superfícies anodizadas melhoram a resposta óssea
e aumentam o torque de remoção dos implantes. Dois mecanismos têm sido propostos para explicar essa
osseointegração, o intertravamento mecânico através do crescimento ósseo nos poros e ligação bioquímica.
Modificações na composição química da camada de óxido de titânio foram testadas com a incorporação de
magnésio, cálcio, enxofre ou fósforo. Além de tornar mais rápida o processo de osseointegração, o aumento da
camada de óxido formada pela anodização, confere ao implante de titânio uma maior proteção à corrosão no
ambiente fisiológico [11, 19, 21, 16, 10].
6.2.4 Tratamento com plasma
Diferentes métodos têm sido desenvolvidos para revestir implantes odontológicos, entre eles a pulveri-
zação de partículas com plasma para a deposição, revestimento sol-gel, deposição eletroforética ou precipitação
biomimética. No entanto, o método de revestimento por pulverização de plasma (plasma spray) não é mais
utilizado para o tratamento dos implantes dentários [11], permanecendo o uso nas próteses ortopédicas. O
método de pulverização de plasma de titânio (TPS) permite obter superfícies rugosas das próteses ortopédicas.
Este método consiste em aquecer o pó de titânio em alta temperatura e lançá-las contra a superfície que se
deseja a deposição. As partículas se condensam e se fundem na superfície dos implantes, formando um filme
com cerca de 30 µm de espessura. O revestimento TPS resultante tem uma rugosidade média em torno de 7
µm, o que aumenta a área de superfície do implante [11].
Estudos mostraram que a interface osso/implante formou-se mais rapidamente na superfície TPS
do que com os implantes de superfície usinados apresentando uma rugosidade média de 0,2 µm. No entanto,
partículas de titânio foram encontradas no osso adjacente aos implantes. A presença de partículas metálicas
oriundas do desgaste forma identificadas no fígado, baço [11, 22].
Os íons metálicos liberados dos implantes podem ser o produto da dissolução, desgaste e corrosão, e
podem ser uma fonte de preocupação devido aos seus efeitos carcinogênicos locais e sistêmicos prejudiciais.
No entanto, os efeitos adversos locais e sistêmicos da liberação de íons de titânio não foram universalmente
reconhecidos [4, 22].
82](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-82-320.jpg)
![CAPÍTULO 6. EFEITO DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE NAS PROPRIEDADES BIOLÓGICAS
DOS IMPLANTES DE TITÂNIO
Deste modo, o grau de rugosidade da superfície tem um papel significativo tanto na qualidade quanto
na taxa de osseointegração dos implantes dentários de titânio. Implantes extremamente rugosos, como TPS
ou com jateamento, mostraram preferência pela fixação mecânica e fixação primária ao osso. Topografias na
faixa nanométrica têm sido aplicadas para propiciar a adsorção de proteínas, adesão de células osteoblásticas
e a taxa de cicatrização do tecido ósseo na região peri-implantar.
6.2.5 Revestimentos com fosfatos de cálcio
Os implantes dentários são revestidos com íons de Ca, P, nanoagulhas de hidroxiapatita e fosfatos
de cálcio à base principalmente de hidroxiapatita. Após a implantação, a liberação de fosfato de cálcio na
região peri-implantar aumenta a saturação dos fluidos corporais e causa a precipitação de apatita biológica
na superfície do implante. Essa apatita biológica pode conter proteínas endógenas e atuar como matriz para
fixação e desenvolvimento de células osteogênicas. Portanto, o processo de regeneração é aprimorado por essa
camada biológica de apatita. A fixação biológica de implantes de titânio ao tecido ósseo é mais rápida com um
revestimento de fosfato de cálcio do que sem revestimento. Desta forma, os revestimentos de fosfato de cálcio
apresentam melhores taxas de sucesso clínico em longo prazo do que os implantes de titânio não revestidos [7,
21, 20, 11].
6.3 Conclusões
• O titânio e suas ligas são os materiais mais utilizados para a fabricação dos implantes odontológicos;
• A osseointegração é a característica mais importante para o sucesso do tratamento com os implantes
odontológicos;
• A osseointegração é melhorada mediante os tratamentos de superfície dos implantes;
• Existem inúmeras técnicas para modificar as superfícies do titânio e suas ligas, entre elas o tratamento
com ácido, jateamento, anodização e revestimento com fosfato de cálcio. Estes tratamentos induzem
diferentes graus de bioativação ou passivação, melhorando as propriedades mecânicas, químicas e
biológicas do titânio e seus implantes;
• Apesar dos resultados positivos obtidos com os diferentes tratamentos de superfície, a literatura não é
unânime quanto ao melhor tipo de tratamento de superfície.
Agradecimentos
Agradecemos a agência de fomento CNPq pelos recursos financeiros destinados ao programa de bolsa
e à execução deste projeto e a empresa Conexão Sistemas e Prótese (Arujá, SP) pelo suporte para a realização
das pesquisas.
83](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-83-320.jpg)
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![CAPÍTULO 6. EFEITO DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE NAS PROPRIEDADES BIOLÓGICAS
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![7 COMPORTAMENTO GALVÂNICO ENTRE IMPLAN-
TES OSSEOINTEGRÁVEIS E ABUTMENT
Késia Simões Ribeiro1
, , IME2
, ORCID 0000-0001-9129-2237;
Francielly Moura de Souza Soares, IME2
, ORCID 0000-0001-9311-9139;
Ariany Antunes Martins, IME2
, ORCID 0000-00002-5188-3734;
Bruno Martins de Souza, IME2
, ORCID 0000-0002-1075-0441;
Roberto Hirsch Monteiro, IME2
, ORCID 0000-0003-4506-5820.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.603221
COMO CITAR
RIBEIRO, K. S.; SOARES, F. M. de S.; MARTINS, A. A.; de SOUSA, B. M.; MONTEIRO, R. H.. COM-
PORTAMENTO GALVÂNICO ENTRE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS E ABUTMENT. In: ELIAS,
C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações
dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 86-91.
Tópicos
7.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 87
7.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 88
7.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 88
7.3.1 Medida de potencial de circuito aberto . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 88
7.3.2 Medidas galvânicas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 89
7.4 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 90
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 91
RESUMO
O titânio e suas ligas são os materiais mais utilizados em implantes dentários devido às suas excelentes
propriedades mecânicas, biocompatibilidade e resistência à corrosão. O titânio quando exposto à atmosfera
oxidante formam uma camada de óxido passiva em sua superfície. Essa camada de óxido determina as
propriedades químicas e a resistência à corrosão do metal. O ambiente oral é particularmente propício à
corrosão. A corrosão galvânica ocorre quando ligas diferentes são colocadas em contato direto dentro dos
1 Email: kesiasimoesribeiro@gmail.com
2 Instituto Militar de Engenharia](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-86-320.jpg)
![CAPÍTULO 7. COMPORTAMENTO GALVÂNICO ENTRE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS E
ABUTMENT
tecidos ou cavidade oral. A deterioração de materiais metálicos tem efeitos desfavoráveis ao organismo, pois
aumenta a liberação de íons metálicos prejudiciais à saúde, além de comprometer a durabilidade dos materiais
e resultar em falhas dos implantes. O exemplo mais frequente de corrosão galvânica no meio oral é a interação
do implante dentário com o componente protético (abutment). Os pilares protéticos conectam a coroa aos
implantes e são fabricados com diferentes ligas, como CoCr, NiCr, CoCrMo e Ti-6Al-4V. Essa pesquisa teve
por objetivo analisar a resistência à corrosão galvânica do titânio comercialmente puro (TiG4 ASTM F67)
usado em implantes dentários em contato com as ligas CoCr (ASTM F1537) e Ti-6Al-4V (ASTM F136) usadas
como componentes protéticos das próteses implantossuportadas. Fez-se a medida de potencial de circuito
aberto e amperometria de resistência zero. Como eletrólito foi utilizada a solução NaCl 0,9%. Os resultados
obtidos mostraram que o uso dessas ligas em NaCl 0,9% não apresentaram geração de corrente galvânica.
Palavras-chave: Corrosão galvânica, Ligas de Titânio, Liga CoCr, Biomateriais.
7.1 Introdução
Diferentes materiais metálicos são utilizados como biomateriais. O material mais utilizado em implantes
dentários é o titânio e suas ligas devido às suas excelentes propriedades mecânicas, biocompatibilidade e
resistência à corrosão [11].
O titânio comercialmente puro (Ticp) possui propriedades excelentes para uso como biomaterial,
destacando-se a adequada resistência mecânica, alta resistência à corrosão em ambientes corpóreos e, a
formação espontânea de uma camada de óxido de titânio com alta biocompatibilidade. A camada de óxido de
titânio facilita a adesão de proteínas e as interações com as células osteoblásticas [6].
O Ticp tem alta reatividade com o oxigênio. Quando o titânio é exposto à atmosfera oxidante, é
rapidamente oxidado, formando uma camada de óxido passiva sobre a sua superfície. Essa camada de óxido
determina as propriedades químicas, a resistência à corrosão e as interações com as proteínas do corpo [11].
Os pilares que conectam a coroa aos implantes, são componentes fabricados com diferentes metais. As
ligas utilizadas como pilares a Ag-Pd, Co-Cr, Ti-6Al-4V e Ticp. Essas ligas têm boas propriedades mecânicas
e diferentes comportamentos em meios possíveis de corrosão. Quando as ligas de Au-Pd, Co-Cr a liga de
titânio (Ti-6Al-4V) são acopladas aos implantes dentários de titânio pode ocorrer corrosão galvânica [6, 9, 7].
O ambiente oral é particularmente propício à corrosão. O processo corrosivo é principalmente de
natureza eletroquímica e a saliva natural funciona como um eletrólito. As variações de temperatura, variações
de pH, presença de íons fluoretos, biofilme, os esforços mecânicos, potencializam o processo de corrosão no
ambiente oral [7, 1, 12, 10, 13, 8].
Uma questão relacionada ao uso dos materiais metálicos na odontologia é a possibilidade de ocorrer
fenômenos de corrosão galvânica. A corrosão galvânica ocorre quando ligas diferentes são colocadas em contato
direto ou indireto nos tecidos ou cavidade oral. A interação das ligas com composições químicas diferentes
pode levar à formação de uma célula galvânica, aumentando a quantidade de íons liberados no organismo [1,
12, 10, 3].
A deterioração de materiais metálicos tem efeitos desfavoráveis ao organismo, pois aumenta a liberação
de íons metálicos nocivos à saúde, além de comprometer a durabilidade dos materiais e resultar em falhas dos
87](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-87-320.jpg)
![CAPÍTULO 7. COMPORTAMENTO GALVÂNICO ENTRE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS E
ABUTMENT
implantes [3].
Os exemplos frequentes de corrosão galvânica oral são o contato físico da restauração ou prótese
de amálgama com a prótese de outra liga, contatos dos suportes ortodônticos e fios ortodônticos com os
brackets [1, 4, 2]. A interação do implante dentário e o componente protético confeccionado com ligas diferentes
também pode induzir a corrosão galvânica.
Análises eletroquímicas têm sido utilizadas para prevenir a corrosão de ligas. A liga que sofre corrosão
é a liga menos nobre ou mais ativa. O acoplamento pode produzir um ambiente eletropositivo na interface do
implante que pode ter um impacto direto nas condições do tecido, particularmente na reabsorção óssea [7, 12,
5].
Esta pesquisa examina a resistência à corrosão galvânica do titânio comercialmente puro (TiG4
ASTM F67) usado em implantes dentários em contato com as ligas CoCr ASTM F1537 e Ti-6Al-4V ASTM
F136 usadas como componentes protéticos das próteses implantossuportadas.
7.2 Materiais e métodos
Neste trabalho foram utilizadas as ligas comerciais de CoCr ASTM F1537, TiG4 ASTM F67 e a liga
Ti-6Al-4V ASTM F136 fornecidas pela empresa Conexão Sistema de Próteses (Arujá, SP).
Os ensaios eletroquímicos realizados foram a medida de potencial de circuito aberto (OCP) e a
amperometria de resistência zero (ZRA). Nos ensaios, utilizou-se o equipamento potenciostato/galvanostato
da marca AUTOLAB, modelo PGSTAT 204N.
Foi utilizada a célula eletroquímica convencional com três eletrodos. O calomelano foi utilizado como
eletrodo de referência, a platina como contra eletrodo e as amostras como eletrodos de trabalho. A montagem
da célula galvânica foi feita de acordo com a norma ABNT NBR15613-5. As análises foram realizadas em
triplicatas durante 24 h.
Para simular a saliva artificial à temperatura ambiente, foram realizadas análises eletroquímicas em
eletrólito com solução de NaCl 0,9 %.
7.3 Resultados
7.3.1 Medida de potencial de circuito aberto
O potencial de equilíbrio entre a superfície metálica e a solução foi medido através do potencial de
circuito aberto (OCP). Na tabela 7 e na figura 7.1 são apresentados os valores dos potenciais de circuito
aberto das amostras metálicas imersas em solução de NaCl 0,9% após 3600 segundos.
Como pode ser observado na Tabela 7 e na figura 7.1, a liga Ti-6Al-4V F136 apresentou um valor de
potencial de circuito aberto mais negativo sugerindo que possui uma menor resistência à corrosão no eletrólito
analisado. Contudo, as três ligas mostram uma evolução para valores mais positivos, isso deve a formação
do filme passivo na superfície que ao longo do tempo tende a formar uma barreira impedindo processos de
oxidação.
88](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-88-320.jpg)
![CAPÍTULO 7. COMPORTAMENTO GALVÂNICO ENTRE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS E
ABUTMENT
probabilidade de ocorrência de corrosão galvânica entre as ligas.
Figura 7.3 – Medidas de corrente galvânica dos pares imersos em solução de NaCl 0,9% durante 865 s, 21600s,
43200 s, 64800 s e 86400 s. Pares galvânicos: TiG4 F67/ CoCr F1537 e o TiG4 F67/Ti-6Al-4V
F136.
Na figura 7.3 são apresentados os valores das correntes galvânicas dos pares TiG4 F67 com a liga
CoCr F1537 e do TiG4 F67 com a liga Ti-6Al-4V F136 imersos em solução de NaCl 0,9% durante 865 s, 21600
s, 43200 s, 64800 s e 86400 s. Pode-se observar que ambos os pares galvânicos após 24 horas não apresentaram
valores de correntes galvânicas significativos. Esse comportamento é causado pela formação do filme passivo
formado em ambos os materiais. O filme de óxido atua como uma barreira e reduz a troca de elétrons. As
ligas estudadas formam óxidos estáveis que necessitam de uma maior agressividade do meio, como variação de
pH para que ocorra um aumento na liberação de íons. Dados da literatura mostram que os íons de flúor e o
ambiente com pH mais ácido tendem a aumentar a corrosão de ligas de titânio e consequentemente aumentam
a corrosão galvânica [9].
7.4 Conclusões
• Os resultados deste trabalho mostraram que o titânio comercialmente puro (TiG4 ASTM F67) usado em
implantes dentários e as ligas CoCr (ASTM F1537) e Ti-6Al-4V (ASTM F136) possuem alta resistência
à corrosão devido a formação de uma camada passiva;
• Os pares galvânicos TiG4 com as ligas e a liga CoCr com Ti-6Al-4V analisados não apresentaram geração
de corrente significativas, pois as ligas analisadas formam óxidos estáveis e necessitam de uma maior
agressividade do meio ambiente, como variação de pH para aumentar na liberação de íons;
• Há necessidade de analisar o comportamento galvânico dos pares galvânicos com uma variação de pH do
eletrólito e também com adição de íons de flúor.
90](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-90-320.jpg)
![CAPÍTULO 7. COMPORTAMENTO GALVÂNICO ENTRE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS E
ABUTMENT
Agradecimentos
Agradecemos a agência de fomento CNPq pelos recursos financeiros destinados ao programa de bolsa
e à execução deste projeto e a empresa Conexão Sistemas e Prótese pelo fornecimento das amostras.
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![8 LIGA Ti-47Nb: UMA ALTERNATIVA PROMISSORA
PARA UTILIZAÇÃO COMO BIOMATERIAL
Bruno Martins de Souza1
, IME2
, ORCID 0000-0002-1075-0441;
Francielly Moura de Souza Soares, IME2
, ORCID 0000-0001-9311-9139;
Nathalia Rodrigues de Oliveira Habib Pereira, IME2
, ORCID 0000-0003-1041-092X;
André Aguiar Marques, IME2
, ORCID 0000-0003-1511-4038;
Carlos Nelson Elias, IME2
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ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.587103
COMO CITAR
de SOUZA, B. M.; SOARES, F. M. S.; PEREIRA, N. R. de O. H.; MARQUES, A. A.; ELIAS, C. N.. LIGA
Ti-47Nb: UMA ALTERNATIVA PROMISSORA PARA UTILIZAÇÃO COMO BIOMATERIAL. In: ELIAS,
C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações
dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 92-99.
Tópicos
8.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 93
8.2 Revisão de literatura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 93
8.2.1 Uso da liga Ti-Nb na fabricação de implantes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 94
8.2.2 Efeito do tratamento térmico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 94
8.2.3 A resistência à corrosão dos biomateriais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 95
8.2.4 Molhabilidade . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 95
8.3 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 95
8.4 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 96
8.4.1 Análise microscópica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 96
8.4.2 Microdureza . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 97
8.4.3 Molhabilidade . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 97
8.4.4 Teste de corrosão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 98
8.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 99
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 99
1 Email: bruno.martins@ime.eb.br
2 Instituto Militar de Engenharia](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-92-320.jpg)
![CAPÍTULO 8. LIGA TI-47NB: UMA ALTERNATIVA PROMISSORA PARA UTILIZAÇÃO COMO
BIOMATERIAL
seja, não deve se dissolver e não deve liberar elementos nocivos; deve ter propriedades mecânicas adequadas,
incluindo alta resistência e módulo de elasticidade próximo ao do osso humano, deve ter resistência ao desgaste;
deve apresentar morfologia de superfície rugosa e adequada para permitir o crescimento do tecido; e deve
proporcionar boa longevidade, superando a expectativa de vida do paciente [6].
Desde a década de 1970, as ligas de Ti são usadas para reabilitar os tecidos danificados. Sua composição
química proporciona boa biocompatibilidade, e a camada de óxido de Ti que se forma naturalmente em suas
superfícies aumenta a resistência à corrosão. Dentre as ligas mais utilizadas na fabricação de implantes, a liga
Ti-6Al-4V (ASTM F136) é a mais usada devido às suas excelentes características mecânicas. A desvantagem
da liga F136 é a liberação de íons Al e V que provocam uma resposta tecidual negativa às células vivas,
incluindo reações alérgicas e até toxicidade. Além disso, esta liga tem módulo de elasticidade de cerca de
110 GPa, indesejável. Com base em dados disponíveis na literatura, as ligas Ti-Nb podem ser uma excelente
alternativa para aplicações biomédicas, tanto pela sua biocompatibilidade quanto pelas suas propriedades
mecânicas [3, 1].
8.2.1 Uso da liga Ti-Nb na fabricação de implantes
Os materiais utilizados na fabricação de implantes médicos devem apresentar alto limite escoamento,
resistência à corrosão, resistência à fadiga, baixo módulo de elasticidade e não devem apresentar elementos
químicos em sua composição que sejam citotóxicos [4]. Outra preocupação na fabricação de implantes é a
reabsorção óssea causada por stress shielding, que ocorre quando a diferença entre o módulo de elasticidade
do implante e o osso é grande. Esse fenômeno é uma das causas mais importantes da perda de implantes
ortopédicos [5]. Devido à citotoxicidade e reabsorção óssea, são desenvolvidos biomateriais que não reagem
com o corpo humano e que possuem baixo módulo de elasticidade.
O módulo de elasticidade do titânio comercialmente puro (Ticp) grau 2 e grau 4 é de aproximadamente
103GPa, e a liga Ti-6Al-4V possui módulo de 110 GPa. As ligas Ti-Nb, como a liga Ti-45Nb, possuem módulo
de 60 GPa e a liga Ti-47Nb possui módulo de elasticidade de 52 GPa. Os módulos de elasticidade TiNb são
mais próximos dos valores encontrados em ossos humanos [7, 2, 8].
8.2.2 Efeito do tratamento térmico
Os tratamentos térmicos realizados no titânio e suas ligas melhoram as propriedades mecânicas com
a modificação da microestrutura. Em geral, o tratamento térmico de solubilização é aplicado para obter uma
matriz homogênea. A temperatura escolhida para solubilização deve ser suficiente para promover a dissolução
dos precipitados e para colocar os elementos de liga em solução sólida. Neste processo, a temperatura deve ser
maior que a temperatura β-trans ter uma matriz monofásica. A temperatura β-trans é a temperatura limite
acima da qual a fase α deixa de existir e a liga tem apenas a fase β.
Após o tratamento térmico de solubilização, dependendo da composição da liga de titânio e da
porcentagem de seus elementos, podem ser obtidas fases martensíticas α” e/ou β metaestáveis. Estas fases
apresentam boa ductilidade e diminuição da resistência mecânica.
94](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-94-320.jpg)
![CAPÍTULO 8. LIGA TI-47NB: UMA ALTERNATIVA PROMISSORA PARA UTILIZAÇÃO COMO
BIOMATERIAL
Figura 8.7 – Curvas de polarização da liga Ti-47NB antes e após tratamento térmico.
8.5 Conclusões
Com base nos resultados obtidos nos ensaios com a liga Ti-47Nb pode-se concluir que:
1. A análise por microscópica ótica indica que houve aumento significativo no tamanho do grão após
tratamento térmico;
2. A microdureza Vickers aumenta com o tratamento térmico a 900 °C;
3. A molhabilidade aumenta com o tratamento térmico;
4. A liga apresentou alta resistência à corrosão e comportamento adequado para uso na fabricação de
implantes odontológicos e biomédicos, quando atendidos outros requisitos necessários para essas ligas.
Referências
[1] Amandeep Singh Bhui et al. “Experimental in-
vestigation of optimal ED machining parame-
ters for Ti-6Al-4V biomaterial”. Em: Facta Uni-
versitatis, Series: Mechanical Engineering 16.3
(2018), pp. 337–345.
[2] LJ Bonish e Henry Herman Hausner. Sinte-
ring and Plastic Deformation: Proceedings of
the First Symposium on Fundamental Pheno-
mena in the Material Sciences. Springer, 2013.
[3] Carlos Elias e Luiz Meirelles. “Improving osseoin-
tegration of dental implants”. Em: Expert review
of medical devices 7 (mar. de 2010), pp. 241–56.
doi: 10.1586/erd.09.74.
[4] Manivasagam Geetha et al. “Ti based biomateri-
als, the ultimate choice for orthopaedic implants–
a review”. Em: Progress in materials science 54.3
(2009), pp. 397–425.
[5] ZR Mi et al. “Problem of stress shielding and im-
provement to the hip Implat designs: a review”.
Em: J. Med. Sci 7.3 (2007), pp. 460–467.
[6] Liliane Siqueira de Morais, Glaucio Serra Gui-
marães e Carlos Nelson Elias. “Liberação de ıons
por biomateriais metálicos”. Em: Revista Den-
99](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-99-320.jpg)
![CAPÍTULO 8. LIGA TI-47NB: UMA ALTERNATIVA PROMISSORA PARA UTILIZAÇÃO COMO
BIOMATERIAL
tal Press de Ortodontia e Ortopedia Facial 12
(2007), pp. 48–53.
[7] Mitsuo Niinomi et al. “Biomedical titanium al-
loys with Young’s moduli close to that of cortical
bone”. Em: Regenerative biomaterials 3.3 (2016),
pp. 173–185.
[8] Emília dos Santos Monteiro. “Influência do tra-
tamento térmico na dureza e na resistência à
corrosão das ligas Ti-47Nb e Ti-30Nb-7Zr para
aplicações biomédicas”. 2020, p. 113.
100](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-100-320.jpg)
![9 IMPLANTES DE PEQUENOS DIÂMETROS: UMA
REVISÃO NARRATIVA
Nathalia Rodrigues de Oliveira Habib Pereira1
, IME2
, ORCID 0000-0003-1041-092X;
Carlos Nelson Elias, IME2
, ORCID 0000-0002-7560-6926;
Bruno Martins de Souza, IME2
, ORCID 0000-0002-1075-0441.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.601255
COMO CITAR
PEREIRA, N. R. de O. H.; ELIAS, C. N.; de SOUZA, B. M. IMPLANTES DE PEQUENOS DIÂMETROS:
UMA REVISÃO NARRATIVA. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de
SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p.
100-104.
Tópicos
9.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 102
9.2 Aplicação dos implantes de pequeno diâmetro . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 102
9.3 Limitações dos implantes de pequeno diâmetro . . . . . . . . . . . . . . . . . . 104
9.4 Implantes comerciais de pequeno diâmetro . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 104
9.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 104
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 105
RESUMO
As aplicações dos biomateriais metálicos têm constante crescimento e revolucionou a forma dos
tratamentos dentários. Inicialmente, os implantes dentários foram desenvolvidos para recuperar as ausências
dentárias causadas por alguma patologia ou por trauma sofrido pelo paciente. Com a evolução da qualidade
dos implantes, o objetivo do tratamento passou a ser o de recuperar a função mastigatória alido à estética. Para
ampliar as possibilidades dos tratamentos com a utilização dos implantes osseointegráveis, foram desenvolvidos
os implantes dentários de pequenos diâmetros. Com os implantes menores é possível atender um público que
antes não era passível de tratamento, por causa de algumas limitações. O titânio comercialmente puro (Ticp)
é amplamente utilizado na fabricação de implantes convencionais por ser considerado quimicamente inerte,
1 Email: nathaliahabib@ime.eb.br
2 Instituto Militar de Engenharia](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-101-320.jpg)
![CAPÍTULO 9. IMPLANTES DE PEQUENOS DIÂMETROS: UMA REVISÃO NARRATIVA
possuir boas propriedades mecânicas e de biocompatibilidade com o organismo humano. No entanto, o Ticp é
inadequado para compor os implantes menores. O modelo destes implantes é específico e foi necessário alterar
a forma de fabricação deles. Os materiais usados são submetidos a tratamentos térmicos ou são usadas ligas
com a adição de elementos endurecedores. Contudo, devido ao tamanho reduzido dos implantes com menor
diâmetro, há a possibilidade de ocorrer danos durante as etapas de inserção e remoção, uma vez que eles
possuem menor resistência à fratura.
Palavras-chave: Biomateriais metálicos, Implantes dentários, Pequenos diâmetros.
9.1 Introdução
Os biomateriais garantem inúmeros benefícios aos usuários e devido à essa popularidade continuam
em evidência e em desenvolvimento. Os novos biomateriais possuem maiores resistências mecânicas que os
anteriores, biocompatibilidade com o corpo humano, propriedade antibacteriana e em alguns casos ocorre
a osseointegração. Uma das aplicações dos biomateriais são as peças metálicas de dispositivos médicos,
especialmente os implantes dentários, cuja aplicabilidade se concentra mais nos parafusos de maiores diâmetros
ou também denominados “implantes osseointegráveis”. Essa terminologia foi dada com base na união do
implante com o osso. Os implantes osseointegráveis são fabricados com Titânio comercialmente puro (Ticp)
com diferentes graus (grau 1, 2, 3 ou 4) e com as ligas de Ti, por exemplo, Ti-6Al-4V (ASTM F136), também
chamado de grau 5.
A literatura cita algumas limitações no uso de implantes de maiores diâmetros, dando oportunidade
aos menores, alcançando diferentes públicos. Os implantes menores possuem variação de tamanho entre 2.8 mm
a 3 mm de diâmetro e a durabilidade da implantação será de forma provisória, com duração até o cumprimento
da sua função. A aplicabilidade desse tipo de implante está relacionada às condições ósseas inadequadas,
aos espaços interdentais atrésicos (estreitos), espaço decorrente de tratamentos ortodônticos prévios, uso
temporário em pacientes na fase de crescimento, assim como no sentido proximal ou vestíbulo-lingual, visto
que os implantes de maiores diâmetros não encaixam em menores espaços.
Segundo Christensen (2009) [2], os implantes de pequenos diâmetros ou “mini-implantes”, geralmente
são os com diâmetro menor que 3.0 mm (Figura 9.1). Inicialmente, foram usados como implantes provisórios
ou transitórios para suporte fixo e próteses removíveis enquanto que os convencionais têm ≥ 3.0 mm em
diâmetro integrados ao osso. Além disso, eles têm sido amplamente utilizados na terapia ortodôntica para
ancoragem. Em 1997, seu uso foi aprovado pelo órgão norte-americano Food and Drug Administration (FDA)
para aplicações em longo prazo.
9.2 Aplicação dos implantes de pequeno diâmetro
Segundo Elias et al. (2019) [4], a seleção dos materiais para dispositivos médicos é baseada nas
propriedades mecânicas, composição química e biocompatibilidade. Entre as ligas usadas na fabricação dos
implantes osseointegráveis a mais usada é o Ticp especificado pela Norma Técnica ASTM F-67. As ligas
Ticp recebem as definições por Graus de 1 a 4. A liga Ti-6Al-4V é especificada pela Norma ASTM F67 e é
conhecida como Ti grau 5.
102](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-102-320.jpg)
![CAPÍTULO 9. IMPLANTES DE PEQUENOS DIÂMETROS: UMA REVISÃO NARRATIVA
Figura 9.1 – Exemplo de modelos de implantes curtos (Adaptado da empresa Conexão).
Fonte: Linha Short - Catálogo da empresa Conexão Sistemas e Próteses Ltda. (Arujá - SP) [1]
Em se tratando de implantes de pequeno diâmetro, eles possuem essa designação devido ao seu
tamanho reduzido, por vezes encontrado na literatura, em português, como “estreito” ou em inglês, “narrow”.
Porém, essa denominação não está totalmente adequada em termos de grandeza física, visto que para medir o
tamanho do implante mede-se o comprimento, e a expressão “estreito” refere-se à largura.
Os implantes dentários mais recentes e as novas técnicas de cirurgia odontológica utilizam os de
diâmetros menores que 3.0 mm e o Ticp como material. Por outro lado, estes implantes não tem resistência
mecânica suficiente para suportar a carga oral em todos os sítios da mandíbula [4].
O uso de implantes “estreitos” é restrito em situações clínicas limítrofes através de diferentes
procedimentos cirúrgicos, por exemplo, carga imediata ou enxerto alógeno, e essa indicação é voltada para as
regiões de baixo esforço mastigatório, tal como, incisivos inferiores e incisivos laterais superiores [3].
Pacientes com algum comprometimento podem não ter osso suficiente ou qualidade óssea adequada
para permitir a estabilidade e colocação de implantes de diâmetro padrão. Então, a sugestão é optar pelos
implantes de diâmetros reduzidos, pois é uma alternativa aceitável ao enxerto ósseo ou renunciar ao tratamento,
deixando ao dentista propor outra terapêutica.
A redução na largura do osso pode ser devido ou agravada por traumas, malformações, neoplasias,
uso de próteses removíveis e doenças periodontais, causando limitações desafiadoras para a colocação do
implante. Nesses casos, procedimentos cirúrgicos podem ser necessários para aumentar a insuficiência do
volume ósseo [5].
A vantagem na escolha dos implantes menores é passar por uma cirurgia menos invasiva, especialmente
nos casos em que o rebordo ósseo possui pequena espessura, evitando assim cirurgias mais complexas com
enxerto ósseo, ainda mais onde existe o espaço limitado entre os dentes.
103](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-103-320.jpg)
![CAPÍTULO 9. IMPLANTES DE PEQUENOS DIÂMETROS: UMA REVISÃO NARRATIVA
• A utilização desses dispositivos inovou a possibilidade de reabilitação para casos limítrofes ao ponto que
evita manobras de regeneração óssea guiada, as quais apresentam menor previsibilidade de sucesso;
• A menor área de contato com a superfície óssea quando associado à uma alta carga mastigatória pode
ser um fator de risco. Nesse sentido, muitas empresas disponibilizam produtos com maior resistência
para minimizar as complicações;
• O clínico deve avaliar cuidadosamente a necessidade do uso dos implantes com pequenos diâmetros.
Agradecimentos
Agradecimentos ao Laboratório de Biomateriais, do Instituto Militar de Engenharia (IME), pelo
suporte na realização de análises e pesquisas e também às agências de fomento, especialmente ao Conselho
Nacional de Desenvolvimento Científico e Tecnológico (CNPq) pelo incentivo financeiro a fim de estimular o
trabalho científico.
Referências
[1] Catálogo Conexão Sistemas e Próteses Ltda.
30 mar. de 2023. 2023. url: https : / / www .
conexao . com . br / catalogo / Catalogo _
Final2018.pdf.
[2] Gordon J Christensen. “The increased use of
small-diameter implants”. Em: The Journal of
the American Dental Association 140.6 (2009),
pp. 709–712.
[3] Taıs Alves Dos Reis et al. “Biomechanical beha-
vior of extra-narrow implants after fatigue and
pull-out tests”. Em: The Journal of Prosthetic
Dentistry 122.1 (2019), 54–e1.
[4] Carlos Nelson Elias et al. “Mechanical and cli-
nical properties of titanium and titanium-based
alloys (Ti G2, Ti G4 cold worked nanostructured
and Ti G5) for biomedical applications”. Em:
Journal of Materials Research and Technology
8.1 (2019), pp. 1060–1069.
[5] Georgina González-Valls et al. “Narrow diame-
ter dental implants as an alternative treatment
for atrophic alveolar ridges. Systematic review
and meta-analysis”. Em: Materials 14.12 (2021),
p. 3234.
105](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-105-320.jpg)
![10 DESAFIOS E AVANÇOS NA PESQUISA E DESEN-
VOLVIMENTO DE IMPLANTES E PRÓTESES POR
MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL
Andersan S. Paula1
, , IME2
, ORCID 0000-0002-0904-4240;
Danilo A. C. Gonçalves, IME2
, ORCID 0000-0002-4715-9233;
Fábio S. Oliveira, INT3
e IME2
, ORCID 0000-0002-1453-4869;
Naiara V. Le Sénéchal, IME2
, ORCID 0000-0003-4992-5656;
Rafael Ramos, IME2
, ORCID 0000-0001-6711-7674.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.601267
COMO CITAR
PAULA, A. S.; GONÇALVES, D. A. C.; OLIVEIRA, F. S.; LE SÉNÉCHAL, N. V.; RAMOS, R.. DESAFIOS
E AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E PRÓTESES POR
MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.;
de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023.
p. 105-114.
Tópicos
10.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 107
10.2 Processos de manufatura aditiva . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 109
10.2.1 Processos via polimerização . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 109
10.2.2 Processos via sinterização ou fusão e solidificação . . . . . . . . . . . . . . . . . . 110
10.3 Desenvolvimento tecnológico no setor da saúde . . . . . . . . . . . . . . . . . . 111
10.4 Considerações finais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 113
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 114
1 Email: andersan@ime.eb.br
2 Instituto Militar de Engenharia
3 Instituto Nacional de Tecnologia](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-106-320.jpg)
![CAPÍTULO 10. DESAFIOS E AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E
PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL
RESUMO
A Manufatura aditiva, também popularmente conhecida como Prototipagem Rápida, é comumente
conhecida como o processo de fabricação por Impressão, que consiste em um mecanismo de fabricação de uma
peça por meio da união de materiais, partindo de um modelo de informações digitais (aspectos geométricos),
pela deposição dos materiais por camada. As tecnologias atualmente disponíveis para fabricação por manufatura
aditiva trazem a possibilidade de produção de peças com formatos complexos como uma realidade factível
a frente dos processos convencionais, os quais por vezes podem ser dispendiosos financeiramente para
determinados materiais, principalmente quando se colocam em voga a necessidade de obtenção de geometrias
específicas e número reduzido de peças. Particularmente ao setor da saúde, o uso da manufatura aditiva, com
domínio profundo da tecnologia selecionada que possa prover as exigências dimensionais, de propriedades e de
comportamento biomecânico e biocompatibilidade, permite a fabricação de implantes e próteses de qualidade
e formatos únicos, baseados na anatomia e condição clínica de cada paciente, que além de trazer uma solução
célere resulta em uma recuperação mais rápida do mesmo somada ao menor número de intervenções cirúrgicas.
No entanto, o desenvolvimento científico e tecnológico de pesquisa e uso da manufatura aditiva para o setor
da saúde e outros setores que se observa ao redor do mundo não se dá de forma homogênea e acessível a todos,
como é o caso do Brasil.
Palavras-chave: Manufatura Aditiva, Implantes, Próteses, Mercado Brasileiro.
10.1 Introdução
Nos anos 80 surgiu um processo de fabricação denominado de “prototipagem rápida” que se baseava
na adição de material em camadas planas em função da crescente necessidade da indústria daquela época em
reduzir custos no processo de desenvolvimento de produto. As primeiras tecnologias de impressão 3D surgiram
praticamente no mesmo período, assim como os primeiros modelos de impressoras 3D, e ficaram conhecidas por
Tecnologias de Prototipagem Rápida, referindo-se ao fato de que os processos foram originalmente concebidos
como um método rápido e mais rentável para a criação de protótipos para o desenvolvimento de produtos
dentro da indústria. Porém, o termo “impressora 3D” foi batizado em 1995 por Jim Bredt e Tim Anderson,
alunos do Instituto de Tecnologia de Massachusetts. Nessa década, os objetos poliméricos criados apresentavam
deformidades/empenamentos no material, uma vez que endurecido, e as máquinas eram muito caras para
pequenos empreendedores, porém o potencial da tecnologia era inegável [9].
Ao longo dos anos foram observados significativos desenvolvimento e as percepções evoluíram de
tão simplesmente processos de Prototipagem Rápida para a concepção de Manufatura Aditiva (AM), a qual
ganhou uma significativa atenção na área acadêmica e no setor industrial no que diz respeito a possibilidades
de fabricação de componentes/peças de responsabilidade além de tão somente protótipos. Tudo isto motivado
pela comparação com a fabricação subtrativa ou formativa (Figura 10.1), os processos AM utilizam apenas a
quantidade necessária de matéria-prima para a confecção de peças, o que pode resultar na redução do custo e
do tempo associados à produção geral [16].
107](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-107-320.jpg)
![CAPÍTULO 10. DESAFIOS E AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E
PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL
Figura 10.1 – Manufatura Aditiva, subtrativa e formativa [16].
A essência da AM é em depositar os materiais camada por camada, com base em um projeto auxiliado
por computador (CAD), também conhecido como impressão tridimensional (3D), conforme Figura 10.2 [14,
11]. As vantagens desse processo incluem a capacidade de produzir geometrias versáteis com alta precisão,
com uso eficiente de materiais, a flexibilidade de projeto e a capacidade de personalização, sem a necessidade
de ferramentas complexas.
Inicialmente, os processos de AM em sua grande parte eram feitos de materiais poliméricos, nenhuma
das tecnologias até então eram capazes de processar metais ou materiais cerâmicos. Atualmente, suas aplicações
na indústria não mais se limitam a modelos reduzidos, mas também a produtos finais de grande complexidade,
com o desenvolvimento de máquinas capazes de imprimir em qualquer material, desde titânio até a cartilagem
humana [Z]. Os equipamentos de AM disponíveis no mercado baseiam-se no diferencial do material/insumo
mais adequado a ser processado, tornando possível uma escolha entre tipo de processo, método de aplicação,
como descrito na Figura 10.3 [11].
Figura 10.2 – Etapas do processo de manufatura aditiva [11].
Normalmente as tecnologias economicamente mais acessíveis de manufatura aditiva estão relacionadas
à impressão 3D de peças poliméricas, como as tecnologias: a jato de polímeros (polyjet), estereolitografia (SLA)
e de processamento digital de luz (DLP). Em todas essas técnicas, a matéria-prima em uso é uma resina na
108](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-108-320.jpg)
![CAPÍTULO 10. DESAFIOS E AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E
PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL
Figura 10.3 – Equipamentos de Manufatura Aditiva (AM) versus insumos [1].
forma líquida que polimeriza por ação de uma fonte específica de luz para sua formação e consolidação para
formar a peça camada a camada. Existem ainda a tecnologia de baixo custo de modelagem por deposição
de materiais fundidos (FDM) que se beneficia da baixa temperatura de fusão de polímeros termoplásticos,
no formato de filamentos, para construção camada por camada de peças ou protótipo almejado, porém com
acabamento e precisão dimensional inferiores aos dos produtos obtidos por SLA, DLP e polyjet [14].
Outras alternativas tecnológicas também garantem alta precisão dimensional e bom acabamento,
porém demandam um investimento muito mais alto, começando pela produção da matéria-prima em forma de
pó, com características específicas (granulométrica, física e reológica) para a manufatura a se adotar, quer ser
a técnica de cama de pó (metálico, cerâmico ou polímero fundido/sinterizado por ação de uma fonte de laser
(SLM/SLS) ou elétrons (EBM)) ou de deposição de energia direcionada (DED) (por ação de uma fonte laser
ou arco-plasma) restrita a metálicos e cerâmicos [14].
10.2 Processos de manufatura aditiva
Dois grupos de processos de manufatura aditiva são amplamente utilizados em aplicações para
medicina e odontologia: via polimerização e via sinterização ou fusão e solidificação.
10.2.1 Processos via polimerização
No processo de polimerização de cuba tem-se a impressão 3D em uma cuba que contém uma resina
de fotopolímero que é seletivamente curada por uma fonte de luz. Este processo tem duas formas mais comuns
de concepção de equipamentos, sendo elas: SLA (Estereolitografia) e DLP (Digital Light Processing, ou em
português Processamento de Luz Direta, que se diferenciam pelo fato das impressoras SLA usarem um laser
109](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-109-320.jpg)
![CAPÍTULO 10. DESAFIOS E AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E
PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL
em pontos (conforme Figura 10.4) e a impressora DLP uma máscara para exposição da resina camada a
camada [14].
Figura 10.4 – Desenho esquemático do funcionamento de uma impressora SLA [2].
Com estas tecnologias e uso resino de fotopolímero (Standard, Transparent, High Temperature) é capaz
produzir peças com precisão dimensional de ± 0,5% (limite inferior ± 0,15 mm) com acabamento superficial
suave e detalhes fino, em aplicações não exigidos requisitos mecânicos significativos, a citar: protótipos de
polímeros tipo injeção, joias (fundição de investimento), aplicações dentárias, aparelhos auditivos, etc [14, 2].
10.2.2 Processos via sinterização ou fusão e solidificação
Um processo que utiliza o princípio da fusão e solidificação para produção de peças poliméricas é
o processo de impressão 3D de extrusão de material, neste processo um filamento de material polimérico
termoplástico sólido é empurrado através de um bocal aquecido de modo que este se funda ao sair pelo bocal.
Desta forma, a impressora ao deslocar o bocal depositará o material em uma plataforma ao longo de um
percurso pré-definido camada a camada, com isto o filamento fundido resfria-se e solidifica-se para formar ao
final do processamento um objeto sólido (Figura 10.5). A tecnologia de impressão 3D para este processo é a
modelagem por deposição de fundido (FDM – Fused Deposition Modeling), também conhecida como fabricação
de filamento fundido (FFF – Fused Filament Fabrication), a qual faz uso de filamento termoplásticos de
polímeros de PLA, ABS, PET e PTU, resultando em peças com uma precisão dimensional de ± 0,5% (limite
inferior ± 0,5 mm) para produção de carcaças elétricas; testes de forma e ajuste; jigs e acessórios e padrão de
fundição de investimento, com custo mais alto que a SLA/DLP para fins visuais. Também é possível o uso de
filamento de compósitos a base de um polímero termoplástico ou tinta altamente preenchidas com carga de
pós de metais ou cerâmicos [3].
No que diz respeito a manufatura aditiva aplicada a metais se fazem presentes através de duas
concepções de equipamentos: fusão/sinterização de cama de pó (Figura 10.6), e deposição com energia
direcionada (Figura 10.7). Neste ponto a manufatura aditiva de materiais metálicos com uso de fontes de laser
ou de feixes de elétrons para sinterizar ou fundir tem se mostrado promissoras, principalmente com uso de
laser por ter associados equipamentos de menor custo quando comparados aos de feixe de elétrons. Por outro
lado, em termos de precisão dimensional os equipamentos de fusão de cama de pó são a opção a ser fazer uso,
processo que também pode ser aplicado para pós cerâmicos e poliméricos, além dos metálicos já citados [14].
110](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-110-320.jpg)
![CAPÍTULO 10. DESAFIOS E AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E
PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL
Figura 10.5 – Desenho esquemático do funcionamento de uma impressora FDM [2].
Porém, é sabido que normalmente as características finais do produto tão somente processado via
manufatura aditiva não apresenta as características microestruturais e propriedades das rotas convencionais
normalmente adotadas para produção de uma determinada liga, e que neste caso busca-se realizar etapa
adicional de pós-tratamento de natureza térmica para promover as modificações microestruturais necessárias
para se atingir as propriedades almejadas. No entanto, muito pesquisa se faz necessária para chegar a este
resultado final tanto no que diz respeito aos parâmetros de processo na manufatura aditiva como do tratamento
térmico pós-manufatura em função da liga que se tem em mãos e das propriedades necessárias para a aplicação.
Figura 10.6 – Desenho esquemático do funcionamento de uma impressora de fusão/sinterização em cama de
pó [4].
10.3 Desenvolvimento tecnológico no setor da saúde
Na literatura a nível mundial observa-se pesquisas de ponta e ofertas diversos produtos ao mercado
substituindo os processos de clássicos de manufatura por aqueles que conceituam como sendo de manufatura
aditiva para fabricação de implantes e próteses a partir de biomateriais (poliméricos, cerâmicos e metálicos),
inclusive fazendo uso da possibilidade construção de geometrias internas não massivas que garantam a redução
da densidade da peça de ligas metálicas com a devida resistência mecânica necessárias aplicação [12, 17,
10], conforme exemplificado na Figura 10.8. Até mesmo observa-se ações para desenvolvimento de próteses
funcionais para aplicação oftalmológica, no sentido de desenvolver estruturas oculares customizadas para cada
paciente, no caso de reconstruções desta [13].
111](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-111-320.jpg)
![CAPÍTULO 10. DESAFIOS E AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E
PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL
Figura 10.7 – Desenho esquemático do funcionamento de impressoras de deposição com energia direcionada
com a matéria-prima fornecida em formato de fio (esquerda) e de pó (direita) [4].
Figura 10.8 – Distintos metais e ligas aplicados em implantes e próteses para substituição de estruturas ósseas
em peças com volumes de construção menos densos [12, 10].
Fontes da literatura destacam que o Brasil apesar de ter unidades acadêmicas e outras fabris, que
debruçam esforços na pesquisa, desenvolvimento e aplicação desta tecnologia em termos de produção de
insumos e equipamentos para processamento, na visão mundial é invisível face às expressões dos esforços
desempenhados para desenvolver a pesquisa por países como Estados Unidos da América, China, Reino Unido,
Alemanha, Austrália, Itália, Singapura, Espanha, França, Canadá, Suíça e Coreia do Sul (Figura 10.9a) [15].
Esta pesquisa também destaca uma expectativa no crescimento global em impressão 3D em 45 bilhões de
dólares no mercado americano e a participação por cada tipo de processo (Figura 10.9b,c).
Essas evidências destacam a carência brasileira de investimento para ofertas de insumos nacionais
e das diversas vertentes destas tecnologias, que no exterior não é uma realidade só na pesquisa acadêmica,
mas como uma realidade de oferta de mercado e de aplicação nos mais diversos setores com menor ou maior
requisitos de desempenho, a citar os setores da indústria automobilística, aeronáutica, aeroespacial, biomédica
(medicamentos, equipamentos e órgãos) e até mesmo o setor alimentício que começa a se desenvolver.
No entanto, observa-se várias iniciativas nacionais, sejam em instituições de ensino e pesquisa, em
empresas de capital nacional ou até mesmo que multinacional que se implantaram no país.
112](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-112-320.jpg)
![CAPÍTULO 10. DESAFIOS E AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E
PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL
Figura 10.9 – (a) Os países mais prolíficos envolvidos no avanço da pesquisa de impressão 3D; (b) Progresso
anual no mercado global de impressão 3D em bilhões de dólares americanos; e (c) Participação
estimada de vários tipos de manufatura aditiva na impressão 3D geral dos EUA marcada para
2027. Dados extraídos de Wang et al. (2021)[15].
No que tange o desenvolvimento de implantes e próteses e as iniciativas para normatizar as suas
condições de fabricação, no Brasil algumas iniciativas são dignas de mérito, a citar o pioneirismo do Centro de
Tecnologia da Informação (CTI) Renato Archer [5], do Instituto Nacional de Tecnologia (INT) [6] e do Instituto
Nacional de Metrologia, Qualidade e Tecnologia (INMETRO) [7]. Outra iniciativa é a empresa Plenium, fruto
de 13 anos de pesquisas e desenvolvimento tecnológico que resultaram na criação de biomateriais sintéticos
e implantes customizados em máquinas 3D [8]. A empresa também desenvolve biomateriais como enxertos
ósseos, uma membrana 100% sintética e reabsorvível de alta resistência, além de ser a primeira fábrica da
América Latina a produzir blocos customizados de biomaterial cerâmico com tecnologia 3D.
Porém, estas ações não são suficientes frente a grandiosidade do país, que em termos fabris/comerciais
possui um número reduzido de empresas brasileiras que têm como nicho de produtos implantes e próteses, e
insignificante frente ao cenário internacional no que tange o uso da manufatura aditiva para este fim e com
poder de competir com as opções importadas, em termos da tríplice meta em qualidade, custo e oferta.
10.4 Considerações finais
Apesar de existir uma lista extensa de fornecedores dos insumos das mais diversas naturezas para
prototipagem rápida 3D e manufatura aditiva avançada, como também equipamentos para realizar proces-
samentos com a concepção aditiva para obtenção de produtos, estes na maioria são oriundos de empresas
estrangeiras que trabalham com a filosofia de “caixa-preta”, ou seja, a operação está otimizada para consumíveis
importados de fornecedor(es) específico(s) determinado(s) pelo fabricante de cada equipamento de tecnologia
113](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-113-320.jpg)
![CAPÍTULO 10. DESAFIOS E AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E
PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL
de impressão 3D. Qualquer tentativa de alteração é inibida pela impossibilidade de ajustes de parâmetros de
impressão por uma configuração de operação restrita, ou então por regras que consideram esta prática com
uma violação da garantia. Mesmo em caso de contratos de aquisição de equipamentos com tecnologia aberta,
tanto para programação flexível de ajustes das variáveis de processamento e liberdade na escolha dos insumos,
o investimento é muito alto tanto para se adquirir os equipamentos como os insumos, pois mantém-se a política
de desmotivação ao uso de insumos não licenciados por parte dos fabricantes de equipamentos de impressão
3D importados. Somado a isto, a complexidade no Brasil dos processos de aquisição de materiais de consumo e
permanente importados nos diversos seguimentos de geração de conhecimento e tecnologia (ensino, pesquisa e
indústria) do setor público nacional, incluindo a instabilidade cambial e as políticas internacionais de comércio
exterior nos países potenciais fornecedores do Brasil, geram uma vulnerabilidade para um investimento tão
grande de implantação e consolidação de uso em um tipo de tecnologia, que é a prototipagem rápida e a
manufatura aditiva rápida, de forma ampla em todos os setores da indústria nacional e inúmeras possibilidades
de aplicação. No entanto, o setor associado a aplicações em biomateriais tem tido uma evolução mais expressiva
com empresas multinacionais e nacionais de grande, médio e pequeno porte, principalmente no que diz respeito
a produção de próteses e implantes mais diversas segmentações da odontologia. Porém, muito investimento e
incentivo precisa ser feito para destacar com visibilidade mundial os esforços dos empresários e pesquisadores
que atuam em organizações e instituições instaladas em território nacional.
Referências
[1] url: http://moldesinjecaoplasticos.com.
br/prototipagem- rapida- ou- manufatura-
aditiva/.
[2] url: https : / / engiprinters . com . br / os -
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[4] url: http : / / www . pos . cps . sp .
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[5] url: https://www1.cti.gov.br/pt-br.
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[8] url: https://www.abopr.org.br/empresa-
brasileira - emprega - tecnologia - 3d - em -
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[9] 3D Print.com: The Voice of the 3D Printing.
url: https : / / 3dprint . com / 182753 / jim -
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[10] Long Bai et al. “Additive manufacturing of cus-
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[11] Andreas Gebhardt e Jan-Steffen Hötter. Addi-
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[12] Shunyu Liu e Yung C Shin. “Additive manufactu-
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[13] Jennifer KS Tsui et al. “Applications of three-
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[14] Neri Volpato. Manufatura aditiva: tecnologias
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[15] Yanen Wang et al. “Applications of additive
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114](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-114-320.jpg)
![CAPÍTULO 10. DESAFIOS E AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E
PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL
[16] Filipe Wiltgen. “Protótipos e prototipagem rá-
pida aditiva sua importância no auxılio do desen-
volvimento cientıfico e tecnológico”. Em: Anais
do 10º Congresso Brasileiro de Engenharia de
Fabricação (COBEF), São Carlos-SP. 2019.
[17] Xingchen Yan et al. “Effect of heat treatment on
the phase transformation and mechanical pro-
perties of Ti6Al4V fabricated by selective laser
melting”. Em: Journal of Alloys and Compounds
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115](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-115-320.jpg)
![11 ANÁLISE DE FALHAS, FATORES DE RISCO E COM-
PLICAÇÕES DOS TRATAMENTOS COM IMPLAN-
TES DENTÁRIOS
Manuela Cunha Bastos Netto1
, IME2
, ORCID : 0000-0002-9690-4500;
Roberto H. Monteiro, IME2
, ORCID 0000-0003-4506-5820;
Hazel Paloma Reis Corado, IME2
, ORCID 0000-0001-5825-241x;
Carlos Nelson Elias, IME2
, ORCID 0000-0002-7560-6926.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.601699
COMO CITAR
NETTO, M. C. B.; MONTEIRO, R. H.; CORADO, H. P. R.; ELIAS, C. N.. ANÁLISE DE FALHAS,
FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS. In:
ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e
Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 115-129.
Tópicos
11.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 117
11.2 Revisão de literatura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 119
11.2.1 Complicações . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 119
11.2.1.1 Falhas cirúrgicas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 120
11.2.1.2 Falhas por localização . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 121
11.2.1.3 Falhas por condições relacionadas aos pacientes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 121
11.2.1.4 Falhas associadas às condições dos implantes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 121
11.2.1.5 Influência das condições protéticas nas falhas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 122
11.2.1.6 Falhas devido à outras condições . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 123
11.2.2 Fatores de risco e análise de falhas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 123
11.3 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 127
11.4 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 128
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 129
1 Email: manuela.netto@ime.eb.br
2 Instituto Militar de Engenharia](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-116-320.jpg)
![CAPÍTULO 11. ANÁLISE DE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS
TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS
RESUMO
Desde o século passado, com o desenvolvimento da implantodontia oral, que pesquisas são realizadas
para determinar os parâmetros que influenciam no sucesso e falhas na reabilitação oral com o uso de implantes
dentários osseointegráveis. A análise sobre as complicações, fatores de risco e causas das falhas é importante
uma vez que estes parâmetros podem ser utilizados para se determinar a melhor estratégia no tratamento
reabilitador com o uso de implantes dentários. Tendo em vista que existe uma grande variedade de complicações
e fatores de risco para o tratamento com implantes dentários, é de fundamental importância que o profissional
utilize de medidas de prevenção, antes, durante e após a instalação dos implantes para minimizar os insucessos.
O paciente deve estar ciente de que a terapia com implantes inclui a manutenção preventiva após a reabilitação
concluída e que, mesmo em casos controlados, existe uma pequena parcela da população que responderá
desfavoravelmente, tendo em vista que, entre os fatores de risco, os relacionados ao paciente são os mais
difíceis de se controlar. Este trabalho tem como objetivo realizar uma breve revisão da literatura sobre as
principais complicações, fatores de risco e análise de falhas dos implantes dentários.
Palavras-chave: Implante dentário, Falhas em implantes, Fatores de falhas.
11.1 Introdução
O sucesso dos tratamentos com implantes dentários osseointegráveis se deve a dois fatores: o primeiro
é a osseointegração, a qual foi inicialmente definida como “o contato direto entre osso e a superfície de titânio
do implante” por Branemark em 1977 [13]. Atualmente, sabe-se que o contato entre as células ósseas e o
implante ocorre através de uma nanocamada de glicoproteínas e proteoglicanas [7]. O segundo fator que
influencia no sucesso do tratamento é o selamento dos tecidos moles com os abutments que previne reações
inflamatórias ao redor dos implantes. A osseointegração depende do material, forma e superfície do implante,
técnica cirúrgica, densidade e quantidade ósseas e condições de carregamento [13], além de forma da prótese e
cuidados com paciente [7].
Existem três mecanismos pelos quais a osseointegração não ocorre ou falha:
1. A formação de tecido fibroso ao redor dos implantes na fase inicial de regeneração;
2. A sobrecarga que leva à perda óssea mesmo após osseointegração inicial;
3. A reabsorção óssea gradual levando à perda de suporte ósseo do implante [13].
Os critérios de sucesso dos implantes são a imobilidade dos mesmos quando testados clinicamente,
ausência de radiolucidez, perda óssea anual menor que 0,2 mm, ausência de inflamação gengival ou peri-
implantar amenizada com tratamento, ausência de sintomas de infecção e dor, ausência de danos aos dentes
adjacentes, ausência de parestesia, anestesia ou violação do canal mandibular ou seio maxilar e sobrevivência
funcional em 90% dos casos após 5 anos e 85% em 10 anos [22].
As falhas dos implantes dentários podem ser precoces ou tardia. A precoce ocorre quando ocorrem
durante o período de osseointegração, regeneração ou carregamento inicial até o 1º ano após instalação. A
117](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-117-320.jpg)
![CAPÍTULO 11. ANÁLISE DE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS
TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS
falha tardias é observada quando ocorrem após o período de osseointegração, quando o implante já está
funcional e geralmente após o 1º ano. As causas diferem quanto ao tipo de falha [22]:
As principais causas das falhas precoce dos implantes osseointegráveis são:
• Qualidade ou quantidade pobre de osso (tipo 4, posterior de maxila, osso irradiado) ou ausência de
tecido queratinizado;
• Condições médicas do paciente (imunocomprometimento, diabetes descontrolada, AIDS, osteoporose
avançada, terapia com esteróides, doença metastática nas arcadas, condições metabólicas ou endócrinas,
má nutrição ou síndrome de má absorção, uso de bisfosfonatos, desordens de colágeno, síndromes
psicóticas, ausência de comprometimento do paciente, entre outros);
• Hábitos desfavoráveis do paciente (bruxismo, fumo pesado por longos períodos, pobre higiene oral,
acúmulo de placa, entre outros);
• Técnica cirúrgica inadequada (inserção subótima, ausência de estabilidade primária, pobre posicionamento
3D do implante, etc);
• Prótese inadequada (escolha errada, forma subótima da prótese e da mesa oclusal, carregamento excessivo,
trabalho laboratorial inadequado);
• Forma do implante e superfície subótimas;
• Fatores desconhecidos [22].
As principais causas das falhas tardias dos implantes osseointegráveis são:
• Sobrecarga oclusal/tensão excessiva: sobrecarga, forma oclusal inadequada, bruxismo não diagnosticado,
controlado ou tratado;
• Peri-implantite ou pobre higiene oral: ausência de desejo do paciente por uma adequada higiene oral,
ausência de coordenação motora ou amputação pelo paciente, forma da prótese dificultando acesso para
limpeza, supervisão inadequada do dentista com o paciente;
• Forma, construção ou adaptação inadequadas da prótese: deficiência em qualquer estágio laboratorial ou
restaurador levando à falhas e fraturas dos componentes do implante, componentes defeituosos, fadiga
dos componentes resultando em afrouxamento dos parafusos, fraturas, etc.;
• Fatores desconhecidos [22].
De modo geral as falhas estão relacionadas a problemas biomecânicos do implante e/ou da prótese,
à interferências oclusais/trauma crônico ou infecções [22], que levam à complicações. Foram classificados 6
grandes grupos de complicações: cirúrgicas, perda dos implantes, perda óssea, tecido mole peri-implantar,
mecânicas e estéticas/fonéticas, discutidas mais profundamente na revisão de literatura [8]. Considerando que
tais falhas e complicações geram grande incômodo para o paciente e dificuldade de manejo para o cirurgião
dentista, este trabalho tem como objetivo realizar uma revisão de literatura sobre o assunto.
118](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-118-320.jpg)
![CAPÍTULO 11. ANÁLISE DE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS
TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS
11.2 Revisão de literatura
11.2.1 Complicações
De acordo com Goodacre et al. (2003) [8] as complicações cirúrgicas citadas na literatura são: hemor-
rágicas, distúrbios sensoriais, fraturas mandibulares, dano/desvitalização de dentes adjacentes, hemorragias
com perigo de morte, embolia, deslocamento do implante para canal mandibular, aspiração do parafuso,
mediastinite necrotizante descendente, hemorragia intraocular e soluço. Entretanto, apenas as 3 primeiras
foram extensamente estudadas e apresentaram incidência média de 24%, 7% e 0,3%, respectivamente.
As complicações relacionadas à perda de implantes foram avaliadas em relação aos seguintes fatores:
• Prótese/arcada, com incidência média de perda de 10% de implantes em protocolos instalados em maxila
e 3%, em mandíbula; 19% de implantes em overdentures em maxila e 4%, em mandíbula; 6% de perda
de implantes em próteses parciais instalados em maxila e mandíbula; e 3% de perda média em coroas
unitárias em ambas arcadas;
• Tempo de perda, 54% dos implantes perdidos em protocolos ocorreram antes da instalação da prótese e
46%, após; em overdentures 60% ocorreram antes da prótese e 40%, após; em próteses parciais 61%
ocorreram antes e 39%, após a colocação da prótese; em coroas unitárias 47% das perdas foram antes da
prótese ser instalada e 53%, depois. No geral, 57% dos implantes perdidos após colocação da prótese
ocorreram no 1º ano, 34% no 2º ano e 9% no 3º ano;
• Comprimento do implante, houve 10% de perda nos implante com 10 mm ou menos, enquanto para
implantes maiores que 10 mm a perda foi de 3%;
• Qualidade óssea, ossos tipos 1, 2 e 3 exibiram perda de 4% dos implantes e ossos tipo 4, 16%;
• Condições sistêmicas, incluindo fumo, radioterapia, diabetes, quimioterapia, osteoporose, terapia de
reposição hormonal, escleroderma, síndrome de Sjogren, Parkinson, mieloma múltiplo, AIDS, sendo as 3
primeiras as mais extensamente investigadas na literatura, exibindo incidência de perda de implantes de
11%, 25% e 9%, respectivamente.
Quanto a perda óssea marginal, a média observada é de 0,9 mm no 1o
ano e 0,1 mm nos anos
subsequentes. Complicações de tecido mole peri-implantar variam de fenestrações/deiscências (média de 7%
de ocorrência), inflamação/proliferação gengival (média de 6%) a fístulas no nível de conexão pilar-implante
(média de 1%). Complicações mecânicas investigadas incluíram perda de retenção/ajuste da overdenture
(incidência de 30%), fratura de próteses parciais de resina (22%), desadaptação de overdenture necessitando
de re-embase (19%), fratura do sistema barra-clip de overdentures (17%), fratura de próteses parciais de
cerâmica (14%), fratura de overdentures (12%), fratura de próteses antagonistas aos implantes (12%), fratura
das bases de resina acrílica (7%), afrouxamento dos parafusos de próteses (7%), afrouxamento do parafuso de
pilares (6%), fratura do parafuso da prótese (4%), fratura da barra metálica (3%), fratura dos parafusos dos
pilares (2%) e fratura dos implantes (1%). Relacionados às complicações fonéticas/estéticas, a média foi de
10% para falhas estéticas e 7% para falhas fonéticas [8].
119](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-119-320.jpg)
![CAPÍTULO 11. ANÁLISE DE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS
TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS
Chrcanovic, Albrektsson e Wenneberg (2014) [3] publicaram uma revisão da literatura sobre as razões
das falhas dos implantes dentais e sugeriram vários os fatores. Estes incluíam: baixo torque de inserção em
cargas imediatas ou precoces, inexperiência de cirurgiões, implantes instalados em maxila e regiões posteriores
das arcadas, fumantes pesados, implantes em ossos tipo III e IV ou com pouco volume, implantes curtos, maior
quantidade de implantes instalados por paciente, ausência de estabilidade primária, implantes cilíndricos (sem
roscas), overdentures, técnica cirúrgica não submergida, carga imediata, instalação em alvéolos frescos pós-
extração e implantes de pequeno diâmetro. Neste mesmo estudo, os autores relatam que ainda é desconhecida
a causa de falhas precoces em alguns implantes, mas que felizmente a frequência é pequena (1-2%). Eles
categorizam as falhas de acordo com a natureza, como sendo primária, quando não há osseointegração, ou
secundária, após osseointegração. Mas, segundo os autores, uma reabsorção óssea marginal pode levar a falhas
secundárias e seria causada por complicações no tratamento e não por peri-implantite, um fenômeno de
doença, apesar de alguns estudos a categorizarem como falha primária que leva à reabsorção óssea marginal.
Desse modo, para Chrcanovic, Albrektsson e Wenneberg a peri-implantite é um tipo de falha secundária, assim
como problemas infecciosos e similares em implantes [3]. Esse estudo considerou falhas de implantes somente
como implantes perdidos e as classificou como falhas cirúrgicas, por localização, por paciente, por implante,
protéticas e outras condições. A seguir são citadas as causas mais importantes encontradas e separadas em
categoria:
11.2.1.1 Falhas cirúrgicas
• O uso de antibiótico pré-operatório reduz significativamente as perdas dos implantes, mas ainda é
desconhecido o benefício de antibióticos pós-operatórios. Quanto aos diferentes tipos ou regimes de
terapias antibióticas, não houve diferença entre eles quando associados à rotina de procedimentos
cirúrgicos;
• Há diversos estudos que citam a mesma previsibilidade com altas taxas de sobrevivência de implantes
instalados com a técnica de 1 estágio (não submergida) quando comparada com a técnica de 2 estágios
(submergida). Entretanto, há diversos outros estudos mostrando maiores riscos de falhas na técnica não
submergida;
• A maior parte dos estudos reporta resultados semelhantes, com altas taxas de sucesso, em implantes
instalados com a técnica sem retalho cirúrgico comparada com retalho. Baixo torque de inserção de
implantes planejados para carga imediata ou precoce aumenta a taxa de falha;
• A instalação de implantes por técnica adaptada de perfuração óssea (sub instrumentação) em sítios de
pouca densidade óssea não aumenta ou diminui a taxa de falhas;
• Apesar de estudos terem demonstrado maiores riscos de perdas em implantes instalados de 6 semanas
a 9 meses após extração do que imediatamente após remoção dos dentes, a maioria observou maiores
falhas em implantes instalados em alvéolos frescos pós-extração quando comparado a sítios cicatrizados;
• Cirurgiões inexperientes tendem a apresentar maiores falhas quando comparados a profissionais experi-
entes.
120](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-120-320.jpg)
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TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS
11.2.1.2 Falhas por localização
• Maior número de falhas de implantes ocorrem na maxila do que na mandíbula com diferença estatística
significativa, que pode ser devido a densidade óssea mais desfavorável da maxila ou também pelo uso
mais frequente de implantes curtos por causa da pneumatização do seio maxilar;
• Maior número de falhas de implantes instalados na região posterior quando comparado às regiões
anteriores, devido à qualidade óssea e maiores forças funcionais.
11.2.1.3 Falhas por condições relacionadas aos pacientes
• Não há diferenças entre gêneros ou idade dos pacientes;
• O fumo apresenta significativo efeito deletério na sobrevivência de implantes;
• Apesar de difícil de assumir uma associação causal entre falha de implantes e histórico de doença
periodontal, pode ser especulado que tecidos afetados por periodontite influenciam negativamente por
aumentar o gap entre osso e implante, colocando em risco a estabilidade primária tanto em carga
imediata quanto em carregamento precoce;
• Osso tipo III e IV apresentam maiores taxas de falhas;
• Sobreaquecimento durante a instrumentação cirúrgica pode explicar falhas em implantes instalados em
osso tipo I, por afetar o processo de osseointegração resultando em mobilidade do implante;
• Diversos estudos demostraram significante maior taxa de falha em implantes instalados em ossos com
pouco volume, mas diversos outros não encontraram diferenças estatisticamente significantes;
• Bruxismo aumenta as taxas de falhas de implantes, dado que são cargas maiores e imprevisíveis ou
incontroladas que podem levar a micro movimentações do implante;
• Maiores taxas de perdas de implantes em pacientes edêntulos do que dentados, que pode ser explicado
pela alta influência da presença ou ausência de dentes na anatomia óssea e uso de implantes curtos em
regiões com pouco volume de osso;
• Pacientes com pobre higiene oral apresentam maiores taxas de perdas de implantes quando comparados
a pacientes com moderada ou boa higiene;
• A presença de líquen plano oral parece não estar associada a maiores taxas de falhas;
• A influência de problemas de saúde geral em taxa de perda de implantes é pobremente documentada na
literatura, com apenas alguns estudos controlados disponíveis. Corroborado por Clementini et al. (2014)
[6].
11.2.1.4 Falhas associadas às condições dos implantes
• Comprimento do implante é um fator significativo na taxa de sobrevivência, sendo maior em implantes
com 10 mm ou mais;
121](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-121-320.jpg)
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TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS
11.2.1.6 Falhas devido à outras condições
• O contato entre mini-implantes e guias cirúrgicos de aço inoxidável não gera contaminação que compro-
meta a sobrevivência dos mesmos;
• Maior número de implantes foram perdidos quando o motivo da extração dentária foi periodontite
(10,2%) em relação ao trauma (0%), fratura radicular (0%), inflamação periapical (0%) ou cárie (5%);
• A sinusite pós-operatória como complicação cirúrgica foi investigada por Kim et al. (2019) [11] que verifi-
cou 5% de incidência e os fatores que afetaram foram sinusite pré-operatória e perfuração transoperatória
da membrana sinusal;
• A incidência de perfurações é da ordem de 17% mas, as falhas de implantes foi de 5%, sendo este afetado
por fumo e altura óssea na maxila. É sugerido que seja investigado o histórico otorrinolaringológico do
paciente antes da cirurgia de implantes dentais superiores, além de exame tomográfico computadorizado
para uma avaliação mais detalhada sobre a presença de sinusite pré-operatória. Caso exista algum
problema otorrinolaringológico, como a presença de pólipos nasais, que seja tratado antes com o médico
[11].
11.2.2 Fatores de risco e análise de falhas
Ao realizar uma meta-análise, Manzano et al. (2016) [12] identificaram os fatores de risco para falhas
precoces de implantes dentários e encontrou maior risco, 1,3 a 2,3 vezes, para fumantes, entre 1,2 a 2,2 vezes
para implantes curtos (menores que 10 mm) e 1,0 a 1,6 vezes para implantes instalados em maxila. O risco
de falha em implantes de pequeno diâmetro (menores que 4 mm) se mostrou igual a de implante maiores.
Os autores citam ainda que falhas tardias derivam de peri-implantite induzida por placa bacteriana ou por
sobrecarga.
Fatores de risco relacionados à prótese, como excesso de cimento resinoso e desadaptação entre
componentes e plataformas de implantes foram investigados por Pesce et al. (2015) [17] os resultados
encontrados foram de que há correlação entre excesso de cimento e a presença de peri-implantite em próteses
cimentadas, especialmente em pacientes com histórico de doença periodontal. Isso ocorre porque a superfície
rugosa do cimento facilita o acúmulo de microrganismos que podem levar à peri-implantite. Os autores sugerem
que a escolha entre próteses aparafusadas ou cimentadas deveria se basear no risco do paciente e que cuidado
deve ser tomado para remover todo o cimento remanescente, além da forma da prótese favorecer a higiene
pelo paciente. Os autores citam estudos microbiológicos que verificaram a presença de bactérias similares aos
encontrados em peri-implantite em implantes saudáveis com próteses cimentadas, sugerindo que a presença de
placa bacteriana somente não é capaz de causar a doença. O estudo ainda evidencia que o tipo de conexão
componente protético/implante pode exercer influência nas atividades bacterianas quantitativas e qualitativas,
de modo que conexões internas exibiram menores contagens de bactérias.
No que tange às complicações mecânicas relacionadas à proporção coroa/implante e biológicas, uma
revisão sistemática encontrou maiores riscos de afrouxamento do parafuso do abutments (chance maior ou
igual a 1,46) e fraturas de abutments em regiões posteriores (chance maior ou igual a 2,01) quando a proporção
de comprimento coroa/implante é desfavorável. O comprimento da coroa é dada pela distância entre a porção
123](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-123-320.jpg)
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TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS
mais coronal do osso até a porção mais coronal da restauração, enquanto o comprimento do implante é
medida do ápice do mesmo até a porção mais coronal do osso. O fulcro está no meio entre a coroa e o
implante e conforme há perda óssea a proporção coronária aumenta, tornando as forças laterais no implante
mais deletérias. Uma extrapolação dos dados periodontais foi proposta para implantes: entre 0,5 e 1 seria
o ideal para prevenir complicações. Entretanto, estudos clínicos demonstraram que mesmo com proporções
desfavoráveis é possível manter implantes com sucesso desde que respeitados os princípios periodontais e
protéticos. Isso é de extrema importância em implantes curtos instalados em regiões posteriores [18].
Zhou et al. (2016) [25] investigaram a influência do bruxismo nas complicações protéticas de implantes
como nucleação de trincas ou fraturas e verificaram que a probabilidade aumenta em mais de 4 vezes nos
pacientes bruxistas em comparação aos não bruxistas. A intensidade da força da mordida na região anterior
de bruxistas é de 105,1 ±34,2 N e em não bruxistas é de 81,3 ±31,0 N, nas regiões posteriores as forças são
maiores. A sobrecarga e a ausência de propiocepção nos implantes devido à ausência de ligamento periodontal
ao redor dos mesmos faz com que complicações protéticas sejam mais fáceis de ocorrer em bruxistas. Além de
que a sobrecarga pode causar o desequilíbrio na remodelação óssea, podendo levar a perda óssea.
A influência da oclusão na terapia com implantes foi investigado por Sheridan et al. (2016) [21] onde
citam diferenças entre dentes e implantes e relatam que os primeiros exibem 8,75 vezes mais percepção tátil
do que os segundos. Por isso, sobrecarga oclusal é mais fácil de ser percebida em dentes do que em implantes.
Outra diferença entre dentes e implantes se refere às fibras colágenas que são perpendiculares às raízes dos
dentes e paralelas aos implantes, conferindo menor resistência mecânica aos implantes às forças laterais. Assim,
os autores sugerem recomendações quanto a oclusão em implantes: oclusão mutuamente protegida com guias
anteriores e contatos bilaterais espaço livre funcional em relação cêntrica, reduzir cantilever, aumentar número
de implantes, aumentar número de pontos de contatos, monitorar hábitos parafuncionais, estreitar a mesa
oclusal, reduzir a inclinação das cúspides e fazer carregamento progressivo em pacientes com ossos pouco
densos.
Os resultados das pesquisas sobre a influência do cigarro na taxa de falhas de implantes dentais foi
realizada por Naseri et al. (2020) [16], segundo os quais o risco aumenta para pacientes fumantes quando
comparado a não fumantes. Além disso, verificou também que quanto maior a quantidade de cigarros fumados
por dia, maior a probabilidade de perda de implantes, sendo mais de um maço (>20 cigarros) um alto risco
[16]. Corroborando, outro estudo foi constatado que há aumento do risco de perda óssea causado pelo cigarro
e revelou que pacientes fumantes tem 0,164 mm a mais de perda óssea por ano do que pacientes não fumantes
[6].
Uma revisão sistemática com meta-análise indicou um maior risco, 3,02 vezes, para falhas em implantes
em pacientes com histórico de periodontite quando comparados a pacientes saudáveis periodontalmente [19].
Os resultados citam que de forma geral há maior perda óssea marginal ao redor de implantes instalados
em paciente com periodontite do que em paciente saudáveis, o que indica maior susceptibilidade à perda
óssea progressiva nesses pacientes, especialmente nas formas mais agressivas e severas de periodontite. Apesar
disso, diversos estudos observaram resultados favoráveis com implantes dentais dos pacientes comprometidos
periodontalmente mas participando de programas de manutenção preventiva periódica. A influência do cigarro
é um parâmetro que tem influência negativa entre pesquisadores, é um fator de risco para doença periodontal
e para peri-implantite. Sgolasra et al. (2015) [20] encontraram forte evidência sugerindo a periodontite como
fator de risco para perda de implantes, moderada evidência para peri-implantite e maiores taxas de perda
124](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-124-320.jpg)
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TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS
óssea ao redor dos implantes em pacientes comprometidos periodontalmente.
Monje et al. (2016) [14] analisaram o impacto da terapia de manutenção para prevenção de doenças
peri-implantares. Relataram que apesar da placa bacteriana ainda ser considerada como fator etiológico dessas
doenças, outros fatores relacionados ao paciente, à técnica cirúrgica e à prótese também contribuem para
o desenvolvimento. Como em periodontia foi demonstrado o papel fundamental da terapia de manutenção
na prevenção de incidência ou recorrência de doença periodontal, espera-se que ocorra o mesmo com as
doenças peri-implantares. Não há consenso entre pesquisadores do tempo ideal para manutenção preventiva
dos implantes. Existe um impacto positivo na manutenção da saúde peri-implantar e na taxa de sobrevivência
dos implantes e o intervalo de manutenção dos implantes deve ser individualizado de acordo com o risco de
cada paciente, podendo ser de 5 a 6 meses entre as consultas. O estudo também evidencia o papel crítica do
histórico de periodontite na incidência de mucosite e peri-implantite. Os autores concluem que a terapia com
implantes não pode ser ater somente à instalação dos implantes e reabilitação protética, mas sim englobar a
manutenção dos mesmos e mesmo sob manutenção complicações biológicas podem ocorrer devido aos outros
fatores que influenciam as doenças peri-implantares. Por isso, fatores relacionados ao paciente, ao implante e
clínicos devem ser explorados minuciosamente.
A osteoporose foi investigada como fator de risco para falhas em implantes dentais por de Medeiros
et al. (2018) [9] e não encontraram diferenças nas taxas de sobrevivência entre pacientes com ou sem a doença.
Mas houve uma diferença estatística quanto à perda óssea marginal ao redor de implantes, sendo maior
no grupo com osteoporose. Aghaloo et al. (2019) [1] também não encontraram diferenças significativas nas
taxas de insucesso de osseointegração nos pacientes com osteoporose em comparação com pacientes saudáveis,
independente da terapia anti-reabsortiva utilizada.
A influência das medicações dos pacientes foi analisada em uma revisão sistemática e meta-análise. Os
autores verificaram que pacientes com doenças gástricas em uso de inibidores de bomba de prótons, utilizadas
para reduzir a produção de ácidos através do bloqueio enzimático na parede do estômago, exibem maior risco
para falhas de implantes. Segundo os autores essas medicações afetam negativamente a osseointegração devido
à absorção prejudicada de cálcio pelos intestinos, que é um mineral essencial para formação e manutenção
dos ossos. O mesmo risco é maior em pacientes com ansiedade e depressão utilizando inibidores seletivos de
recaptação de serotonina, que possuem papel fundamental no equilíbrio entre osteoblastos e osteoclastos,
regulando sua ativação e diferenciação, além de reduzir significantemente marcadores osteogênicos como
fosfatase alcalina e osteocalcina [2]. Este resultado corrobora os de Aghaloo et al. (2019) entretanto, o uso
de bisfosfonatos, comumente associados a osteonecrose dos maxilares, e anti-inflamatórios não esteroidais
(AINES) não exibiram diferença estatística na taxa de falha de implantes. Mas os autores alertam que esses
dados devem ser considerados com cautela, uma vez que há fatores de confusão como as dosagens. Além disso,
o maior e mais longo estudo investigando falha na osseointegração verificou 44% de falha nos pacientes em
uso de AINES e 38% que não usavam e demonstraram 3.2 vezes mais perda óssea radiográfica acima de 30%
da altura óssea comparado com o grupo controle [1].
A relação entre diabetes e periodontite está bem estabelecida na literatura, devido à exacerbação
de citocinas inflamatórias causadas pelos altos níveis de glicose no sangue nos diabéticos. Dentre eles estão
TNF-α e IL-6 que aumentadas no local podem reduzir a densidade de osteoblastos e osteoclastos, células vitais
para a osseointegração [1]. Entretanto, não há consenso na literatura sobre o aumento do risco nas falhas de
implantes em diabéticos. Os autores dessa revisão sistemática, chamam atenção para o fato de que os estudos
125](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-125-320.jpg)
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TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS
incluídos geralmente focam em diabéticos bem controlados e com antibiótico profilático pré-operatório, o que
se traduz como fatores de confusão. Por isso, sugerem que esses pacientes sejam acompanhados e mantidos
de perto pelos cirurgiões-dentistas após instalação dos implantes. Uma revisão sistemática mais recente
identificou diferença estatisticamente significativa na perda óssea marginal, na profundidade de sondagem e
no sangramento ao redor de implantes entre grupos de pacientes com diabetes e sem doença. Os pacientes
sem diabetes apresentam menores taxas de complicações [10].
Quanto às falhas em implantes instalados em ossos irradiados e o tempo de instalação após a radiação,
foi observado maior risco (1,34 vezes) em pacientes que receberam implantes após 6 a 12 meses da radioterapia
em comparação aos pacientes que aguardaram mais de 12 meses. Portanto, é sugerido que sejam esperados
períodos maiores que 1 ano após radioterapia para reabilitação com implantes [5].
A influência da obesidade e sobrepeso nas falhas de implantes dentais foi investigada em uma revisão
sistemática, que não encontrou diferença estatisticamente significante na taxa de sobrevivência entre grupos
teste e controle. Entretanto, foi observada diferença em perda óssea marginal, profundidade de sondagem e
sangramento ao redor de implantes favorecendo os pacientes sem sobrepeso e não obesos [15].
Não há evidência direta de que pacientes com AIDS, doenças cardiovasculares, desordens neurológicas,
hipotireoidismo ou artrite reumatóide apresentam níveis de osseointegração inferiores quando comparados a
pacientes saudáveis [1].
Wu et al. (2021) [24] investigaram se implantes curtos teriam maiores riscos de falhas em carga
imediata. Segundo os autores, na comparação com implantes de comprimento regular não houve maior risco
de falha para os implantes curtos sob carga imediata, apesar do OR = 1,38. O mesmo foi encontrado na
comparação com implantes curtos com carregamento precoce ou tardio, apesar de OR = 1,22. A conclusão
do estudo é de que não há evidência suficiente para demonstrar que implantes curtos sob carga imediata
apresentam maiores taxas de falhas na comparação com os grupos citados anteriormente.
Um estudo investigou as falhas precoces e tardias e a perda óssea marginal de implantes instalados com
técnicas cirúrgicas diferentes (submersa e não-submersa). Os resultados dessa revisão sistemática revelaram
pequeno aumento da taxa (2%) da falha precoce quando utilizada a técnica não submersa é realizada em
carga imediata. Falha tardia não demonstrou diferença entre os grupos, apesar da evidência ser fraca. Quanto
à perda óssea marginal, a técnica submersa também exibiu melhores resultados de preservação óssea após
1 ano de carregamento com pequena, mas significativa diferença estatística de 0,13 mm em comparação à
técnica não submersa. Os autores concluíram que implantes não submersos possuem maior risco de falha
precoce e que apesar da evidência fraca sobre os efeitos na perda óssea, submergir os implantes parece ser
mais vantajoso que não submergir [23].
A influência da qualidade e quantidade ósseas nas falhas de implantes dentais foi investigada em uma
revisão sistemática e meta-análise incluindo 94 publicações. Os resultados sugerem que implantes inseridos em
ossos tipo 1 apresentam maiores falhas quando em relação aos ossos tipo 2 e 3. Os implantes inseridos em
osso tipo 3 apresentam maiores falhas que os inseridos em tipo 2. Os implantes instalados em ossos tipo 4 tem
maiores falhas do que com ossos tipo 1, 2 e 3. Isso se deve a pouca estabilidade primária atingida em osso
pouco densos, pois há uma correlação entre esses fatores.
Em relação a inserção de implantes com diferentes tratamentos de superfície em ossos de diferentes
qualidades, foi observado que implantes anodizados e jateados/ataque ácido reduzem as falhas em relação aos
126](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-126-320.jpg)
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TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS
implantes sem tratamento de superfície (usinados) em ossos tipo 1 e 2 e entre 1 e 3. Isso sugere que a diferença
na taxa de falha de implantes em ossos pouco ou muito densos pode ser muito menor quando implantes
com tratamento de superfície são usados em comparação a implantes usinados. Quanto à quantidade óssea,
implantes inseridos em ossos tipo A apresentam maiores falhas em comparação com tipo B e C (que pode ser
explicado por maior aquecimento durante a cirurgia), mas menores taxas de falhas quando comparados com o
tipo D. Implantes instalados em osso tipo B exibiram menores taxas de falhas quando comparados ao tipo C
e D, e o tipo C menores do que o tipo D. Implantes instalados em ossos tipo E tiveram maiores taxas de
falhas quando comparadas a todos os outros tipos [4].
11.3 Análise e discussão
Os diversos estudos citados na revisão de literatura citam um grande número de possíveis complicações
dos implantes dentários e deveriam ser categorizadas de acordo com a temporalidade (complicações precoces
ou tardias) e/ou com a origem causal (cirúrgicas, mecânicas, biológicas, estéticas ou fonéticas).
Os autores do presente trabalho sugerem a seguinte classificação das complicações:
1. Cirúrgicas: hemorragias, distúrbios sensoriais, fraturas mandibulares, dano/desvitalização de dentes
adjacentes, hemorragias com perigo de morte, embolia, deslocamento do implante para canal mandibular,
aspiração do parafuso, mediastinite necrotizante descendente, hemorragia intraocular e soluço.
2. Mecânicas: perda de retenção/ajuste da overdenture, fratura de próteses parciais de resina ou cerâmica,
desadaptação de overdentures necessitando de re-embase, fratura do sistema barra-clip de overdentures,
fratura de overdentures, fratura de próteses antagonistas aos implantes, fratura das bases de resina
acrílica, afrouxamento dos parafusos de próteses, afrouxamento do parafuso de pilares, fratura do
parafuso da prótese, fratura da barra metálica, fratura dos parafusos dos pilares e fratura dos implantes,
perda óssea marginal, excesso de cimento resinoso traumatizando fisicamente o tecido mole.
3. Biológicas: perda de implantes, sangramento à sondagem (mucosite), peri-implantite (perda óssea com
bolsa peri-implantar associada a biofilme disbiótico), fenestração, deiscência, abscesso peri-implantar
(com ou sem presença de fístulas), formação de tecido fibroso na interface implante/osso (falha na
osseointegração), excesso de cimento resinoso, sobrecontornos de próteses causando acúmulo de biofilme.
4. Estética: fratura de próteses parciais de resina ou cerâmica (especialmente anteriores), fratura de dentes
anteriores de overdentures ou protocolos, desgaste de protocolos de resina acrílica.
5. Fonética: sobrecontornos de prótese protocolo ou overdenture dificultando a fonação pelo paciente.
É importante citar que existem complicações que poderiam ser classificadas em mais de uma categoria,
visto que podem desencadear problemas diferentes.
Um tópico importante abordado nos estudos revisados foi a presença de diversos fatores de risco para
as complicações, que aumentam a probabilidade da ocorrência das mesmas. Devido ao grande número de
fatores, é interessante que eles sejam categorizados de modo a facilitar a prática clínica dos cirurgiões-dentistas
que farão parte da terapia com implantes. Lembrando que esta compreende tanto a instalação cirúrgica, a
127](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-127-320.jpg)
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TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS
reabilitação protética funcional, como a manutenção preventiva, fundamental para a longevidade do sucesso
como foi bem colocado por Monje et al. (2016) [14].
Para os autores do presente trabalho, a categorização desses fatores sugerida por Chrcanovic, Al-
brektsson e Wenneberg (2014), pode confundir o cirurgião-dentista, considerando que a classificação aborda
tópicos que podem ser utilizados para prevenir ou evitar complicações como se fossem fatores de risco [3] .
Os autores do presente trabalho sugerem a seguinte classificação dos fatores de risco de acordo com:
1. origem causal: cirúrgicas, protéticas;
2. relacionados ao paciente;
3. relacionados ao cirurgião-dentista;
4. relacionados ao implante;
5. relacionados à localização nas arcadas.
Com o avanço do entendimento do processo de osseointegração e da própria tecnologia foi possível
reduzir as taxas de falhas em condições desafiadores como em ossos pouco densos (tipo III e IV). Um
exemplo disso são os diversos tratamentos de superfícies de implantes de titânio que apresentam micro e/ou
nano rugosidade, otimizando a interação de proteínas da matriz extracelular com o implante e facilitando o
desencadeamento da cascata de osseointegração, mediado por integrinas. No entanto, Chrcanovic, Albrektsson
e Wenneberg citam que observaram uma taxa de falha maior em implantes com ataque ácido e anodização
em ossos tipo IV quando comparados aos outros tipos de ossos [4]. Deve-se destacar que a maioria dos
pesquisadores cita que esses e outros tratamentos de superfície possibilitam o aumento da taxa de sucessos em
situações desafiadoras [7].
11.4 Conclusões
• Diante da variedade de complicações e fatores de risco para falhas em implantes dentários, é fundamental
que o profissional realize medidas de prevenção antes, durante e após a instalação para minimizar as
falhas.
• Os profissionais devem estar cientes que a terapia com implantes inclui a manutenção preventiva após a
reabilitação concluída e que, mesmo em casos controlados, existe uma pequena parcela da população
que responderá desfavoravelmente.
• Entre todos os fatores de risco que induzem a falha dos implantes, os relacionados ao paciente são os
mais difíceis de controlar.
Agradecimentos
Ao Instituto Militar de Engenharia, ao Laboratório de Biomateriais do IME, a CAPES e CNPq e a
todos que contribuíram direta e indiretamente para a execução do presente trabalho.
128](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-128-320.jpg)
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TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS
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![CAPÍTULO 11. ANÁLISE DE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS
TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS
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![12 PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DO TITÂNIO CO-
MERCIALMENTE PURO (F67) E DA LIGA Ti-6Al-4V
(F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA
Roberto Hirsch Monteiro1
, IME2
, ORCID : 0000-0003-4506-5820;
Larissa R. X. Coutinho Nascimento, IME2
, ORCID 0000-0001-6533-5598;
Késia Simões Ribeiro, IME2
, ORCID 0000-0001-9129-2237;
Manuela Cunha Bastos Netto, IME2
, ORCID 0000-0002-9690-4500;
Carlos Nelson Elias, IME2
, ORCID 0000-0002-7560-6926.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.601704
COMO CITAR
MONTEIRO, R. H.; NASCIMENTO, L. R. X. C.; RIBEIRO, K. S.; NETTO, M. C. B.; ELIAS, C. N..
PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E DA LIGA Ti-6Al-4V
(F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R.
H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil.
2023. p. 130-141.
Tópicos
12.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 132
12.1.1 Biomateriais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 133
12.1.2 Biocompatibilidade . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 133
12.1.3 Osseointegração . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 134
12.2 Revisão da literatura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 134
12.2.1 Características do Ticp e da liga Ti-6Al-4V . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 134
12.2.2 Mecanismo de bioatividade dos implantes dentários . . . . . . . . . . . . . . . . . 135
12.2.3 Influência da superfície dos implantes dentários nas células. . . . . . . . . . . . . 137
12.2.4 Morfologia da superfície do implante . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 138
12.2.5 Tratamento da superfície dos implantes dentários. . . . . . . . . . . . . . . . . . . 138
12.3 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 140
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 140
1 Email: robertohmonteiro@ime.eb.br
2 Instituto Militar de Engenharia](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-131-320.jpg)
![CAPÍTULO 12. PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E
DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA
RESUMO
Após a identificação das propriedades biológicas do titânio e suas ligas, estes materiais passaram a
ser amplamente utilizado na área biomédica. A camada passivadora do dióxido de titânio que se forma na
superfície do titânio comercialmente puro (F67) e da liga Ti-6Al-4V (F136) possui a capacidade de estimular
uma resposta do organismo e favorece a osseointegração. O processo de osseointegração pode ser otimizado com
o controle das características morfológicas e químicas da superfície. O titânio comercialmente puro (Ticp) e a
liga (Ti-6Al-4V) são os mais usados como implantes dentários osseointegráveis. Possuem desempenho clínico
devido suas propriedades físico-químico-mecânicas como: baixa densidade, baixo módulo de elasticidade, alta
resistência mecânica, excelente biocompatibilidade, maior tendência a osseointegração e reduzida reação com
os tecidos circundantes. Este trabalho tem como objetivo fazer uma revisão da literatura sobre as interações
entre o titânio comercialmente puro(F67) e a liga Ti-6Al-4V (F136) com o organismo. Serão abordados temas
como a formação e características da camada de revestimento, fases cristalinas, propriedades biológicas, tipos
de tratamento de superfície dos implantes, interações celulares e das proteínas e influencias dos íons na camada
de revestimento.
Palavras-chave: Osseointegração, Revestimento, Tratamento de superfície, Interação celular, Óxido
de titânio.
12.1 Introdução
A seleção dos materiais para os implantes dentários osseointegráveis é baseada nas propriedades
mecânicas, químicas e na biocompatibilidade. Independentemente, da função e local de aplicação, os materiais
devem apresentar biocompatibilidade, boa resistência à corrosão e estar isentos de elementos tóxicos na
superfície [19].
O titânio é classificado de acordo com sua microestrutura, podendo ser do tipo alfa, beta ou alfa-beta.
O Ticp tem estrutura cristalina hexagonal compacta (fase α) até 882 °C. Acima desta temperatura ocorre a
transformação de fase para a estrutura cúbica de corpo centrado (fase β). Existem elementos estabilizadores das
fases α, β e neutros que são adicionados ao titânio. O alumínio (Al), estanho (Sn) e zircônio (Zr) estabilizam a
fase α. O vanádio (V), molibdênio (Mo), nióbio (Nb) e manganês (Mn) estabilizam a fase β. As propriedades
da liga variam com a composição química, das proporções relativas das fases α e β, dos tratamentos térmicos
e das condições de processamento [4].
O titânio possui propriedades que reúnem alta resistência mecânica e resistência à corrosão. É reativo
quando em contato com a água e oxigênio. Forma uma fina camada espontânea de óxido na sua superfície
em meio oxidante. A camada de óxido funciona como uma barreira, impedindo que íons metálicos da matriz
sejam liberados para o meio e previne a corrosão do material.
Algumas propriedades celulares como adesão, alterações morfológicas, proliferação e diferenciação são
afetadas pelas propriedades da superfície do implante. Dentre elas, destacam-se a composição, a rugosidade, a
tensão superficial e a carga eletrostática do óxido de titânio. O processo de osseointegração pode ser otimizado
através do controle das características morfológicas e químicas da camada de óxido de titânio da superfície do
metal.
132](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-132-320.jpg)
![CAPÍTULO 12. PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E
DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA
A adsorção, a adesão e o espraiamento pertencem à primeira fase da interação célula- implante e
engloba vários fenômenos até que a célula esteja adsorvida sobre o material [29]
A norma técnica ASTM F67 classifica o Ticp para aplicações médicas em graus de G1 a G4. Quanto
maior o grau de 1 a 4, maior a resistência mecânica. O Ticp não é utilizado em próteses ortopédicas devido à
baixa resistência mecânica. O Titânio G5 (Ti–6Al–4V) é a liga mais usada na ortopedia devido à sua alta
resistência mecânica [6].
A norma ASTM F136 especifica os requisitos da liga Ti G5 para aplicações biomédicas. Esta liga tem
boa propriedades mecânicas, mas exibe um possível efeito tóxico devido a liberação de Vanádio e Alumínio.
Por esta razão, ligas isentas de Vanádio e Alumínio têm sido propostas para aplicações como biomateriais [21].
A liga de Ti–6Al–4V tem módulo de elasticidade próximo ao do osso humano (14 GPa), coeficiente de Poisson
(v) igual a 0,33, o módulo de rigidez de 41 GPa e razão do módulo de rigidez pelo módulo de elasticidade
(G/ϵ) de 0,38 [18]. Devido a possibilidade de corrosão, as hastes usadas como próteses de quadril são feitas de
ligas de Ti-6Al-4V e a cabeça do fêmur com cerâmica (resistente ao desgaste, à corrosão e com tenacidade à
fratura). O interior do soquete pode ser feito com um polietileno de ultra-alto peso molecular que tem um
coeficiente de atrito baixíssimo [5].
Existe uma relação direta entre o percentual de elementos de liga intersticiais e a resistência mecânica
do Ti. Entre os Ti cp, o Ti G1 tem a menor resistência mecânica e o Ti G4 a maior resistência à tração. O
módulo de elasticidade Ticp são menores que os do Ti G5. Tanto o Ticp como o Ti G5 possuem alto módulo
de elasticidade em relação ao osso (10-30 GPa), o qual pode ser cerca de 3 a 6 vezes maiores que as do osso
cortical. Estudo por análise de elementos finitos mostram que materiais com módulo de elasticidade menores
causam reduzem a atrofia óssea, devido a melhor distribuição das tensões na interface osso-implante. O Ticp
ainda é a escolha para locais que demandem resistência à corrosão. A liberação de íons como o alumínio e o
vanádio devido ao desgaste ou corrosão do TiG5 é motivo de preocupação [19].
Nas ligas de titânio, o aumento do teor de oxigênio, nitrogênio e ferro, o Ti G4 tem maior resistência
à tração do que o Ti G2. Oxigênio e nitrogênio melhoram as propriedades mecânicas do Ti G4 por solução
sólida intersticial e ferro por solução sólida substitucional. A adição de Al e V aumenta a resistência à tração
da liga Ti G5. A resistência à tração aumenta significativamente com o aumento do grau de Ti; em contraste,
o alongamento diminui com o aumento do teor de Ti [10].
12.1.1 Biomateriais
Os biomateriais são materiais, exceto fármacos, utilizados para reparo ou substituição de partes do
corpo através da interação com células tecidos e órgãos, podem ser naturais ou sintéticos [10].
12.1.2 Biocompatibilidade
É a habilidade do material desempenhar com uma resposta tecidual apropriada uma aplicação
específica [11].
133](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-133-320.jpg)
![CAPÍTULO 12. PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E
DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA
12.1.3 Osseointegração
O termo osseointegração foi criado por Branemark para descrever uma “conexão estrutural e funcional
direta entre o osso vivo e a superfície de um implante com carga”. Atualmente, a definição de osseointegração
considera aspectos clínicos uma vez que é um processo que depende da interação histológica, onde é necessário
que haja contato contínuo entre o osso alveolar e a superfície do implante, conforme é mostrado na figura 12.1
[34].
Figura 12.1 – Crescimento ósseo direto em contato com o implante.
Somente o titânio, o nióbio e o tântalo possuem a capacidade de estimular o processo de osseointegração.
12.2 Revisão da literatura
12.2.1 Características do Ticp e da liga Ti-6Al-4V
Uma característica indesejável do titânio e suas ligas é a sua bioinércia, o que pode comprometer
significativamente o implante. O titânio e suas ligas não se unem diretamente ao substrato biológico mas,
através de um filme de óxido de titânio. Na superfície do titânio pode formar 3 tipos de óxido: rutilo, anatase e
broquita. Não existe diferença dos dois primeiros na osseointegração. A morfologia da superfície dos implantes
com características macro, micro ou manométrica influenciam a osseointegração [7].
O filme de óxido de titânio, formado de modo espontâneo, também conhecido como óxido de titânio
nativo, possui alta densidade, boa aderência ao substrato e grande resistência à corrosão. Porém, as propriedades
do óxido nativo não são as melhores para promover a osseointegração e é necessário o controle na formação do
tipo de óxido de titânio formado na superfície do implante [7].
O titânio possui diversos óxidos: TiO, TiO2, Ti2O3, Ti2O, Ti3O5 e Ti3O2, porém apenas o dióxido
de titânio, quando nas fases rutilo e anatase, possuem a capacidade de estimular a osseointegração. Na figura
12.2 é mostrado um desenho representativo das estruturas cristalinas do rutilo e anatase, onde os átomos de
Ti são representados pela cor cinza e os átomos de oxigênio pela cor vermelha [7].
As microrrugosidade e nanorrugosidades da superfície de implantes de titânio melhoram a osseointe-
gração dos implantes, tanto os para aplicações ortopédicas quanto odontológicas.
134](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-134-320.jpg)
![CAPÍTULO 12. PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E
DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA
Figura 12.2 – Estruturas cristalinas do rutilo e anatase do TiO2.
Os implantes estão em um ambiente de carregamento multiaxial in vivo, por isso existe a necessidade
da avaliação da resistência do revestimentos sob carregamento de compressão e cisalhamento. Uma fraca
interface de ligação entre a camada de óxido de titânio ou de algum revestimento com o substrato denso é
indesejável. A rugosidade da superfície dos implantes dentários de titânio deve ser entre 0,8 e 1,5 µm [32].
O processo de osseointegração depende das características da superfície do implante e das reações
geradas na superfície com o organismo. Os fatores que influenciam são a morfologia da superfície, topografia,
rugosidade, composição química, energia de superfície, potencial químico, encruamento, presença de impurezas,
espessura da camada de óxido de titânio, a presença de compósitos metálicos e não metálicos e das reações do
tecido ósseo [17].
O objetivo dos tratamentos da superfícies dos implantes é reduzir o tempo para instalar e carregar a
prótese sobre os implantes. Para carga imediata, a interface entre o osso e o implante deve ter resistência
mecânica suficiente para suportar as cargas orais [27].
O Ti-6Al-4V é uma escolha comum para os implantes por causa da sua excelente biocompatibilidade,
resistência à fadiga, resistência à corrosão e alta resistência mecânica. Esta liga é utilizada em próteses total
de quadril, artroplastia (ATQ) e artroplastia total do joelho (ATJ), implantes dentários e espinhais [13].
12.2.2 Mecanismo de bioatividade dos implantes dentários
Os biomateriais bioativos, são aqueles que estimulam a resposta do organismo, podem ser: osteo-
condutores ou osteoindutores. Os osteocondutores se ligam aos tecidos duros (Ex.: hidroxiapatita sintética).
Os osteoindutores estimulam a produção de osso na sua superfície (Ticp, caso seja realizado tratamento da
superfície) [30].
Durante o processo de tratamento da superfície dos implantes, diferentes elementos químicos como o
cálcio e fósforo (fosfatos de cálcio) podem ser adicionados para estimular a bioatividade [30].
Os materiais com bioatividade estimulam as respostas do organismo. No caso dos implantes de titânio
e suas ligas, estimulam a formação da camada de hidroxiapatita em sua superfície [30].
O óxido de titânio absorver água e forma grupamentos de hidroxilas na superfície do implante. Estes
grupamentos podem ser produzidos com um tratamento térmico, associado a um banho de solução de NaOH.
Implantes com estes grupamentos funcionais possuem capacidade de estimular a deposição de apatita. A
capacidade do metal é atribuída ao titanato de sódio amorfo que é formado com o tratamento com NaOH e
135](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-135-320.jpg)
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DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA
Figura 12.3 – Micrografias de superfícies de TiO2, com deposição de hidroxiapatita.
tratamento térmico. A bioatividade é dependente da quantidade de grupamentos funcionais localizados na
superfície [16].
Mostra-se na figura 12.4 um esquema da absorção de água na camada de TiO2 da superfície dos
implantes e a formação de íons.
Figura 12.4 – Esquema da absorção de água pela camada de TiO2.
Alguns implantes comerciais possuem flúor na superfície para formar fluorapatita, a qual tem maior
e melhor resistência à dissolução que a hidroxiapatita. A fluorapatita melhora a incorporação de colágeno
da matriz óssea, aumenta a nucleação de cristais de apatita, aumenta a densidade óssea, estimula as células
osteoprogenitoras, eleva a fosfatase alcalina, ajuda na ligação das células ósseas e dos tecidos calcificados na
superfície do implante [25].
Os implantes contendo uma camada de óxido de titânio enriquecida com flúor têm maior resistência
à remoção que os implantes sem flúor. O aumento da resistência mecânica ocorre na quarta semana após a
instalação e o efeito é mais pronunciado na oitava semana. O mecanismo sugerido é que o flúor ao entrar em
contato com o osso, induz a reação com o fosfato do osso. Além disto, o flúor ao ser liberado da superfície
do implante catalisa a formação de osso novo, inibe a adsorção de proteoglicanas e glicosaminaglicanas,
mecanismos estes que aumentam a adesão do osso na superfície do implante [25].
O flúor presente na superfície do implante atrai Ca e P das soluções saturadas, aumenta a atividade
do CaP na superfície do titânio, aumenta a densidade do osso trabecular durante a remodelação, aumenta a
proliferação de células ósseas mediante o aumento do nível iônico intracelular, aumenta a diferenciação das
células mesenquimais e possibilita o estímulo de fatores de crescimento [25].
Mostra-se na figura 12.5 um esquema mostrando a influência dos diferentes íons nas superfícies dos
136](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-136-320.jpg)
![CAPÍTULO 12. PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E
DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA
implantes.
Figura 12.5 – Representação esquemática da influência de diferentes íons nas superfícies dos implantes.
12.2.3 Influência da superfície dos implantes dentários nas células.
Existem hipóteses que as células do organismo identificam a presença de qualquer corpo estranho,
estimulam um processo inflamatório, gera o encapsulamento do biomaterial e isola-o do organismo. Isto
ocorreria com qualquer biomaterial. Com base nesta hipótese não teríamos a osseointegração.
A morfologia da superfície dos implantes possui grande influência no processo de osseointegração,
afeta a fixação, proliferação, síntese da matriz extracelular, liberação de fatores de crescimento e produção de
citosinas [24]. A osseointegração só ocorre se as células aderirem ao biomaterial da superfície do implante,
para isso ocorrer tem que haver uma reorganização do citoesqueleto e troca de informações entre as células e
a matriz extracelular, gerar ativação de genes específicos e ocorrer a remodelação tecidual [26].
A presença de osteoblastos nas superfícies dos implantes não é suficiente para que haja a osseoin-
tegração, as células precisam ser estimuladas a proliferar. A fibronectina é uma proteína que estimula esta
proliferação celular, assim como a proteína morfogenética óssea-2 (BMP-2). Durante o início do processo de
regeneração, após a instalação do implante, o organismo forma uma rede de fibrina, esta rede possui proteínas
adesivas associadas a ela, o que permite a adesão de células [8].
A osseointegração é dependente da retenção de fibrinas para permitir que as células osteogênicas
migrem para a superfície do implante. O tratamento de superfície, além de modificar a rugosidade, torna a
superfície mais isotrópica e cria arestas com características adequadas para a retenção de fibrinas [8].
O processo de osseointegração na superfície dos implantes inicia com a adsorção de proteínas do
meio extracelular para criar um ambiente com interface para a adesão celular. A morfologia, microtopografia
e composição química da superfície são responsáveis pela adesão celular e pela organização celular. Os
mecanismos de fixação determinam a forma da célula, esta informação é passada pelo citoesqueleto para
o núcleo da célula que expressa diferentes fenótipos. A superfície do implante deve estimular a adesão das
proteínas que irão permitir a adesão das células [3].
Assim que o implante entra em contato com o sangue, a superfície de óxido de titânio absorve
moléculas como fator I, fator III e IgG e logo após chegam ao local plaquetas e granulócitos polimorfonucleares,
137](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-137-320.jpg)
![CAPÍTULO 12. PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E
DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA
leucócitos, neutrófilos, acidófilos e basófilos [1].
Após a reação inicial ao corpo estranho inserido no organismo, uma cascata de eventos se segue. Estes
eventos podem induzir a osseointegração ou o encapsulamento do implante. Para que haja a osseointegração,
o controle de cargas e de micromovimentações do implante é essencial [1].
A concentração de leucócitos, responsáveis pela ação fagocitária é influenciada diretamente pela
espessura da camada de óxido de titânio, os granulócitos são dependentes da rugosidade superficial, enquanto
os macrófagos preferem superfícies mais lisas [12].
Os tratamentos de superfície alteram a rugosidade, molhabilidade, energia e capacidade de adsorção
de moléculas que são reconhecidas pelos osteoblastos. Implantes com rugosidades estimulam a adesão de
osteoblastos quanto comparados com implantes lisos. Quanto maior a molhabilidade e a energia de superfície,
maior a adesão de osteoblastos. A adesão celular é um dos primeiros eventos e é essencial para a formação
óssea [31].
12.2.4 Morfologia da superfície do implante
Apesar das superfícies dos implantes serem amplamente estudadas, ainda não se compreende total-
mente os mecanismos envolvidos na osseointegração. Sabe-se que a com rugosidade adequada permite maior
estabilidade primária, melhor osseointegração e a interação entre o osso e o implante é maior [23].
Além da superfície dos implantes, deve-se analisar a influência de outras características como: a forma
(desenho) do implante, a morfologia da superfície e a composição química. A forma do implante envolve as
dimensões (comprimento, diâmetro e espessura da parede), a forma (cilíndrica, cônica e híbrida), tipo de filete
de rosca (triangular, quadrada, trapezoidal, arredondado e com ranhuras), trajetos das roscas dos parafusos,
ângulo dos filetes das roscas e tipo de conexão da prótese (hexagonal externo, conexão interna ou cone tipo
Morse) [20].
12.2.5 Tratamento da superfície dos implantes dentários.
Para se obter as superfícies adequadas dos implantes, diversas técnicas são utilizadas, como:
• Usinagem: com esse método os implantes passam por processo de limpeza, descontaminação e esteriliza-
ção. Os implantes não possuem rugosidades adequada, possuem imperfeições geradas pelas ferramentas
de usinagem que permite a adesão de osteoblastos. O tempo para a prótese receber carga é maior do
que os implantes com superfície tratada. Estes implantes estão em desuso na odontologia [28].
• Plasma spray e/ou laser: os processos de tratamento usando pulverização de partículas ou feixe laser
para a formação de rugosidades que podem ser caracterizadas como macrorrugosas. A pulverização com
plasma e os tratamentos a laser não são mais usados, porque as macrorrugosidades resultantes têm
maiores efeitos sobre a estabilidade primária do que a estabilidade secundária [2].
• Ataque ácido: cada fabricante possui sua metodologia própria, composição do ácido ou mistura de
ácidos, tempo e temperatura. Os ácidos mais utilizados são os ácidos sulfúrico, nítrico, fluorídrico,
138](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-138-320.jpg)
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DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA
clorídrico e combinações. Após o ataque ácido o implante é imerso em solução de ácido nítrico para a
passivação da superfície do implante. Esta técnica gera uma superfície rugosa, homogênea e bioativa [33].
• Jateamento seguido de ataque ácido: a superfície do implante sofre deformação plástica. Tem uma
camada com tensão residual de compressão. Parte da energia cinética das partículas é armazenada como
defeitos cristalinos, como discordâncias e contornos de grão, e essas modificações aumentam a energia de
superfície do material. O tratamento com ácido após o jateamento remove algumas camadas atômicas
da superfície de titânio deformado pelo jateamento e parte da tensão residual permanece na superfície
do implante [14].
• Anodização: O titânio tem uma alta energia superficial após a usinagem, a adsorção das primeiras
moléculas de oxigênio leva aproximadamente 10 ns. O oxigênio adsorvido se transforma em óxido de
titânio em poucos milissegundos. A camada de óxido de titânio e suas propriedades são mais importantes
em termos de biocompatibilidade do que as do titânio. Com base neste fato, a morfologia e a estrutura
cristalina do óxido de titânio das superfícies do implante foram modificadas. Um dos métodos consiste
em aumentar a espessura da camada de óxido por anodização. Isso pode ser alcançado através de vários
procedimentos eletroquímicos. Neste processo utiliza-se solução eletroquímica, eletrodos e tensão elétrica
[9].
Figura 12.6 – Morfologias da superfície dos implantes dentários. (a) usinado, (b) tratada com laser, (c) tratada
com ataque ácido, (d) tratada com jateamento seguida por ataque ácido, (e) tratada por
anodização.
Durante o processo de oxidação da superfície, elementos químicos que estimulam a bioatividade
podem ser incorporados à camada de óxido. Normalmente deposita-se o cálcio e fosfatos [15].
Implantes adonisados que receberam a deposição de íons de cálcio incorporados na superfície e com
rugosidade de 1,3 µm apresentam maior área de contato osso-implante que os implantes jateados e com
139](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-139-320.jpg)
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DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA
rugosidade de 0,9 µm. O tratamento de anodização melhora significativamente a molhabilidade da superfície
do implante e aumenta a superfície em 10% em relação ao implante tratado com ácido. Com o tratamento de
anodização é possível alterar simultaneamente a rugosidade e incorporar Ca e P na superfície. Esta superfície é
conhecida como osseoindutora, sendo que a osseointegração do implante ocorre simultaneamente da superfície
em direção ao osso maduro e vice-versa [15].
Diversas técnicas podem ser utilizadas para a oxidação da superfície dos implantes, dentre elas a
“oxidação por microarco” (MAO). Este processo consiste na oxidação anódica da superfície do implante usando
altas tensões para obter uma superfície com óxidos [22].
O Ti-6Al-4V tratado com MAO tem óxido de titânio, alumínio e vanádio na superfície, o que pode ter
um efeito adverso na citocompatibilidade do material. Alguns estudos mostram a liberação de íon de vanádio
que podem gerar reações inflamatórias e efeito osteolítico, o que poderia resultar na soltura da prótese. Íons
de titânio e de alumínio não possuem efeito deletério significativo.
12.3 Conclusões
• Os resultados dos estudos in vivo e in vitro mostram que as características da superfície dos implantes
dentários osseointegráveis influenciam na atividade celular;
• O tratamento da superfície dos implantes dentários osseointegráveis influencia na adesão das células na
superfície, contribui para a diferenciação, proliferação, diferenciação e formação de matriz extracelular;
• Características da morfologia, rugosidade, energia e composição química modificam o crescimento celular
e alteram a função celular nos estágios iniciais da osseointegração;
• Os tratamentos das superfícies podem alterar simultaneamente a rugosidade, a composição química, a
energia da superfície e o tipo de cristal de titânio na superfície do implante;
• Os tratamentos das superfícies com de anodização incorporam fósforo e cálcio, alteram a rugosidade, a
energia da superfície e o tipo de cristal de titânio presente na superfície do implante.
Agradecimentos
Agradeço à instituição de fomento CAPES e ao Instituto Militar de Engenharia pelo apoio e suporte
para a realização deste trabalho.
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![13 BIOCOMPATIBILIDADE, RESPOSTA TECIDUAL E
INTERFACE DOS IMPLANTES DE TITÂNIO NA
ODONTOLOGIA
Adriana Marcela Lobato Rocha1
, IME2
, ORCID 0000-0003-0468-3307;
Carlos Nelson Elias, IME2
, ORCID 0000-0002-7560-6926;
Ana Karine Rocha de Andrade Nattrodt, IME2
, ORCID 0000-0002-0510-3493;
André Aguiar Marques, IME2
, ORCID 0000-0003-1511-4038;
Alessandro Brito Thomaz, IME2
, ORCID 0000-0002-1207-7190;
Ariany Antunes Martins, IME2
, ORCID 0000-0002-5188-3734.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.603185
COMO CITAR
ROCHA, A. M. L.; ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. R. de A.; MARQUES, A. A.; THOMAZ, A. B.;
MARTINS, A. A. F. BIOCOMPATIBILIDADE, RESPOSTA TECIDUAL E INTERFACE DOS IMPLANTES
DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de
SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p.
142-153.
Tópicos
13.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 144
13.2 O Titânio e a biocompatibilidade . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 145
13.3 Processo inflamatório no Ticp . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 147
13.4 Interface implante-osso e osseointegração . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 148
13.5 Resposta tecidual e a formação óssea . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 149
13.6 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 153
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 153
1 Email:adriana.marcela@ime.eb.br
2 Instituto Militar de Engenharia](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-143-320.jpg)
![CAPÍTULO 13. BIOCOMPATIBILIDADE, RESPOSTA TECIDUAL E INTERFACE DOS IMPLANTES
DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA
nos materiais como resultado da ação do meio sobre o material, como a degradação e corrosão; reação de
alguma parte do organismo, não diretamente em contato com o implante [11].
Os implantes dentais são normalmente feitos de titânio (Ticp - F67 ou Ti-6Al-4V F136), tanto por
sua excelente compatibilidade como pelas propriedades mecânicas [13]. Após a confirmação que os implantes
de Ti possuem osseointegração, a reabilitação estética e funcional tornou-se possível e hoje é uma realidade
difundida e comprovada clínica e cientificamente [10].
Para fins de análise, os mecanismos envolvidos na regeneração óssea peri-implantar após a preparação
do leito cirúrgico e instalação dos implantes de titânio podem ser divididos em três fases: osteocondução
(migração de células osteogênicas para a superfície do implante através de um arcabouço temporário de tecido
conjuntivo), formação de osso “de novo” (deposição na superfície do implante de uma matriz interfacial
mineralizada, equivalente às linhas de cemento do tecido ósseo natural) e remodelação óssea. Porém, a
habilidade do tecido ósseo se ligar à superfície de um material sintético, exige o entendimento tanto dos
processos de reabsorção óssea quanto da formação da linha de cemento [10].
Dessa forma, o sucesso clínico de implantes orais está relacionado à osseointegração do implante de
titânio, que interage com fluidos e tecidos biológicos. A superfície do implante se torna revestida com uma
camada de proteína. A composição e confirmação desta camada subsequentemente afeta a resposta bem como
a adesão celular, espalhando e proliferando [13].
A composição do filme de proteína adsorvida é importante para a regulação dos sistemas homeostáticos
interconectados perto da superfície nos eventos celulares próximos do implante durante a inflamação e outros
processos de reparo teciduais em curtos períodos de tempo. No entanto, a significância das interações entre
as células e as proteínas adsorvidas para a biocompatibilidade relativa do implante de titânio não é bem
compreendida [3].
Apesar dos avanços da implantodontia, a explicação da influência da superfície dos implantes
na osseointegração permanece incompleta. Com isso, entender o processo inflamatório, o mecanismo da
osseointegração, a adsorção de proteínas na superfície do Ticp, as substâncias reguladoras das células e a
gênese das mesmas, são fatores essenciais para o sucesso a longo prazo. O objetivo do presente trabalho é
realizar uma revisão de literatura analisando a biocompatibilidade, resposta tecidual e interface dos implantes
osseointegráveis de titânio.
13.2 O Titânio e a biocompatibilidade
O conceito de biocompatibilidade de um biomaterial não se refere à capacidade de ser totalmente
inerte, mas está relacionado, principalmente, com a habilidade do material desempenhar uma resposta
apropriada para uma aplicação específica [2].
A longevidade e a qualidade de vida têm aumentado e melhorado, em parte, devido ao avanço da
habilidade em substituir partes do corpo com problemas e doenças. Dessa forma, os biomateriais devem ser
biocompatíveis, ou seja, compatíveis com os tecidos corporais e fluidos em contato, bem como serem aceitos
por longos períodos. Os materiais biocompatíveis não devem ser rejeitados, provocar respostas fisiologicamente
inaceitáveis, nem liberar substâncias tóxicas [5].
145](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-145-320.jpg)
![CAPÍTULO 13. BIOCOMPATIBILIDADE, RESPOSTA TECIDUAL E INTERFACE DOS IMPLANTES
DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA
O titânio é um biomaterial metálico particularmente adequado para o trabalho em ambientes corrosivos
ou para aplicações em que seja fundamental o seu baixo peso. Possui alta relação resistência-peso e propriedades
não magnéticas. Pode apresentar dois tipos de formação cristalina, a alfa (α), de estrutura cristalina hexagonal
compacta, e a beta (β), com reticulado cristalino cúbico de corpo centrado. No titânio puro, a fase α é estável
na temperatura ambiente. Os elementos de liga são adicionados ao titânio puro e tendem a alterar tanto
a temperatura na qual ocorre a transformação de fase como a quantidade presente de cada fase. O titânio
possui grande resistência à corrosão, superando o aço inoxidável, devido à formação, na superfície do metal,
de uma película compacta protetora - TiO2 [11].
Os implantes dentais são normalmente feitos de Ticp ou ligas de titânio, tanto por sua excelente
compatibilidade como pelas propriedades mecânicas. O Ticp apresenta vários graus de pureza (1 a 4), que é
caracterizada pela quantidade de oxigênio, carbono e ferro. Isso reflete também nas propriedades mecânicas
entre os diferentes graus. A maioria dos implantes são feitos de Ticp grau 4 por ser mais resistente que os
outros. Ligas de titânio são compostas principalmente por Ti-6Al-4V (liga de titânio grau 5) com melhores
propriedades de resistência mecânica e resistência à fadiga que o titânio puro [13].
O titânio forma óxidos superficiais de forma espontânea [13, 11] quando é exposto ao oxigênio,
primariamente óxido de titânio, dentro da estreita faixa de 2-10 nm, dependendo da quantidade de oxigênio
ligada ao titânio. Uma variedade de diferentes estoiquiometrias de óxido de titânio são conhecidas e cobrem
uma extensa faixa de índices de oxigênio ao titânio: de Ti3O para Ti2O, Ti3O2, TiO, Ti2O3, Ti3O5 e TiO2. O
óxido de titânio mais estável é o TiO2 (rutilo) e com essa forte camada de dióxido de titânio ativa, o material
é bem tolerado pelo tecido local [13].
Um dos fatores que contribuem para a alta biocompatibilidade do titânio é a resistência de seus
óxidos superficiais aos ataques químicos que ocorrem no ambiente biológico. Tal resistência foi ainda apoiada
por observações de nenhum aumento significativo na espessura da camada de óxido em implantes com falha
em um período de implantação de até 8 anos. Esses achados contradizem a imagem dinâmica convencional de
um crescimento contínuo de óxido de superfícies de titânio ao longo do tempo. A estabilidade dos óxidos de
superfície provavelmente desempenha um papel importante no sucesso a longo prazo dos implantes de titânio
[3].
A camada de óxido de titânio possui a característica anfótera que é capacidade de atrair e adsorver
do meio onde é inserido tanto íons positivos, quanto íons negativos devido a suas cargas superficiais. Essa
capacidade é de fundamental importância na compreensão do mecanismo de interação do implante de titânio
com o meio biológico dentro do universo da osseointegração. As primeiras interações com o meio biológico
dizem respeito a adsorção de íons positivos presentes no plasma sanguíneo, principalmente o cálcio, sódio,
potássio e o magnésio, e os radicais negativos tais como os fosfatos, flúor e carbonatos, entre outros [4].
O Ticp reage rapidamente com o oxigênio e a água tornando-se passivado com a invisível camada
semicondutora de TiO2 com espessura de 3-5 nm em temperatura ambiente. O óxido quebra a água estrutural
nas camadas atômicas mais externas, formando O-
, OH e OH2+
, e possui uma carga negativa fraca em pH
fisiológico. O ponto zero de carga do titânio (pzc), ou o ponto isolétrico (pI) da superfície, é cerca de 5-6. O
óxido é hidrofílico com energia livre de 44-54 mJ/cm2
em temperatura ambiente [3]. Esta é a superfície de
Ticp sobre a qual água, íons e proteínas são adsorvidas em contato com os fluidos corporais (Figura 13.1). A
capacidade da adsorção de íons pelo titânio e da indução e crescimento de cristais de apatita na sua superfície
estão ligados à presença de inúmeros grupos hidroxílicos (Ti-OH) formados pela reação química do óxido
146](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-146-320.jpg)
![CAPÍTULO 13. BIOCOMPATIBILIDADE, RESPOSTA TECIDUAL E INTERFACE DOS IMPLANTES
DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA
superficial com a água e/ou os líquidos biológicos [4].
Figura 13.1 – Ilustração esquemática da dupla camada eletroquímica da interface titânio/eletrólito. (→),
representação das moléculas de água, onde a seta simboliza o momento dipolar. Uma camada
primária de proteína fortemente adsorvida com moléculas mais ou menos compactas (compact
layer) e uma segunda camada frouxa (diffuse layer) consistindo em mais moléculas “nativas”
também são indicadas por (molécula de anel aromático) aminoácido, (S) ponte dissulfeto.
Fonte: Adaptado de BRUNETTE et al (2001) [3]
13.3 Processo inflamatório no Ticp
Os processos que ocorrem na interface entre o implante e a superfície óssea se dão na camada mais
superficial do metal (normalmente óxidos) e a superfície em neoformação do tecido ósseo que foi perfurado no
processo cirúrgico. Portanto, é de se saber que a camada mais superficial não possui a mesma composição do
corpo do implante [6].
Estudos quantitativos têm mostrado que implantes de Ticp apresentam regeneração dentro do tecido
mole. A inserção do Ticp resulta em uma resposta inflamatória aguda com um aumento no número de
leucócitos ao redor do implante. Todavia, o número de células inflamatórias diminui durante a primeira
semana e os fibroblastos se tornam a maioria das células na interface Ticp e osso. Nesta primeira semana, o
implante é envolto por espaço fluídico (parcialmente absorvido à superfície do dióxido de titânio) contendo
proteínas, eritrócitos, células inflamatórias e células necróticas. Este espaço é resultado do trauma cirúrgico,
derramamento de proteínas plasmáticas e acomodamento inicial entre implante e tecidos moles envolvidos.
Uma semana após a inserção do implante, o tamanho do espaço fluídico varia dependendo do tipo de material
implantado. O Ticp demonstrou um espaço fluídico menor do que, por exemplo, implantes de liga de titânio.
147](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-147-320.jpg)
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DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA
As células inflamatórias presentes neste espaço raramente se aderem ao Ticp e não são ativadas, por causa de
suas características estruturais [6].
Pesquisas comprovam que em torno de implantes de Ticp inseridos no tecido mole, os macrófagos
são preferencialmente distribuídos junto à superfície, e outras células como linfócitos e plasmócitos estão no
tecido mole. No entanto, os mecanismos pelos quais as células recrutadas para a interface tecido mole-implante
não são completamente compreendidos. Nos tecidos moles, fatores quimiotáticos são detectados, incluindo
fragmentos de C3, leucotrieno B4 e interleucina-1. Fatores relacionados ao biomaterial, como íons, podem
também influenciar a migração de leucócitos. É possível que o número de células gigantes multinucleadas
presentes na interface esteja parcialmente relacionado à presença de partículas dos materiais, desde que as
células gigantes sejam formadas a partir da fusão de macrófagos. As células gigantes multinucleadas são
detectadas sobre cerâmicas, metais e polímeros. Porém, a mera presença de células inflamatórias junto à
superfície do implante não explica se elas estão ativas [6].
13.4 Interface implante-osso e osseointegração
Segundo Chinellato (1996) [6], nos estudos que investigam os implantes osseointegrados o que chama
mais atenção, por ser a tênue diferença ente o sucesso e insucesso da técnica eleita, é a interface implante-osso.
A palavra “interface” significa uma região de interação entre o implante e os tecidos. Existe a ideia de que a
interface seria uma simples linha divisória entre a superfície do implante e os tecidos adjacentes, entretanto,
interações entre o implante e o tecido ocorrem com distâncias variadas, começando a um nível de nanômetros
e estendendo-se até milímetros além da superfície do implante, dependendo de cada situação específica (Figura
13.2).
No caso de implantes osseointegrados, quando não há cápsula fibrosa (tecido conjuntivo fibroso), os
resultados microscópicos de alta resolução mostram uma zona interfacial afibrilar na interface osso-implante; o
tecido mineralizado geralmente não toca diretamente o biomaterial. A camada interfacial é rica em proteínas
não colagenosas, bem como em certas proteínas plasmáticas. A interface entre o titânio e o novo osso apresenta
uma fina camada com proteoglicanos e glicoproteínas. Alguns pesquisadores sugeriram que essa zona interfacial
fornece um mecanismo de ligação entre o tecido duro e o Ticp [8].
Existem três estágios que se seguem após o trauma cirúrgico:
1. Devido a liberação de uma cascata de produtos químicos, os quais, funcionando como mediadores, atuam
sobre vasos e células sobreviventes, atraem células a partir do sangue e tecido circunjacente formando
um hematoma e mudanças circulatórias. Ocorrerão também mudanças no pH e tensão de oxigênio;
2. O segundo estágio é que vai definir se haverá regeneração ou reparação. Sendo que regeneração consiste
de substituição da região ferida por osso, enquanto que reparo significa substituição por um tecido não
mineralizado, como algum tipo de colágeno cicatricial;
3. O terceiro estágio é caracterizado pela maturação da ferida através de mecanismos de modelamento
e remodelamento. Sendo que no modelamento ocorre uma mudança extrema ou arquitetural do osso,
através de processo de ativação celular (reabsorção via osteclastos e formação óssea via osteoblastos). O
remodelamento refere-se ao “turnover” ósseo; que ocorre por atividade dos osteoblastos e osteoclastos,
148](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-148-320.jpg)
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DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA
Figura 13.2 – Diagrama ilustrando a osseointegração. Um exame minucioso demonstra que o espaço entre o
osso e o implante é de 100 Å sem tecido conjuntivo entre eles.
Fonte: Adaptado de ANUSAVICE (2005) [2]
atuando juntos como parte de uma unidade básica multicelular. Quando o micromovimento é excessivo
logo após a implantação, os eventos normais da cicatrização óssea são repetidamente interrompidos,
levando a uma cicatrização com tecido fibroso (reparo). Se os micromovimentos estão ausentes, então a
cicatrização óssea pode ocorrer de maneira adequada levando à integração do implante ao osso [6].
13.5 Resposta tecidual e a formação óssea
O organismo contém células que estão programadas para converter-se em células formadoras de osso
(Figuras 13.3 e 13.5). Estas células predestinadas são chamadas de células progenitoras ósseas ou células
osteogênicas [10]. São derivadas das células-tronco mesenquimatosas [10] [12] na medula óssea, passíveis de
renovação, encontradas nas superfícies externa e interna dos ossos e na microvascularização que supre o osso, e
respondem a estímulos moleculares que as transformam em células formadoras de osso. Possuem o potencial de
se diferenciar em muitos tipos celulares diferentes, incluindo fibroblastos, osteoblastos, adipócitos, condrócitos
e células musculares. O fator essencial que deflagra a diferenciação das células osteoprogenitoras é um fator
de transcrição denominado fator de ligação central α-1(CBFA1) ou fator de transcrição relacionado com 2
(RUNX2). Essa proteína leva à expressão de genes que são característicos do fenótipo do osteoblasto. O IGF-1
e o IGF-2 (fator de crescimento tipo insulina) estimulam a proliferação das células osteoprogenitoras e a sua
diferenciação em osteoblastos. As BMPs (proteínas morfogenéticas ósseas) também desempenham um papel
na diferenciação em osteoblastos [12].
149](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-149-320.jpg)
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DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA
Figura 13.3 – Eletromicrografia mostrando a formação óssea ativa. A cavidade medular (Cav) com suas células
sanguíneas em desenvolvimento é vista no canto inferior direito. As células osteoprogenitoras
(Cop) são evidentes entre a medula e os osteoblastos (Ob). Exibem núcleos alongados ou
ovoides. Os osteoblastos estão alinhados ao longo da porção do osso em crescimento, que é
coberta por uma camada de osteoide (Os). Nessa mesma região, uma das células (canto superior
direito) inserida dentro do osteoide exibe um pequeno prolongamento (seta). Em virtude de
sua localização dentro do osteóide, essa célula pode ser agora denominada osteócito (Oc). O
restante da micrografia (parte superior esquerda) é composto de matriz óssea (Mo) calcificada.
Dentro da matriz, encontram-se canalículos (Cc) contendo prolongamentos do osteócito. O
limite entre duas lamelas (Lam) adjacentes do osso previamente formado é evidente na forma
de uma linha escura irregular. 9.000×.
Fonte: Adaptado de ROSS e PAWLINA (2016) [12]
Dessa forma, quando há necessidade de regeneração óssea, as células progenitoras ósseas se diferenciam
em osteoblastos, que emitem seus prolongamentos citoplasmáticos, criando espaços intercelulares e iniciando a
síntese da matriz óssea [9]. Os osteoblastos secretam tanto colágeno do tipo I (que constitui 90% da proteína
no osso), quanto proteínas da matriz óssea, que constituem a matriz não mineralizada do osso imaturo ou
osteóide. As proteínas da matriz óssea produzidas pelos osteoblastos incluem as proteínas de ligação do cálcio,
tais como osteocalcina e osteonectina; glicoproteínas multiadesivas, como as sialoproteínas ósseas (BSP-1
e BSP-2), trombospondinas e vários proteoglicanos e seus agregados, bem como fosfatase alcalina (ALP).
Os osteoblastos também são responsáveis pela calcificação da matriz óssea [12]. Assim, após a formação da
matriz osteóide, inicia-se o processo de mineralização através da deposição de íons cálcio e fósforo na forma de
hidroxiapatita. Uma vez mineralizada, as células osteoblásticas rodeadas pela matriz passam a se chamar
osteócitos [9].
O processo de maturação do osteoblasto em osteócito leva aproximadamente 3 dias. Durante esse
período, o osteoblasto produz uma grande quantidade de matriz extracelular (quase três vezes o seu próprio
150](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-150-320.jpg)
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volume celular), reduz o seu volume celular em aproximadamente 70% em comparação com o volume do
osteoblasto original, diminui o tamanho e o número de organelas e desenvolve longos prolongamentos que
se irradiam a partir do corpo celular. Cada osteócito desenvolve, em média, cerca de 50 prolongamentos
celulares. Após a mineralização da matriz óssea, cada osteócito ocupa um espaço ou lacuna, que se adapta ao
formato da célula. Os prolongamentos citoplasmáticos dos osteócitos estão alojados no interior de canalículos
dentro da matriz (Figura 13.4) e comunicam-se com prolongamentos de osteócitos vizinhos e células de
revestimento ósseo por meio de junções comunicantes formadas por uma família de conexinas expressas
no tecido ósseo. Os osteócitos também se comunicam indiretamente com osteoblastos distantes, células
endoteliais da vascularização da medula óssea, pericitos dos vasos sanguíneos e outras células, por meio da
expressão de várias moléculas sinalizadoras, como óxido nítrico ou transportadores de glutamato. Além da
comunicação intercelular típica, os prolongamentos dos osteócitos contêm hemicanais (metade de canais da
junção comunicante), que estabelecem comunicação entre células e matriz extracelular [12].
Figura 13.4 – Lacunas dos osteócitos com extensa rede de canalículos. Esta eletromicrografia de varredura
de uma amostra de osso de camundongo com 4 meses de idade – que foi incluída em resina e
submetida ao processo de corrosão por ácido – mostra uma rede de canalículos que interconectam
três lacunas osteocíticas (LO) e células do endósteo. Neste método, a resina preenche as lacunas
dos osteócitos, os canalículos, o osteóide e os espaços da medula óssea, mas não penetra na
matriz óssea mineralizada. A parte superior da imagem é ocupada por células da medula óssea
(MO) que são separadas do tecido ósseo pelo endósteo (EOS). 2.000×.
Fonte: Adaptado de ROSS e PAWLINA (2016) [12]
Os osteoclastos são células grandes e multinucleadas, oriundos da fusão de células homocitopoéticas
mononucleares (Figura 13.5), principalmente células progenitoras que dão origem às linhagens celulares de
granulócitos e monócitos. A formação dos osteoclastos ocorre em estreita associação às células estromais
na medula óssea. Inicialmente, as células comprometidas em se tornarem osteoclastos (precursoras dos
osteoclastos) expressam dois fatores de transcrição importantes, c-fos e NF-κB. Posteriormente, uma molécula
receptora denominada ativador do receptor do fator nuclear κB (RANK) é expressa em sua superfície. O
receptor RANK interage com a molécula ligante do RANK (RANKL) produzida e expressa na superfície da
célula do estroma. O mecanismo de sinalização RANK é essencial para a diferenciação e a maturação dos
osteoclastos. De modo alternativo, durante a inflamação, os linfócitos T ativados podem produzir moléculas
151](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-151-320.jpg)
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de RANK tanto envolvidas por membrana quanto solúveis. Por conseguinte, os processos inflamatórios podem
estimular a reabsorção óssea mediada por osteoclastos. Essa via pode ser bloqueada por osteoprotegerina
(OPG), que atua como receptor “chamariz” para a RANKL. A ausência de ligante disponível afeta a via de
sinalização RANK-RANKL e atua como potente inibidor da formação de osteoclastos. A OPG é produzida
principalmente pelos osteoblastos e é regulada por muitos reguladores metabólicos ósseos, como IL-1, TNF,
TGF-β e vitamina D. A PGE2 (prostaglandina) é secretada pelos osteócitos em situações de estresse e estimula
a produção de RANKL; no entanto, os osteoblastos ativos na região de deposição óssea produzem OPG,
que inativa a RANKL. Por conseguinte, as regiões onde os osteoblastos depositam osso novo terão pouca
ou nenhuma atividade osteoclástica, em comparação com regiões circundantes que exibem maior atividade
osteoclástica. Todas as substâncias que promovem a remodelação óssea pela diferenciação dos osteoclastos e
reabsorção óssea atuam por meio do sistema OPG/RANKL na medula óssea [12].
Figura 13.5 – Desenho esquemático das células associadas a osso.
Fonte: Adaptado de ROSS e PAWLINA (2016) [12]
Em se tratando da formação óssea após a instalação do implante de Ticp, inicialmente, observa-se a
formação de um tecido de granulação e do coágulo sanguíneo, sendo este a matriz biológica tridimensional
de fibrina. A morfologia da superfície do implante é fundamental na retenção desta matriz que, por sua
vez, induz as atividades celulares, como a ativação de plaquetas e de leucócitos, além de servir como guia
para que as células osteogênicas possam migrar em direção ao implante (osteocondução). Assim, células
mesenquimais, pré-osteoblastos e osteoblastos se aderem à superfície do implante, coberta por uma camada
calcificada afibrilar, para produzir fibras de colágeno do tecido osteóide [10]. Entretanto, o recrutamento e
migração de uma população de células potencialmente osteogênicas não são suficientes para ocorrer a formação
do osso na superfície do implante, pois há necessidade que ocorra a diferenciação dessa população em células
secretoras maduras. Desta forma, após a migração das células através do coágulo sanguíneo e a adesão à
superfície do implante ou do osso antigo, se diferenciam e formam o novo osso pela secreção da matriz da
linha de cemento, que contém proteínas ósseas não colagenosas, proteoglicanas e cristalitos de fosfato de
cálcio [7]. A formação óssea é iniciada durante a primeira semana e, após alguns dias, osso imaturo e osso
trabecular reparador estão presentes no espaço entre o implante e o tecido ósseo. Após 1 a 2 semanas, esse
osso trabecular é gradualmente substituído por osso lamelar maduro, sofrendo constantes modificações através
dos processos de osteogênese e reabsorção óssea, caracterizando a osseointegração [10].
152](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-152-320.jpg)
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DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA
Os implantes de Ticp são bioativos e ocorre equilíbrio representado por intervalo imunológico e
inflamatório, ideal para osseointegração [1]. A osseointegração, então, é um processo dinâmico, tanto na fase
de estabelecimento, na qual ocorre uma interação entre reabsorção óssea nas regiões de contato e formação de
osso nas áreas livres de contato, quanto na fase de manutenção, a qual é garantida pela contínua remodelação
e adaptação à função [10].
13.6 Conclusões
Pode-se concluir que:
• O titânio é um material biocompatível pela formação da camada de TiO2;
• A camada de TiO2 possui característica anfótera que é capacidade de atrair e adsorver do meio onde é
inserido íons positivos e negativos;
• A interface entre o titânio e o novo osso apresenta uma fina camada com proteoglicanos e glicoproteínas
que fornece um mecanismo de ligação entre o tecido duro e o Ticp;
• Não está claro como a superfície do Ticp promove ou inibe a osteogênese. Possivelmente, o êxito depende
da osteogênese rápida em torno do implante, ou seja, da rápida adesão de osteoblastos na superfície do
implante;
• A integração do implante ao osso dependerá de micromovimentos logo após a implantação. Sua ausência
permite a cicatrização óssea de maneira adequada.
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154](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-154-320.jpg)
![14 O CENÁRIO ATUAL DO TRATAMENTO DE SU-
PERFÍCIE EM IMPLANTES DENTÁRIOS COMER-
CIALIZADOS NO BRASIL
Bruno Martins de Souza1
, IME2
, ORCID 0000-0002-1075-0441;
Carlos Nelson Elias, IME2
, ORCID 0000-0002-7560-6926;
Nathalia R. de O. Habib Pereira, IME2
, ORCID 0000-0003-1041-092X;
Francielly Moura de S. Soares, IME2
, ORCID 0000-0001-9311-9139;
Marvin Nascimento, IME2
, ORCID 0000-0001-8010-7382;
Késia Simões Ribeiro, IME2
, ORCID 0000-0001-9129-2237;
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.603240
COMO CITAR
de SOUZA, B. M.; ELIAS, C. N.; PEREIRA, N. R. de O. H.; SOARES, F. M. de S.; NASCIMENTO,
M.; RIBEIRO, K. S. O CENÁRIO ATUAL DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE EM IMPLANTES
DENTÁRIOS COMERCIALIZADOS NO BRASIL. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO,
R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil.
2023. p. 154-163.
Tópicos
14.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 156
14.2 O fenômeno da osseointegração em implantes dentários . . . . . . . . . . . . . 157
14.3 Interação células – Superfície dos implantes dentários . . . . . . . . . . . . . . 157
14.4 Os tratamentos de superfície predominantes no Brasil . . . . . . . . . . . . . 158
14.4.1 Implantes dentários usinados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 158
14.4.2 Superfícies com ataque ácido . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 159
14.4.3 Jateamento seguido de ataque ácido . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 159
14.4.4 Anodização . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 160
14.4.5 Superfícies biomiméticas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 160
14.5 Levantamento de dados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 161
14.6 Tratamentos de superfície no cenário nacional . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 161
1 Email:bruno.souza@ime.eb.br
2 Instituto Militar de Engenharia](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-155-320.jpg)
![CAPÍTULO 14. O CENÁRIO ATUAL DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE EM IMPLANTES
DENTÁRIOS COMERCIALIZADOS NO BRASIL
14.7 Superfícies disponíveis no âmbito nacional . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 161
14.8 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 162
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 163
RESUMO
Ao longo dos últimos anos de desenvolvimento da implantodontia foram implementados um grande
número de tratamentos de superfícies para implantes dentários com o objetivo de aumentar a interação entre o
biomaterial e células envolvidas com o processo de osseointegração. Tal modificação tem por objetivo melhorar
a qualidade e a velocidade da aposição óssea e por conseguinte diminuir o tempo de espera necessário para
reabilitação protética dos mais diversos casos. No entanto, observa-se que poucos são os tratamentos de
superfície viáveis que são utilizados pelas empresas que comercializam implantes dentários no Brasil. Para este
estudo, foram selecionados implantes osseointegráveis de 30 empresas que comercializam estes dispositivos
em território nacional. Dentre os quais, foram encontrados 37 nomes distintos de superfícies, sendo 22 deles
tratamentos de superfície com nomes patenteados. Nesse sentido, o objetivo deste estudo foi categorizar os
métodos de tratamento mais utilizados pelos fabricantes, analisar as diferenças existentes entre estes processos
de tratamento de superfícies e assim entender o um pouco mais sobre o cenário nacional a partir da avaliação
dos diferentes métodos e suas respectiva fatias de ocupação do mercado. E a partir deste entendimento,
fornecer ao implantodontista informações mais detalhadas sobre esses tipos de superfícies disponíveis, bem
como as opções disponíveis.
Palavras-chave: Implantes dentários, Tratamento de superfície, Anodização, Jateamento, Ataque
ácido, Superfície biomimética.
14.1 Introdução
Nos primórdios da prática cirúrgica em implantodontia, os procedimentos adotados para a reabilitação
com implantes dentários, era necessário aguardar o intervalo de 3 a 6 meses dependendo da região óssea
para instalação da prótese definitiva [12]. Atualmente, é possível inserir e reabilitar estes dispositivos em
pouco mais de 2 meses ou até mesmo inserir e oferecer carga mastigatória a um implante dentário no mesmo
procedimento cirúrgico. Essa mudança de paradigma se deve a diversos fatores, como melhoria na qualidade
técnica dos operadores, advento de novas técnicas cirúrgicas, melhorias na macrogeometria de roscas, entre
outros. No entanto, nesse cenário de melhorias que possibilitam mais previsibilidade em reabilitações orais por
meio de implantes dentários, é fundamental destacar a influência dos tratamentos de superfície ocorridos no
processo de fabricação e a sua relação com um menor tempo necessário para a reabilitação protética desses
dispositivos [3] [10].
Ao longo das últimas décadas, diversos estudos descreveram mecanismos capazes de alterar a
topografia de implantes dentários com o objetivo de melhorar a interação com células associadas ao fenômeno
de osseointegração [4]. Embora houvesse uma alta disponibilidade de técnicas que alcançassem esse objetivo em
comum, o que se observa na atualidade é que apenas um número bem limitado destes recursos é comercialmente
viável.
156](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-156-320.jpg)
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DENTÁRIOS COMERCIALIZADOS NO BRASIL
14.2 O fenômeno da osseointegração em implantes dentários
Per Ingvar Bränemark introduziu o termo osseointegração no início de seus trabalhos, e definiu o
sucesso e o fracasso dos implantes dentários ao nível de microscopia óptica como “uma conexão estrutural
e funcional direta entre o osso e a superfície de um implante sob carga”. Mais tarde, uma definição mais
orientada clinicamente foi desenvolvida para osseointegração como um processo ao qual a fixação rígida
entre osso e superfície do implante clinicamente e assintomática é obtida e mantida mesmo após a carga
funcional. De acordo com esta definição revisada, “osseointegração clínica implica osseointegração histológica,
e é necessário que haja um contato contínuo entre o osso alveolar e a superfície do implante” [13] [7] [2]. O
protocolo convencional proposto por Bränemark para tratamento com implantes dentários estabelecia que
os procedimentos de implante devem ser realizados em duas fases. Na primeira, a “fase cirúrgica”, o alvéolo
é preparado e o implante era instalado. Recomendava-se um intervalo de 3 meses entre a fase cirúrgica e
protética para permitir a cicatrização adequada de implantes instalados na mandíbula, e um intervalo de 6
meses era necessário para implantes instalados na maxila [7].
Obviamente tais protocolos foram atualizados e hoje existe possibilidade de reabilitação definitiva
de implantes em tempos bem menores graças a procedimentos de modificação da superfície do titânio, que
favorecerá uma maior adsorção de proteínas, que por consequência aumentará a taxa de recrutamento de
células envolvidas no processo de reparo da ferida decorrente da instalação, o que culminará em um ambiente
mais favorável à adesão de células osteogênicas em um período precoce quando comparado a implantes sem
modificação de superfície, justificando assim, uma cicatrização óssea mais rápida quando comparada ao
processo pioneiro desenvolvido por Bränemark.
A osseointegração de implantes dentários é criticamente dependente de suas propriedades de superfície.
Várias investigações analisaram a influência das propriedades da superfície do implante para a integração
óssea [9] [15] [1]. Tem sido demonstrado que a morfologia da superfície, topografia, rugosidade, composição
química, energia superficial, espessura da camada de óxido de titânio são os principais índices associados ao
sucesso na interação entre implante e tecido ósseo.
O objetivo final desses tratamentos de superfície é melhorar a resposta tecidual, diminuindo o tempo
de espera convencional para carregamento do implante e permitir mais segurança clínica para protocolos de
carregamento imediato e precoce.
14.3 Interação células – Superfície dos implantes dentários
Podemos dizer que o processo de interação entre célula e superfície do implante inicia-se nos primeiros
segundos do momento da implantação, pois em poucos milissegundos já se observa a adsorção de proteínas ao
longo da superfície, e fatores como polaridade, rugosidade e molhabilidade, serão cruciais na mediação de
eventos que acontecerão deste ponto em diante [14]. No que diz respeito às células envolvidas com a regeneração,
fatores ambientais são capazes de estimular positivamente ou negativamente sua resposta em função das
condições do meio [11]. O contato das células com o biomaterial em questão, é capaz de produzir interações
com a camada fosfolipídica presente em sua membrana plasmática, a qual gerará uma resposta por intermédio
de proteínas específicas, passando pelo conteúdo citoplasmático até chegar em seu núcleo, onde haverá uma
157](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-157-320.jpg)
![CAPÍTULO 14. O CENÁRIO ATUAL DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE EM IMPLANTES
DENTÁRIOS COMERCIALIZADOS NO BRASIL
interpretação desses sinais e um estímulo para determinada ação celular. Este mecanismo é comumente
descrito como mecanotransdução e é extremamente complexo e sensível às mais diversas intemperes associadas
ao hospedeiro e ao biomaterial. A mecanotransdução é responsável por inúmeros eventos envolvidos com a
regeneração tais como: a movimentação e ancoragem celular por meio da emissão de prolongamentos (também
conhecidos como filopódios), síntese e liberação de proteínas, secreção de interleucinas para recrutamento de
outros grupos celulares, entre outros. Nesse sentido, as mais diversas tecnologias empregadas no tratamento
de superfície objetivam criar condições específicas para que determinada sequencia de eventos tenha mais
probabilidade de ocorrer [24]. Por exemplo, pode ser criado uma rugosidade específica no implante que
favoreça a adesão de células mesenquimais indiferenciadas, ou a criação de uma superfície rica em proteína
morfogenética do osso – tipo 2 para aumentar a atividade de osteoblastos.
14.4 Os tratamentos de superfície predominantes no Brasil
Ainda não há um consenso sobre qual seria o melhor tratamento de superfície nem qual seria o
procedimento ideal para obter a melhor resposta biológica aos implantes dentários. Ao se analisar a importância
das propriedades da superfície do implante para a osseointegração, neste estudo iremos desprezar fatores muito
importantes no processo como formato do corpo do implante e geometria de roscas. Nesta revisão iremos
apenas abordar o que diz respeito a morfologia da superfície, como macro, micro e nanorugosidades e sua
relação com os diferentes tratamentos atualmente utilizados pela indústria.
Cada rugosidade determina diferentes contatos com células e biomoléculas, sendo, portanto, responsável
pela intensidade e tipos de ligações biológicas individualmente. Inicialmente, pode-se esperar que o aumento
da área de superfície do implante resulte em mais locais para adesão celular, facilitando o crescimento do
tecido e melhorando a estabilidade mecânica. No entanto, isso não é uma regra geral e pode variar dependendo
do quantitativo de células disponíveis naquele local e naquele exato momento. Os fibroblastos tendem a
aumentar sua população em superfícies lisas. Já os macrófagos apresentam um caráter mais rugofilico e
preferem superfícies ásperas, enquanto as células epiteliais são mais atraídas por superfícies ásperas do que
lisas. As células osteoplásticas aderem mais facilmente a superfícies rugosas desde que em determinada faixa
de micrômetros [16] [22].
14.4.1 Implantes dentários usinados
Os implantes usinados, muitas vezes erroneamente traduzidos como “maquinados ou torneados”
foram utilizados desde os primórdios da implantodontia por Bränemark, Albrektson e outros [8]. Após sua
fabricação, esses implantes são submetidos a procedimentos de limpeza, descontaminação e esterilização. A
análise por microscopia eletrônica de varredura mostra que as superfícies dos implantes usinados apresentam
sulcos, e marcas de ferramentas utilizadas para sua confecção. Esses defeitos de superfície são até capazes
de proporciona uma relativa estabilidade primária, porém sua desvantagem reside no fato de em sendo as
células osteoblásticas mais rugofílicas, elas tendem a crescer ao longo dos sulcos existentes na superfície,
muitas vezes até de maneira orientada com os mesmos. Essa característica requer um maior tempo de espera
entre a cirurgia e a carga do implante. O uso desses implantes segue um protocolo sugerido por Brånemark:
cicatrização de 3 a 6 meses ou tempo de espera antes do carregamento.
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![CAPÍTULO 14. O CENÁRIO ATUAL DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE EM IMPLANTES
DENTÁRIOS COMERCIALIZADOS NO BRASIL
14.4.2 Superfícies com ataque ácido
Cada fabricante tem seu próprio método de ataque ácido em relação ao tipo, concentração, tempo e
temperatura para o tratamento de superfícies de implantes. De maneira geral, o tratamento ácido é realizado
por imersão dos implantes em soluções de HCl + H2SO4, HF + HNO3 e HNO3. Após o ataque ácido, o
implante é novamente imerso em uma solução aquosa de HNO3 para passivação do óxido de titânio e formação
de uma camada de óxido estável [20].
O tratamento ácido proporciona rugosidade característica e homogênea, maior área de superfície
e melhora a probabilidade de adesão celular. Este tipo de superfície não só facilita a retenção de células
osteogênicas, mas também permite que elas migrem em direção à superfície do implante. Implantes com
esta morfologia de superfície induzem retenção de fibrina, favorecem a adsorção de fibronectina e facilitam a
osseointegração [5].
Apesar do alto sucesso dos implantes dentários com superfícies tratadas, complicações podem ocorrer,
como perda de integração, peri-implantite, mucosite peri-implantar e fratura do próprio implante.
O ataque ácido produz baixa energia superficial e reduz a possibilidade de contaminação, pois não há
partículas incrustadas na superfície. O ataque ácido pode ocorrer com apenas um dos tipos de ácido citados
anteriormente ou por meio de um duplo ataque ácido onde normalmente o implante é imerso em uma solução
contendo os dois ácidos para em seguida sofrer o processo de passivação [19].
O processo de cicatrização tecidual ao redor de implantes atacados com ácido, inseridos em sítios
ósseos com e sem defeitos, é mais rápido do que em implantes usinados, variando entre os diversos fabricante,
o tempo estimado para instalação da prótese definitiva.
14.4.3 Jateamento seguido de ataque ácido
Quando o implante é jateado, sua superfície sofre uma microdeformação plástica, na qual é criada
uma camada com tensão residual compressiva. Parte da energia cinética das partículas é armazenada na forma
de defeitos cristalinos, como deslocamentos [16]. Quanto maior a energia de superfície por unidade de área,
maior a possibilidade de reações entre o corpo e o material e favorecer interação entre células e implante.
Normalmente são utilizadas partículas de óxido de titânio ou alumina (Al2O3) para essa etapa do tratamento
de superfície, podendo variar o tamanho das partículas a serem utilizadas no jateamento de acordo com o
fabricante.
Os valores de tensão residual obtidos nos procedimentos de jateamento dependem tanto da dureza
quanto da distribuição granulométrica das partículas utilizadas. Quanto maior a distribuição granulométrica,
mais heterogênea será a distribuição de deformação. Embora o tratamento ácido após o jateamento remova
algumas camadas atômicas da superfície de titânio deformadas pelo procedimento de jateamento, parte da
tensão residual permanece na superfície do implante.
A faixa do tamanho de partículas utilizada e o tempo de jateamento são fatores importantes na
obtenção da rugosidade dos implantes. Superfícies com rugosidade sob o parâmetro Ra igual a 1 µm têm um
bom desempenho [1]. O procedimento de jateamento permite o controle do tamanho das microcavidades,
mas as partículas podem incrustar-se e contaminar a superfície do implante [16]. Após o procedimento de
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![CAPÍTULO 14. O CENÁRIO ATUAL DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE EM IMPLANTES
DENTÁRIOS COMERCIALIZADOS NO BRASIL
jateamento, as partículas realizadas permanecem na superfície dos implantes e devem ser removidas com ácido
e banho ultrassônico antes de seguir para o processo de passivação, lavagem, secagem e esterilização.
O processo de cicatrização tecidual ao redor de implantes atacados que passaram por esse processo,
inseridos em sítios ósseos com e sem defeitos, é mais rápido do que em implantes usinados.
14.4.4 Anodização
A anodização é um processo eletroquímico onde o implante é imerso em um eletrólito enquanto uma
corrente é aplicada, o que fará do implante o ânodo em uma célula elétrica. Dados como composição do
meio utilizado como eletrólito a corrente elétrica em Volts e a amperagem utilizada para este tratamento é
patenteado e possivelmente varia de acordo com o fabricante. O eletrólito e a corrente utilizada no processo
de tratamento dos implantes criam uma estrutura superficial porosa bem característica [9] [14] [21].
Este método é capaz de aumentar a camada de óxido de titânio do implante e influenciar a sua
interação com o meio e por consequência modular positivamente o processo de cicatrização óssea. A alta
estabilidade química e biocompatibilidade do titânio se deve à formação de óxido de titânio em sua superfície.
O óxido de titânio possui três estruturas cristalinas que são de particular interesse para a implantodontia:
anatase (tetragonal), rutilo (tetragonal) e brookita (ortorrômbica) [23].
Ademais, o aumento da camada de óxido formada confere aos implantes, assim tratados, uma maior
proteção contra o processo de corrosão em meio biológico, haja vista que a espessura da camada fornece
mais estabilidade química e evita a formação de espécies reativas do oxigênio como H2O2. Esse método de
caracterização de implantes possibilita vantagens adicionais no processo de osseointegração pois confere a
superfície sítios de ancoragem em escala nanométrica, que além de ser uma revolução no que diz respeito à
tecnologia, também é um fator que favorece a interação de proteínas presentes na membrana plasmática de
células osteogênicas com a superfície do biomaterial [17].
O processo de cicatrização tecidual ao redor de implantes anodizados, inseridos em sítios ósseos com e
sem defeitos, é mais rápido do que em implantes usinados e alguns fabricantes alegam que o tempo necessário
para a carga mastigatória sobre estes implantes é de 8 semanas.
14.4.5 Superfícies biomiméticas
Este tratamento de superfície consiste na precipitação de íons ao longo da superfície do implante
dentário. Tal efeito só é obtido graças a tecnologia que permite essa deposição em escala nanométrica. No
passado já houveram implantes com deposição de moléculas em sua superfície pela técnica plasma spray,
no entanto, o tamanho das partículas era grande e não havia uma boa adesão com a superfície, além disso,
tinham relatos de desprendimento dessas partículas [18]. No entanto, com o advento de tecnologias em escala
nanométrica, já é possível uma integração segura das partículas à superfície do implante. Essa integração
entre moléculas e biomaterial é capaz de elevar os níveis de recrutamento de células osteogênicas, aumentando
a osteocondução e potencializando a quantidade óssea ao redor de implantes [16] [6].
No cenário nacional poucas empresas disponibilizam esse recurso em seus implantes dentários, e as
moléculas bioativas mais comuns são a hidroxiapatita, cálcio, magnésio, sódio e flúor.
160](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-160-320.jpg)
![CAPÍTULO 14. O CENÁRIO ATUAL DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE EM IMPLANTES
DENTÁRIOS COMERCIALIZADOS NO BRASIL
• 62,5% dos fabricantes estudados possuem nomes comerciais para seus tratamentos;
• Por fim, considera-se importante o entendimento por parte do clínico sobre a importância do tratamento
de superfície em implantes dentários e sua relação com o mecanismo de osseointegração, para que a
partir do entendimento deste quesito, tenha capacidade de selecionar o melhor tipo de superfície e suas
respectivas indicações para as reabilitações orais por meio de implantes.
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![CAPÍTULO 14. O CENÁRIO ATUAL DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE EM IMPLANTES
DENTÁRIOS COMERCIALIZADOS NO BRASIL
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![15 O DESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE
ZIRCÔNIA: O POTENCIAL DE BIOATIVIDADE E
COLONIZAÇÃO MICROBIANA
Nathan de Souza Freitas1
, FO-UFRJ2
, ORCID 0000-0003-3671-0090;
Marvin do Nascimento, IME3
, ORCID 0000-0001-8010-7382;
Bruno Martins de Souza, IME2
, ORCID 0000-0002-1075-0441;
Talita Gomes Baeta Lourenço, IM-UFRJ4
, ORCID 0000-0003-0966-3620;
Aline Tany Posch, FO-UFRJ2
, ORCID 0000-0002-4501-4161.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.568691
COMO CITAR
FREITAS, N. de S.; do NASCIMENTO, M.; de SOUZA, B. M.; LOURENÇO, T. G. B.; POSCH, A. T. O
DESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCONIA: O POTENCIAL DE BIOATIVIDADE E
COLONIZAÇÃO MICROBIANA. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de
SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p.
165-178.
Tópicos
15.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 167
15.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 168
15.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 168
15.3.1 Implantes endósseos de zircônia: Topografia e propriedades de superfície . . . . 168
15.3.2 Interação da microbiota subgengival e células com a superfície dos implantes de
zircônia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 171
15.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 173
15.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 177
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 177
1 Email:nathanfreitas99@outlook.com
2 Faculdade de Odontologia da Universidade Federal do Rio de Janeiro
3 Instituto Militar de Engenharia
4 Instituto de Microbiologia da Universidade Federal do Rio de Janeiro](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-166-320.jpg)
![CAPÍTULO 15. O DESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCÔNIA: O POTENCIAL DE
BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA
RESUMO
Os implantes endósseos de zircônia tem se apresentado como um biomaterial com boas propriedades
mecânicas, estéticas e com índices aceitáveis de biocompatibilidade. Contudo, esses implantes são bioinertes e
precisam de tratamentos de superfícies para conseguir promover bioatividade. Essa mesma superfície modifi-
cada influência na colonização da microbiota peri-implantar. Isso fica mais evidente quando comparado com
os implantes de titânio. Essa revisão narrativa tem como finalidade apresentar o potencial de bioatividade e
susceptibilidade microbiana dos implantes de zircônia. Além de comparar as propriedades de superfície dos
implantes de zircônia com os implantes de titânio. A pesquisa consistiu na busca de artigos em português,
espanhol e inglês nas plataformas: PubMed, LILACS, Google Acadêmico e Web of Science nos últimos 10
anos. As propriedades de superfície como rugosidade, molhabilidade e energia de superfície têm influenciam
na bioatividade caracterizando os implantes de zircônia com superfícies bioativas. As superfícies mais rugosas
apresentam melhores níveis de interação entre células-implante e maiores níveis de colonização de microrganis-
mos. Espécies mais compatíveis com a saúde periodontal são mais evidentes nos implantes de zircônia quando
comparados aos implantes de titânio. Dessa forma, torna-se evidente que os implantes de zircônia são uma
boa alternativa em relação aos implantes de titânio. Isso devido ao seu potencial de bioatividade. Além disso,
os colonizadores presentes na microbiota subgengival parecem não ter tanta alteração em relação a densidade
do biofilme, contudo possuem uma diversidade significativa.
Palavras-chave: Implantes de Zircônia, Molhabilidade, Superfície rugosa, Colonização microbiana,
Microbiota Subgengival.
15.1 Introdução
A zircônia (ZrO2) é um biomaterial cerâmico bioinerte que tem assumido um papel substitutivo
dos materiais metálicos na odontologia. Essa bioceramica friável necessita de estabilizadores como a ítria
(Y2O3), alumina (Al2O3) e óxido de magnésio (MgO). Embora a sua utilização já exista em coroas protéticas
cerâmicas, os implantes de zircônia ganharam destaque na odontologia neomoderna de implantes [10] .
Os implantes de titânio (Ti) se apresentam como biomateriais de primeira escolha devido ao seu
potencial bioativo, boas propriedades mecânicas e boas taxas de biocompatibilidade. Contudo, existem falhas
recorrentes nesses implantes, nas quais podem variar entre algumas reações negativas em relação à resposta
celular e imunitária com partículas de corrosão que podem induzir atividade osteoclástica, o que exigiu o
investimento em investigação noutros biomateriais não metálicos [5]. Os implantes de ZrO2 se estabeleceram
como um material versátil por terem excelentes propriedades de biocompatibilidade, resistência mecânica,
elevada resistência à fratura, baixa susceptibilidade à corrosão, baixa citotoxicidade, baixa colonização
microbiana, e por serem um material mais estético. Assim, estes novos implantes biocerâmicos têm sido uma
alternativa promissora aos sistemas de implantes convencionais osseointegráveis de Ti como um biomaterial de
menor dano para o corpo [28]. Contudo, como a osseointegração não pode acontecer na superfície da zircônia,
alguns tratamentos de superfície foram planeados para gerar um potencial de bioatividade com tecido ósseo
[30].
Nesse sentido, é possível estabelecer parâmetros que elucidam grandes diferenças encontradas nesse
167](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-167-320.jpg)
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BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA
biomaterial, como macrotopografia, tratamentos de superfície utilizados, propriedades de superfície tais como
rugosidade e molhabilidade, e a sua interação com tecido ósseo [7], bem como propriedades biomecânicas e
grau de colonização microbiana que são comparativamente melhores nos implantes de zircônia [12]. O objetivo
dessa revisão narrativa é apresentar o potencial de bioatividade e susceptibilidade microbiana dos implantes
de zircônia. Além de comparar as propriedades de superfície dos implantes de zircônia com os implantes de
titânio.
15.2 Materiais e métodos
A pesquisa bibliográfica consistiu em artigos em português, espanhol e inglês nas plataformas: PubMed,
LILACS, Google Acadêmico e Web of Science nos últimos 10 anos. Os seguintes termos de pesquisa foram
utilizados para a pesquisa de dados: “zirconia”,“ceramics”,“dental implants” “zirconia implants”, “titanium
implants”, “osseointegration”, “biocompatibility”, “bioactivity”, “surface roughness”, “surface modification”,
“implant surface”, “zirconia surface treatment”, “microbial colonization”, “oral biofilm”.
Os critérios de inclusão foram artigos que abordaram implantes dentários feitos de zircônia e suas
ligas, características de composição, biocompatibilidade, tratamentos de superfície, rugosidade, molhabilidade,
potencial de bioatividade, e colonização de microbiota subgengival. Além disso, foram incluídos estudos sobre
implantes de titânio para fazer comparações entre os dois tipos de biomateriais. Os critérios de exclusão foram
artigos que abordaram a utilização da zircônia em coroas dentárias, artigos duplicados e aqueles que não
estavam relacionados com o tema principal dessa revisão. No total, 11 artigos (Tabela 9) foram selecionados
para a composição desse estudo, de acordo com os critérios de inclusão e exclusão.
15.3 Resultados
15.3.1 Implantes endósseos de zircônia: Topografia e propriedades de superfície
A zircônia é considerada, na odontologia, como uma bioceramica que tem propriedades individuais e
tem se tornado cada vez mais frequente na rotina clínica com uso direcionado para coroas, pilares, componentes
protéticos e implantes dentários, ou seja, é um material versátil com múltiplas possibilidades de aplicação [29].
Contudo, ao longo do tempo, os implantes de Ti têm sido os biomateriais de primeira escolha, mas com a
evolução das ciências dos materiais tecnocientíficos, os primeiros implantes endósseos de ZrO2 surgiram em
2008 como uma possível alternativa a esses dispositivos [7], com taxas de biocompatibilidade muito boas, mas
em alguns casos, ligeiramente, abaixo dos níveis de implantes de Ti [1].
As propriedades de carácter mecânico da ZrO2 mostram um prognóstico favorável e bons resultados na
rotina clínica dentária. Esses aspectos como boa resistência mecânica, elevada resistência à fratura, resistência
à flexão, baixa susceptibilidade à corrosão, baixa citotoxicidade, isso adicionado à coloração branco-opaco e a
superfície do material, contribuem para uma maior satisfação estética-funcional a longo prazo com os tecidos
adjacentes [31].
Clinicamente, não é utilizado em sua forma pura, sendo a melhor opção a forma estabilizada, ou seja,
acompanhada por outros elementos metálicos oxidados como elementos dopantes. Assim, essa biocerâmica
168](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-168-320.jpg)
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BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA
Tabela 9 – Resumo das Pesquisas sobre as Propriedades de Superfície dos Implantes de Zircônia.
FATORES CARACTERÍSTICAS REFERÊNCIAS
Biocompatibilidade
Os implantes de zircônia se estabeleceram
como uma boa alternativa aos implantes
de titânio, possuindo bons índices de
biocompatibilidade que são compatíveis com uma
boa interação com o tecido ósseo, e isso é
consistente com uma menor resposta
inflamatória e menor reabsorção óssea.
Fatih Zor et al. (2019) [37]
Estabilizadores
da zircônia
A zircônia é uma cerâmica utilizada na maioria dos
casos combinada com outros estabilizadores.
Esses estabilizadores são cargas que
atuam como dopantes para estabilizar a
zircônia em uma fase metaestável a uma
temperatura ambiente, a fase tetragonal.
Chen et al. (2016) [7]
Faria et al. (2019) [10]
Interação com
o tecido ósseo
A superfície biocerâmica é bioinerte e não é
capaz de ter um potencial de osteoindução
e/ou osteocondução. Por isso são
necessários tratamentos de superfície para
proporcionar um potencial de bioatividade.
Soon et al. (2016) [30]
Faria et al. (2020) [10]
Rugosidade
A rugosidade da superfície dos implantes de
zircônia é um fator fundamental e influente na
taxa de osteoindução, especialmente, na
estabilidade primária desses implantes.
Guimarães &
Bacelar (2019) [19]
Rohr et al. (2020) [25]
Molhabilidade
A zircônia tem uma menor energia livre de
superfície e, portanto, uma menor molhabilidade,
sugerindo assim uma superfície mais hidrofílica.
Al-Radha et al. (2012) [23]
Colonização
microbiana
A superfície dos implantes (topografia de
superfície, rugosidade e molhabilidade)
influencia, diretamente, o acumulo do biofilme.
Assim, devido às suas propriedades de
superfície, a zircônia tem uma superfície
menos susceptível à colonização por
microrganismos.
Wassmann
et al. (2017) [35]
Hanawa (2020) [12]
Estética
Há uma melhor estética nos implantes de zircônia
em comparação com os implantes de titânio.
A zircônia tem melhores características
estéticas, uma vez que a sua coloração
opaca branca, acabamento e textura
mimetizam melhor os outros elementos protéticos
e a cavidade oral.
Schünemann
et al. (2019) [27]
pode apresentar melhores características de propriedades mecânicas e durabilidade como implante endósseo a
longo prazo, se todos os passos necessários para o seu perfeito funcionamento e aplicação forem seguidos da
forma correta.
A ZrO2 é um material que apresenta um polimorfismo cristalino, possui 3 estruturas cristalinas
diferentes dependentes da temperatura: monoclínica (mais estável à temperatura e pressão ambiente), cúbica
(menos utilizada em aplicações biomédicas, estável à temperatura ≥ 1170 °C) e tetragonal (associada a um
aumento volumétrico de, aproximadamente, 6%, que pode induzir a formação de fissuras e subsequente fratura,
169](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-169-320.jpg)
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BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA
estável à temperatura ≥ 2370 °C) [14]. A fim de estabilizar a forma tetragonal em uma fase metaestável à
temperatura ambiente, é necessário adicionar elementos de carga como dopantes (Y2O3, Al2O3, MgO, CaO ou
CeO2). Essa fase metaestável tem a característica de reduzir a susceptibilidade de propagação de trincas [7].
Contudo, nessa transposição da fase monoclínica para a fase tetragonal, ocorre uma alteração
volumétrica. Quando se aquece tem transformação, mudança de volume, essa mudança cria tensões de
transformação, e isso pode levar à fratura durante a sinterização. Com isso, não há um aquecimento contínuo,
há um aquecimento lento antes de se atingir a temperatura de transição, e depois é feito um patamar para
homogeneizar e aliviar as tensões para realizar a mudança de fase [14]. Além disso, os implantes de zircônia
são estabelecidos como uma reabilitação metalfree, sendo o principal sistema bioceramico 3Y-TZP (3% mol
de Y2O3 dopado com zircônia tetragonal policristalina). O seu potencial de bioatividade é determinado pela
sua resposta biocompatível somada às suas propriedades de superfície, e essas características tornam-se uma
vantagem sobre os sistemas convencionais de implantes de titânio [10, 26].
Além disso, o implante de zircônia é um biomaterial bioinerte, o que significa que quando instalado,
cirurgicamente, e em contacto com tecido ósseo, esse material não pode promover qualquer tipo de reação
tecidual, ou seja, não reage e não desencadeia qualquer processo [27]. Assim, através de alterações na topografia
de superfície, se pode induzir e mediar a bioatividade nesses implantes. Assim, é necessário que a superfície
dos implantes de zircônia seja submetida a um tratamento específico para adaptar essa superfície, de modo a
poder promover a bioatividade [12].
A partir disso, é possível compreender que as características da topografia de superfície, como
rugosidade, molhabilidade, forma e design podem influenciar na resposta tecidual, processos de sinalização
celular e, consequentemente, a migração dos componentes do tecido hematopoiético e do sistema imunitário.
A rugosidade é responsável pela ação osteocondutora dos osteoblastos, formação óssea, e remodelação óssea.
Portanto, pode ser aplicados diferentes tipos de tratamento de superfície para gerar padrões de rugosidade
que permitam resultados favoráveis de interação implante-tecido ósseo. Nesse sentido, o processo pelo qual
a superfície do implante é submetida tem uma ligação direta com o modo como as células do organismo
hospedeiro interage com o biomaterial utilizado [12].
Assim, o parâmetro de rugosidade pode ser caracterizado em forma, ondulação, e a própria rugosidade.
Essas três características são o resultado da topografia de superfície em relação aos diferentes processos de
tratamento de superfície. No entanto, a rugosidade é ainda um dos postos-chave em relação aos implantes e é
isso que determina se o material terá um desempenho favorável durante todo o tratamento [15].
A molhabilidade representa o grau de dispersão de um líquido sobre uma superfície sólida, de modo
em que quanto maior for o grau de molhabilidade de um material, menor será a sua dispersão sobre uma
superfície. Todo esse processo é determinado por forças intermoleculares e, no caso da zircônia, o grau de
molhabilidade será muito baixo [27].
O grau determinado entre a superfície e o líquido, pode ser expresso pela letra grega Θ, a partir
da qual se pode determinar o quanto o líquido pode se espalhar sobre uma determinada superfície. Assim,
a relação numérica do ângulo alfa é estabelecida da seguinte forma: entre 90º e 180º, o líquido não tem
capacidade de molhar (hidrofóbico), quando a angulação se estabelece entre 0º à 90º, o líquido é capaz de
se espalhar e molhar uma determinada área da superfície (hidrofílico), e quando a angulação é igual a 0º, o
líquido é capaz de se espalhar por toda a superfície, homogeneamente [17].
170](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-170-320.jpg)
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BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA
15.3.2 Interação da microbiota subgengival e células com a superfície dos implantes de zircônia
Após a implantação, há formação de uma matriz provisória de fibrina que caracteriza o tecido de
granulação. Isso ocorre, imediatamente, na ferida cirúrgica que envolve o implante [17]. A nível microscópico
(10-6 µm), isso é consistente com a interação celular do sistema imunitário e complemento. Esses eventos são
estabelecidos pela degranulação de mastócitos, migração de neutrófilos e macrófagos, aumento de mediadores
inflamatórios caracterizando uma fase inflamatória aguda [22, 17]. A nível nanoscópico (10-9 nm) existe uma
interação proteica (adsorção), na qual a deposição de proteínas ocorre na interface entre a superfície do
implante e o tecido ósseo (espaço de osteocondução) [22].
Contudo, o desenvolvimento e progressão desses eventos, e se o implante irá integrar com o tecido
ósseo ou dar uma resposta de corpo estranho, dependerá, principalmente, da biocompatibilidade, e, portanto,
do material de composição, da forma e design, das características e propriedades do implante, bem como da
topografia de superfície [9, 13].
Dependendo do tratamento de superfície, os implantes de zircônia, estabilizados com ítria, podem
mostrar diferentes valores de rugosidade. A rugosidade considerando o parâmetro Ra é estabelecida com
diferentes valores: ZrO2 usinado (Ra = 0,59 µm), sandblasting (Ra = 1,22 µm), sandblasting e ataque ácido
(Ra = 1,31 µm), sandblasting, ataque ácido e tratado termicamente (Ra = 1,32 µm), bem como em comparação
com o implante de Ti usinado (Ra = 0,54 µm) [2]. Essas superfícies rugosas servem de ancoramento para
os filópodeos dos osteoblastos [36]. Assim, superfícies mais rugosas são compatíveis com melhores níveis de
interação célula-implante, especialmente, em implantes de ZrO2 com sandblasting e ataque ácido; sandblasting,
ataque ácido e tratado termicamente. Isso torna as propriedades de osteocondução desses implantes equivalentes
ou superiores ao Ti [36, 2].
Nesse sentido, a topografia vai mediar o aumento da adesão dos osteoblastos com o aumento da
rugosidade superficial. Assim, ao comparar os implantes de Ti e ZrO2, relativamente, ao potencial de
osteoblastos, as taxas de contato implante- tecido ósseo são semelhantes, Ti = 56,5% e ZrO2 = 57%. Contudo,
as taxas de falha nesses implantes ainda se mostram significativas, Ti = 12% e ZrO2 = 44% (MANZANO et
al. (2014) [5].
No mesmo sentido, além das proteínas de membrana plasmática, da matriz extracelular e do plasma
sanguíneo, há contato e presença de proteínas salivares. O que vai permear uma formação de película salivar
adquirida e subsequente início de colonização microbiana (biofilme) na região peri-implantar. Assim, a mesma
topografia de superfície que medeia o potencial de interação implante-osso também será selecionada para a
formação de biofilme específico no topo da superfície do implante [3].
Superfícies menos rugosas e mais lisas (menor espaçamento e amplitude de picos e vales nos parâmetros
de rugosidade) estão relacionadas com menos colonização de simbiontes, e menos formação de biofilme. O grau
de molhabilidade e a energia livre de superfície (calculada, indiretamente, a partir do ângulo de molhabilidade)
são também influentes na formação do biofilme, favorecendo ou impedindo a colonização microbiana. Assim,
superfícies com maiores ângulos de molhabilidade, e, portanto, mais hidrofóbicas sugerem menor colonização
microbiana [16].
O biofilme periodontal/peri-implantar pode ser descrito como uma comunidade microbiana organizada
de forma não aleatória na região subgengival. Esses microrganismos podem ser classificados em complexos
171](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-171-320.jpg)
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BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA
microbianos que foram descritos por Socransky e colaboradores (1998) que identificaram 40 espécies orais com
sondas de DNA a partir de amostras subgengivais (Figura 15.1) [18]. No biofilme dental, existem mais de 400
espécies microbianas em uma única bolsa periodontal [34]. No entanto, em torno de implantes, o biofilme é
menos denso com uma menor diversidade, isso em estado de simbiose compatível com a saúde periodontal [6].
Figura 15.1 – Complexo Microbiano de Socransky.
complexo microbiano estabelecido por Socransky el al. (1988) adaptado com conceitos de Colombo & Tanner
(2019).
Fonte: Nascimento el al. (2020).
Os complexos amarelo, azul, verde e roxo são, normalmente, caracterizados como colonizadores
primários, enquanto os complexos laranja, vermelho e rosa são colonizadores secundários. Os complexos
laranja e, especialmente, os vermelhos estão relacionados com biofilmes disbióticos compatíveis com a doença
periodontal/peri-implantar, o seu aumento está relacionado com sinais e sintomas. O rosa é um complexo
não-oficial que representa novas espécies relacionadas com a saúde, o que inclui espécies não orais que
participam no biofilme como simbiontes [6].
Tanto nos implantes ZrO2, como nos implantes Ti, os filos mais prevalentes são Firmicutes (54%),
Proteobacteria (27%), Actinobacteria (13%), Bacteroidetes (5%), Saccharibacteria (0,4%) e Fusobacteria
(0,3%). A nível de gênero são comuns: Streptococcus (45%), Neisseria (17%), Rothia (12%), Haemophilus
(5%), Gamella (4%), and Abiotrophia (3%) [8]. A Tabela 10 resume as principais espécies encontradas nessa
distribuição dos filos em relação à prevalência de implantes de zircônia.
172](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-172-320.jpg)
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BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA
Tabela 10 – Prevalência de Espécies Subgengivais em Implantes
Prevalência Espécies da Microbiota Peri-implantar Complexos Microbianos
ZrO2 < Ti
Abiotrophia defectiva, Actinomyces
odontolyticus, Actinomyces spp.
OTU 18, Fusubacterium spp. OTU
16, Granulicatella adiacens,
Granulicatella spp. OTU 5, Prevotella
melaninogenica,
Veillonela
spp. OTU 21, Streptococcus mitis;
Rosa > Laranja >
Azul > Lilás ± Amarelo
ZrO2 ± Ti
Aggregatibacter aphrophilus,
Bergeyella spp. oral taxon 322;
Captnocytophaga gingivalis,
Capnocytophaga leadbetteri,
Capnocytophaga sputigena,
Capnocytophaga spp. OTU 12,
Eikenella corrodens, Eikenella
spp. OTU 20, Lautropia mirabilis,
Neisseria elongate, Porphyromonas
pasteri, Ralstonia solanacearum,
Rothia dentocariosa, Streptococcus
spp. OTU 25, Streptococcus sanguinis
Rosa > Vermelho ±
Laranja ± Verde ± Amarelo
ZrO2 > Ti
Gemella haemolysans, Gemella
morbillorum, Haemophilus spp.
OUT 4, Rothia spp. OTU 7, Rothia
aeria, Rothia mucilaginosa
Rosa
Legenda: principais espécies encontradas na microbiota peri-implantar. Esses microrganismos podem ser
classificados como pertencentes a microbiota core e microbiota correspondente à saúde periodontal/peri-
implantar. FonteAdaptado de Socransky et al. (1988), Colombo & Tanner (2019) [6], Desch et al. (2020) [8],
Kniha et al. (2021) [33].
A Tabela 10 mostra uma prevalência de espécies relacionadas com a saúde (complexo rosa) na
superfície da zircônia, em comparação com os implantes de Ti. Nesse sentido, o controle e manutenção do
estado de saúde periodontal (homeostasia) está associado ao sucesso a longo prazo destes implantes, com taxas
de longevidade entre 95,4 e 98,4% após 5 anos [25]. Por outro lado, a disbiose dessas comunidades microbianas
pode gerar um biofilme periodontopatogênico que aumenta o risco de desenvolvimento de peri-implantite,
estimado em 0,4% a 68% [24, 32].
15.4 Análise e discussão
Nesse estudo, conseguimos reunir informações que apoiam a inter-relação entre a interação implante
com o tecido ósseo e a susceptibilidade microbiana dos implantes endósseos de zircônia. Ambos são influenciados
pela composição química estrutural e propriedades superficiais do material, em particular a rugosidade e a
molhabilidade, e determinados por tratamentos superficiais que alteram toda a topografia. Esses tratamentos
de superfície visam alterar as propriedades superficiais da topografia sem alterar a dimensão em termos de
tamanho e volume. Essas propriedades afetam o desempenho da resposta biológica que os tecidos circundantes
173](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-173-320.jpg)
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BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA
podem exibir em relação ao biomaterial. Além disso, estas mesmas propriedades superficiais favorecem a
formação de biofilme subgengival sobre esses implantes. Contudo, há pouca diferença em relação à diversidade e
composição, ainda que os implantes de zircónia apresentem um grau de colonização mais baixo em comparação
com os implantes de titânio.
Além disso, cabe destacar que, na odontologia, os implantes de zircônia não fazem osseointegração
pois esses implantes apresentam, também, o processo de fibrointegração na interação com o tecido ósseo.
A terminologia de osseointegração a esses implantes é mediado pela ortopedia, na qual a interação celular
e proteica não é considerada. Dessa forma, os implantes de zircônia promovem o processo o processo de
bioatividade.
Cionca et al. (2017) [5]apontam uma diferença na rugosidade média (Ra) do titânio (1,59 µm) em
comparação com a zircônia (0,85 µm), mas ambas com potencial de interação implante-osso. E salientam que
a topografia de superfície desses implantes desempenha um papel no sucesso da bioatividade dos implantes de
zircônia.
Assim, para implantes de Ti, para conseguir a osseointegração, a superfície deve ser, moderadamente,
rugosa com uma faixa de Ra de pelo menos 1,5 µm para aumentar o contato de interação com tecido ósseo e
a resistência ao torque de inserção (estabilidade primária). Nesse mesmo sentido, para implantes de ZrO2 é
também necessário a fase tetragonal, pois além de ser mais estável, aumenta a viabilidade dos osteoblastos em
sentido de osteocondução e quanto mais rugosa for essa superfície, melhor será o espalhamento de osteoblastos
(osteomigração) [21, 20].
O espalhamento celular dos osteoblastos (20 min e 24 h) em relação à rugosidade da superfície e
viabilidade celular de acordo com a fase tetragonal foi abordada por Rohr et al. (2020) [25].
Cinco amostras de ZrO2 polida foram consideradas: polidas (Ra = 0,08 µm (±0,01); Rq = 0,09
µm (±0,02); hidrofílicas); polidas e tratadas termicamente (Ra = 0,09 µm (±0,02); Rq = 0,48 µm (±0,08);
hidrofílicas); usinadas (Ra = 0,26 µm (±0,03); Rq = 1,75 µm (±0,20;) hidrofílico); usinado com tratamento
térmico (Ra = 0,30 µm (±0,06); Rq = 1,95 µm (±0,35); hidrofílico); sandblasting, ataque ácido e tratamento
térmico (Ra = 1,16 µm (±0,12); Rq = 7,29 µm (±0,87); hidrofóbico).
O espalhamento celular (µm2
) em relação à rugosidade (Ra) foi: polida (20 min ± 690 µm2
/0,09 µm;
24 h ± 1990 µm2
/0,09 µm); polida e tratada termicamente (20 min ± 690 µm2
/0,1 µm; 24 h ± 1900 µm2
/0,1
µm); usinado (20 min ± 600 µm2
/0,27 µm; 24 h ± 1800 µm2
/0,27 µm); usinado com tratamento térmico (20
min ± 620 µm2
/0,3 µm; 24 h ± 1800 µm2
/0,3 µm); sandblasting, ataque ácido e tratamento térmico (20 min
± 480 µm2/1,18 µm; 24 h ± 1200 µm2
/1,18 µm).
Assim, se pode observar que as superfícies de zircônia podem modular o espalhamento de osteoblastos
de uma forma rugosidade-dependente, de forma que quanto maior for a rugosidade, menor será o espalhamento
celular. Embora a rugosidade seja essencial para o processo de interação com o tecido ósseo, uma superfície muito
rugosa em implantes endósseos de zircônia parece enfraquecer o processo de osteocondução e osteomigração.
Al-Ahmad et al. (2010) [23] comparou o crescimento do biofilme em implantes de Ti (usinados,
sandblasting e anodizados) e ZrO2 (usinados, sandblasting e topografia modificada) reforçados com alumina em
comparação com os implantes de esmalte bovino (colhidos in vivo mas com testes in vitro). Todos mostraram
ângulo de contacto hidrofílico exceto o Ti e ZrO2 usinados com topografia modificada que consistia em ângulos
174](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-174-320.jpg)
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BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA
entre > 90º e < 100º. Após três dias, a densidade da espessura do biofilme mostrou, respectivamente, 19,78
µm e 36,73 µm e entre 26,11 µm e 32,43 µm, após cinco dias, e após esse tempo não houve crescimento
significativo (após esse tempo a rugosidade já não se torna um fator influente).
A composição da diversidade do biofilme mostrou uma prevalência para Streptococcus spp. como
colonizadores primários e Fusobacterium nucleatum, Actinomyces naeslundii, e Veillonella spp. como colo-
nizadores tardios. Em comparação com o esmalte, o Ti usinado, Ti anodizado, ZrO2 sandblasting, e ZrO2
com topografia modificada mostraram maior espessura de biofilme. Em relação aos materiais, o Ti usinado
mostrou menor espessura de biofilme em comparação com os outros, seguido do ZrO2 usinado.
Van Brakel el al. (2011) [3] investigou a formação de biofilme subgengival durante os primeiros três
meses de implantação in vivo em implantes de Ti (Ti comercialmente puro) e ZrO2 (estabilizado com ítria).
Os parâmetros de rugosidade Ra e Rq foram analisados para esses dois biomateriais, com Ra = 210 nm e Rq
= 259 nm para Ti, e Ra = 236 nm e Rq = 292 nm para ZrO2. Assim, a mesma magnitude de rugosidade
foi considerada para ambos. Além disso, foram também avaliados três parâmetros periodontais médios (de
duas semanas a 3 meses), a profundidade de sondagem (PDP), a recessão gengival (REC) e o sangramento a
sondagem (BOP). Ti: PDP = 2,9 mm (±0,8) a 2,2 mm (±0,8); REC = 1,9 mm (±1,2) a 2,6 mm (±1); BOP
= 75% a 47,4%. ZrO2: PDP = 3 mm (±1,1) a 1,7 mm (±0,7); REC = 2,1 mm (±1,2) a 2,7 mm (±0,6); BOP
= 50% a 52,6%.
Ambos apresentavam condições clínicas periodontais saudáveis. A presença (por PCR em tempo
real) de Aggregatibacter actinomycetemcomitans, Porphyromonas gingivalis, Prevotella intermedia, Tanne-
rella Forsythia, Parvimonas micra, Fusobacterium nucleatum e Treponema denticola foram analisadas, e A.
actinomycetemcomitans, P. gingivalis e T. denticola não foram detectados na maioria dos pacientes. Nas
primeiras semanas, os agentes patogénicos periodontais mais predominantes foram P. micra e F. nucleatum.
Em 2 semanas, A. actinomycetemcomitans foi detectado e P. gingivalis não foi detectado, mas em 3 meses,
A. actinomycetemcomitans já não era detectável, e P. gingivalis foi detectado. Nesse período, a diversidade
do biofilme nos implantes de Ti teve um aumento significativo de P. intermedia e P. micra, enquanto nas
superfícies de ZrO2 não houve muitas alterações, apenas um ligeiro aumento de F. nucleatum.
Esse resultado contradiz de certa forma as nossas conclusões de que temos a mais alta colonização de
simbiontes. Contudo, em estado de saúde periodontal ainda conseguimos encontrar a presença de agentes
patogênicos periodontais mesmo com o não estabelecimento do processo de disbiose. Ou seja, espécies que são
reconhecidas como participantes do processo infecioso que se encontram em homeostase na saúde periodontal.
Bürgers et al. (2010) [4] comparou a adesão e crescimento (in vitro) da levedura Candida albicans
em quatro tipos de implantes - Ti usinado, Ti sandblasting, Ti sandblasting e ataque ácido, e ZrO2 - e
correlacionou isso com a rugosidade e a molhabilidade.
Todos os quatro implantes mostraram ângulos de contacto hidrofílicos. A menor aderência e formação
de biofilme fúngico foram apresentados em Ti sandblasting, inversamente, proporcional aos níveis de rugosidade
que eram elevados (1,18 µm). Assim, a rugosidade da superfície não influencia tanto a formação do biofilme
fúngico.
O implante de ZrO2 não mostrou uma susceptibilidade reduzida para C. albicans. Além disso, existe
algumas informações conflituosas sobre a energia superficial, de modo que existem estudos que mostram que a
adesão de C. albicans é, diretamente, proporcional com superfícies hidrofóbicas e de baixa energia superficial
175](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-175-320.jpg)
![CAPÍTULO 15. O DESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCÔNIA: O POTENCIAL DE
BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA
[4] enquanto outros estudos apontam o contrário, ou seja, com superfícies hidrofílicas e com alta energia de
superfície [11].
Um estudo realizado por Desch et al. (2020) [8] comparou espécies presentes em implantes de titânio
e zircônia (6 h, 24 h, 3 dias e 5 dias). De 70 amostras sequenciadas (16S rRNA) S. mitis, S. oralis, S. infantis,
S. pseudopneumoniae e Streptococcus spp. OTU_2 foram identificadas como as espécies mais prevalecentes
(36%), Neisseria spp. (10%), Rothia mucilaginosa (7%), Rothia dentocariosa (5%), Haemophilus parainfluenzea
(4%) e Streptococcus sanguinis (4%).
Em comparação, ambos os biofilmes mostraram uma diferença significativa no quinto dia em relação ao
tempo do biofilme e ao substrato do implante. Os gêneros Bergeyella, Capnocytophaga e Eikenella, Bergeyella
spp. taxon oral 322, Capnocytophaga gingivalis e Capnocytophaga leadbetteri aumentam com o tempo nos
implantes de Ti e ZrO2.
No implante de Ti, os aumentos significativos foram para os gêneros Aggregatibacter, Campylobacter,
Haemophilus; espécies Eikenella corrodens, Neisseria elongata, Gemella hemolysins e G. morbillorum. Houve
uma diminuição para os gêneros Ralstonia e Rothia; e espécies R. mucilaginosa, S. mitis. Enquanto que nos
implantes de ZrO2, foram identificados aumentos significativos para C. sputigena e Porphyromonas pasteri,
enquanto uma diminuição para R. dentocariosa. Foram encontradas intermitências de prevalência e frequência
para os gêneros Lautropia e Haemophilus spp. espécies OTU 4.
Figura 15.2 – Microbiota Peri-Implantar na Superfície de Zircônia e Titânio.
a rugosidade média para o Ti é 1,59 µm enquanto que para a ZrO2 é 0,85 µm [5], os níveis de molhabilidade para
ambos os implantes são com ângulos inferiores a 90°, o que indica superfícies hidrofílicas [25]. A composição do
biofilme subgengival entre os dois implantes são semelhantes, mas a superfície de zircônia tem mais espécies
compatíveis com a saúde periodontal (complexo rosa) ([6], [8]). Adaptado de Biorender (2021).
A colonização inicial nas primeiras seis horas obteve a prevalência de Streptococcus spp. seguida de
Neisseria spp., Rothia spp., Haemophilus spp. e Abiotrophia spp. Após 24h, houve abundância de nove espécies,
sendo as principais Capnocytophaga gingivalis, C. leadbetteri, E. corrodens, G. morbillorum e N. elongata
176](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-176-320.jpg)
![CAPÍTULO 15. O DESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCÔNIA: O POTENCIAL DE
BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA
aumentou, rapidamente, nos implantes de Ti. Enquanto na ZrO2, a abundância de sete espécies aumentou,
sendo as principais C. gingivalis, C. leadbetteri, C. sputigena e P. pasteri. Não houve diferença significativa de
P. pasteri em ambos os implantes [8].
15.5 Conclusões
A partir dos principais resultados dessa revisão é possível concluir que os implantes endósseos de
zircônia são biomateriais que apresentam resultados satisfatórios na interação com o tecido ósseo, e, portanto,
boas taxas de bioatividade. Além de apresentarem boas propriedades mecânicas e estéticas e satisfazerem o
princípio da biocompatibilidade. Nesse sentido, as características topográficas dos implantes de zircônia são
muito relevantes para o potencial de bioatividade, uma vez que os tratamentos de superfície são cruciais para
respostas positivas de interação implante-ósseo. A rugosidade destes implantes é, diretamente, proporcional às
taxas de biocompatibilidade. Na mesma perspectiva, a complexidade da topografia da superfície do implante
é influente com o grau de colonização microbiana. Esse estudo não observou diferenças nas proporções do
biofilme entre a zircônia e os implantes de titânio.
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![16 DISSILICATO DE LÍTIO – EFEITO DE ADITIVOS
NA COMPOSIÇÃO DA VITROCERÂMICA DO SIS-
TEMA SiO2-LiO2
Roberto H. Monteiro1
, IME2
, ORCID 0000-0003-4506-5820;
Alessandro Brito Thomaz, IME2
, ORCID 0000-0002-1207-7190;
Ana Karine Rocha de Andrade Nattrodt,IME2
, ORCID 0000-0002-0510-3493;
Carlos Nelson Elias, IME2
, ORCID 0000-0002-7560-6926;
Claudinei dos Santos, UERJ3
, ORCID 0000-0002-9398-0639.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.601700
COMO CITAR
MONTEIRO, R. H.; THOMAZ, A. B.; NATTRODT, A. K. R. de A.; ELIAS, C. N.; dos SANTOS, C.
DISSILICATO DE LÍTIO – EFEITO DE ADITIVOS NA COMPOSIÇÃO DA VITROCERÂMICA DO
SISTEMA SiO2-LiO2. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M.
(Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 179-184.
Tópicos
16.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 181
16.2 Revisão de literatura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 181
16.3 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 183
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 184
RESUMO
Na década de 1950, o Dr. Stookey, relatou pela primeira vez uma vitrocerâmica com características
únicas, a vitrocerâmica de dissilicato de lítio, desde então este material é amplamente pesquisado e utilizado
em diversas aplicações. As cerâmicas do sistema SiO2-LiO2 possuem uma fase metaestável, o metassilicato
de lítio (Li2SiO3), e uma segunda fase, a fase estável, o dissilicato de lítio (Li2Si2O5). As vitrocerâmicas
do sistema SiO2-LiO2 são amplamente utilizada na odontologia. Nos últimos 40 anos, houve aumento pela
1 Email:robertohmonteiro@ime.eb.br
2 Instituto Militar de Engenharia
3 Universidade do Estado do Rio de Janeiro](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-180-320.jpg)
![CAPÍTULO 16. DISSILICATO DE LÍTIO – EFEITO DE ADITIVOS NA COMPOSIÇÃO DA
VITROCERÂMICA DO SISTEMA SIO2-LIO2
demanda estética do tratamento dentário por parte dos pacientes, e com isso os materiais cerâmicos e as
vitrocerâmicas passaram a ser uma opção para os tratamentos restauradores protéticos. Primeiro, com o
desenvolvimento das próteses metalocerâmicas, e posteriormente com as próteses de cerâmica pura (metal-
free). As vitrocerâmicas do sistema SiO2-LiO2 são utilizadas na odontologia devido as suas propriedades
mecânicas e estéticas. Estes materiais possuem boa resistência mecânica, boa tenacidade à fratura, resistência
à flexão, dentre outras propriedades. As cerâmicas do sistema SiO2-LiO2 utilizadas na odontologia são
materiais cerâmicos multicomponentes com a adição de diversos compostos para alterar suas características e
propriedades. Este trabalho tem como objetivo fazer uma breve revisão de literatura sobre a influência dos
principais aditivos utilizados nas vitrocerâmicas do sistema SiO2-LiO2.
Palavras-chave: Dissilicato de lítio, Vitrocerâmicas, Metassilicato de lítio, SiO2-LiO2, Aditivos
cerâmicos, Sistema SiO2-LiO2.
16.1 Introdução
Stookey [15], em 1959, estudou o sistema SiO2-LiO2 contendo apenas os dois óxidos. As cerâmicas do
sistema SiO2-LiO2 possuem uma fase metaestável, o metassilicato de lítio (Li2SiO3), e uma segunda fase, o
dissilicato de lítio (Li2Si2O5). Stookey foi capaz de controlar a processo de cristalização, gerando no final do
processo uma cerâmica com propriedades diferentes do material inicial.
Recentemente houve na odontologia uma grande demanda estética por parte dos pacientes, e com
isso o uso de materiais cerâmicos se intensificou, dentre os principais materiais utilizados e pesquisados
temos as vitrocerâmicas do sistema SiO2-LiO2, principalmente por causa das suas propriedades mecânicas
e estéticas. Atualmente, as vitrocerâmicas contém vários aditivos com o objetivo de alterar ou desenvolver
diversas características e propriedades do material [9, 18, 12, 14, 6].
No presente trabalho é apresentada uma breve revisão de literatura sobre os principais aditivos
utilizados nas vitrocerâmicas do sistema SiO2-LiO2 e suas influências nas propriedades do material.
16.2 Revisão de literatura
A adição de Al2O3 e K2O aumenta a resistência mecânica, a densificação e a estabilidade química
[18, 12, 8, 5, 11]. O aumento da densificação ocorre pois estes óxidos deslocam os pontos de transição vítrea
e o ponto de amolecimento do vidro. Quanto maior for o intervalo entre estes pontos, maior será a taxa de
sinterização e por consequência, maior será a densificação e a resistência mecânica do material. Estes óxidos
não estão associados à formação de fase, contribuindo para o aumento da resistência mecânica [5]. A adição
da Al2O3 reduz a velocidade de cristalização do vidro em 50%, uma vez que este óxido dificulta a formação
de núcleos [16].
O P2O5 e o TiO2 são adicionados atuam como agentes nucleadores dos cristais, gerando uma rede
interligada de cristais de dissilicato de lítio na matriz vítrea. Esta microestrutura aumenta a resistência
mecânica do material cerâmico [9, 18, 12, 8, 5, 11, 20].
A titânia (TiO2) tem boa dissolução em vidro fundido, mas após tratamentos térmicos subsequentes
181](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-181-320.jpg)
![CAPÍTULO 16. DISSILICATO DE LÍTIO – EFEITO DE ADITIVOS NA COMPOSIÇÃO DA
VITROCERÂMICA DO SISTEMA SIO2-LIO2
este óxido pode precipitar. Os precipitados atuam como núcleos de crescimento dos cristais, o que deixa a matriz
vítrea com uma concentração reduzida de TiO2 [4]. O TiO2 atua como agente nucleante da vitrocerâmica, mas
ao contrário do P2O5, que atua como agente nucleante heterogêneo, o TiO2 estimula a nucleação superficial
vitrocerâmica [8, 11, 13, 10, 1, 3].
O P2O5 reduz a temperatura de cristalização do metassilicato de lítio e aumenta a temperatura de
cristalização do dissilicato de lítio [4]. O P2O5 é um constituinte essencial no processo de cristalização das
vitrocerâmicas de dissilicato de lítio. O P2O5 ou o Li3PO4 formado a partir do P2O5 [10, 1] atuam como
agentes nucleantes heterogêneos. Os cristais de metassilicato de lítio crescem de forma epitaxial em tornos dos
cristais de fosfato de lítio (Li3PO4). O processo de cristalização segue três passos, conforme descrito abaixo [8,
5, 4, 13, 10, 1, 7]:
3Li2O (vidro) + P2O5 (vidro) → 2Li3PO4 (cristal)
Li2O (vidro) + SiO2 (vidro) → Li2SiO3 (cristal)
Li2SiO3 (cristal) + SiO2 (vidro) → Li2Si2O5 (cristal)
Com o aumento da temperatura do tratamento térmico, ocorre a precipitação de núcleos de Li3PO4,
que induzem a cristalização do metassilicato de lítio. A seguir, há a cristalização do dissilicato de lítio. Nem
todo o fósforo é convertido em Li3PO4. Parte do fósforo fica dispersa na porção vítrea, o que pode reduzir a
viscosidade do material, contribuindo para uma maior densificação do material [10, 17].
O processo de cristalização do metassilicato de lítio assim como do dissilicato de lítio ocorre de forma
heterogênea devido a presença do Li3PO4 na composição da vitrocerâmica. Após o processo de sinterização é
possível observar uma fase residual de Li3PO4 e uma fase principal de dissilicato de lítio [1, 17].
O tamanho das partículas de P2O5 introduzidas na composição da vitrocerâmica, tem influência na
resistência mecânica da cerâmica. Quanto menor for o tamanho das partículas, maior será o tamanho dos
cristais de dissilicato de lítio formados e maior a resistência mecânica da cerâmica [6].
A zircônia atua como agente nucleante heterogêneo no dissilicato de lítio, estimulando a nucleação
superficial vitrocerâmica [8, 11, 13, 10, 1, 3]. O ZrO2 favorece a formação de uma rede de cristais de silicatos
[9, 5, 3]. Quanto maior o teor de ZrO2, menores serão os cristais de Li2Si2O5. Pode-se alterar a composição
química da vitrocerâmica e/ou o ciclo de tratamento térmico para gerar cristais maiores, aumentando-se a
temperatura e prolongando-se o tempo na temperatura de tratamento. A presença da zircônia influencia na
translucidez da vitrocerâmica [2]. A zircônia é um agente nucleante tradicional, embora ela dificulte o processo
de cristalização, ela estimula o processo de formação da rede de cristais [4].
Ao se adicionar P2O5, ZrO2 ou TiO2 em vitrocerâmicas de dissilicato de lítio é possível observar o
aumento da temperatura de amolecimento do vidro, o que indica um aumento da rede de cristais do material,
também se observa que todos os três óxidos precipitaram, atuando no processo de cristalização.
Óxidos com baixo ponto de fusão como o ZrO2, CaO, K2O, BaO e B2O3 podem ser adicionados na
composição da vitrocerâmica para reduzir a temperatura de fusão do material [13, 19].
Vitrocerâmicas que apresentam em suas composições pequenas quantidades de óxidos do grupo de
terras raras são ideais para aplicações odontológicas. Estes elementos são utilizados em baixas concentrações
como corantes ou para fornecerem fluorescência à cerâmica, também atuam no processo de cristalização da
182](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-182-320.jpg)
![CAPÍTULO 16. DISSILICATO DE LÍTIO – EFEITO DE ADITIVOS NA COMPOSIÇÃO DA
VITROCERÂMICA DO SISTEMA SIO2-LIO2
cerâmica.
O óxido de neodímio (Nd2O5) reduz a reatividade do metassilicato de lítio com a sílica para a
formação do dissilicato de lítio, gerando cristais de dissilicato com maior volume quando comparados com
composições sem o óxido de neodímio [12].
O óxido de lantânio (La2O3) em concentrações inferiores a 3% em massa, não altera a rede cristalina
ou o processo de cristalização do material. Porém, retarda a cristalização da cerâmica, dificultando a nucleação
de cristais no material deste sistema [16, 19]. A adição do La2O3 aumenta a dureza do material, pois ele atua
como agente de infiltração na matriz vítrea da vitrocerâmica [12].
O óxido de cério (CeO) atua como agente de infiltração na matriz vítrea, aumenta a dureza do
material e auxilia na cristalização da cerâmica de dissilicato de lítio [12].
O óxido de itérbio (Yb2O3) atua como elemento de infiltração na matriz vítrea da vitrocerâmica,
auxilia no processo de cristalização da cerâmica de dissilicato de lítio e aumenta a sua dureza [12].
O óxido de vanádio (V2O5) é utilizado nas cerâmicas de dissilicato como corante. O V2O5 em
concentrações menores que 1% em massa reduz a taxa crítica de resfriamento, estimulando a formação de
vidro [5].
O óxido de cromo (Cr2O3) quando adicionado na vitrocerâmica reduz a energia de ativação do
material, aumenta a resistência à flexão e reduz a porosidade do material, quanto maior a concentração de
Cr2O3, menos porosidade o material apresenta [11].
16.3 Conclusões
Tabela 11 – Influências dos óxidos nas propriedades do dissilicato de lítio.
Resist.
mec.
Dur. Densif.
Vel. de
cristal.
Agentes
nucleadores
Temp.
de fusão
Cor.
Vol. dos
cristais
Al2O3 ↑ - ↑ ↓ - - - -
K2O ↑ - ↑ - - - - -
P2O5 ↑ - - - ↑ - - -
TiO2 ↑ - - - ↑ - - -
ZrO2 - - - - ↑ - - ↓
Óxidos com
baixo ponto
de fusão
- - - - - ↓ - -
Terras raras - - - - - - ↑ -
Nd2O5 - - - - - - - ↑
La2O3 ↑ ↑ - ↓ ↓ - - -
CeO - ↑ - ↑ - - - -
Yb2O3 - ↑ - ↑ - - - -
V2O5 - - - - - - ↑ -
Cr2O3 ↑ ↑ ↑ - - - - -
Na Tabela 11 são apresentadas as principais influências dos óxidos mais comumente utilizados em
vitrocerâmicas e suas influências nas propriedades do dissilicato de lítio, sendo elas: resistência mecânica,
183](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-183-320.jpg)
![CAPÍTULO 16. DISSILICATO DE LÍTIO – EFEITO DE ADITIVOS NA COMPOSIÇÃO DA
VITROCERÂMICA DO SISTEMA SIO2-LIO2
dureza, densificação, velocidade de cristalização, agentes nucleadores, temperatura de fusão, corantes e volume
dos cristais formados. O símbolo de (↑), significa que aumenta a propriedade, (↓) que diminui a propriedade e
(-) que não influencia na propriedade.
Agradecimentos
Agradeço à instituição de fomento CAPES e ao Instituto Militar de Engenharia pelo apoio e suporte
para a realização deste trabalho.
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plasma sintering on lithium disilicate glass-
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![17 FUNCIONALIZAÇÃO DE SUPERFÍCIES VISANDO
EFEITO BACTERICIDA A PARTIR DE FILMES PRO-
DUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO
E PRECURSORES DE ORIGEM NATURAL
Matheus da Silva Bullman1
, UFRGS2
, ORCID 0000-0002-9303-225X;
Célia de Fraga Malfatti, UFRGS2
, ORCID 0000-0002-0819-479X;
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.596280
Como citar
BULLMAN, M. da S.; MALFATTI, C. de F. FUNCIONALIZAÇÃO DE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO
BACTERICIDA A PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E
PRECURSORES DE ORIGEM NATURAL. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R.
H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil.
2023. p. 186-203.
Tópicos
17.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 188
17.2 Polimerização a plasma em baixas temperaturas . . . . . . . . . . . . . . . . . 189
17.3 Contaminação de superfícies por biofilme . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 193
17.4 Polimerização à plasma de metabólitos secundários de plantas . . . . . . . . 195
17.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 199
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 200
RESUMO
Neste artigo de revisão, é apresentado o avanço tecnológico das pesquisas sobre a funcionalização de
superfícies por polimerização à plasma a frio a partir de precursores naturais visando a aplicação bactericida.
A polimerização por plasma em baixas temperaturas é uma técnica capaz de produzir filmes finos de origem
orgânica sobre os mais diversos substratos sem alterar a integridade do material. A adesão e formação de
biofilmes em superfícies metálicas estão relacionadas a múltiplos casos de infecções em ambientes hospitalares e
1 Email:matheusws7.4@gmail.com
2 Universidade Federal do Rio Grande do Sul](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-187-320.jpg)
![CAPÍTULO 17. FUNCIONALIZAÇÃO DE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A
PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE
ORIGEM NATURAL
em contaminações na indústria alimentícia, causando sérias preocupações à saúde pública. Visando a obtenção
de revestimentos a partir de precursores naturais (eco-friendly), é necessário controlar os parâmetros de
deposição para a obtenção de uma funcionalização da superfície com características biocidas, combinando
nano texturas, distribuição de grupos funcionais, hidrofobicidade e baixos valores de rugosidade. A utilização
de precursores ecologicamente corretos é capaz de inibir colonização de bactérias do tipo gram-positiva e
gram-negativa a partir de revestimentos poliméricos de baixo custo e livres de antibióticos. Contudo, ainda é
necessário um estudo sobre as características toxicológicas de tais substâncias. No presente artigo, revisamos
de forma abrangente a produção e efeito antimicrobiano de filmes obtidos via polimerização por plasma a frio
empregando produtos metabólitos secundários de plantas.
Palavras-chave: Polimerização por plasma a frio, revestimento bactericida, precursor natural.
17.1 Introdução
É de conhecimento geral que bactérias crescem e se desenvolvem preferencialmente em superfícies,
depois de aderidas, estima-se que 90% desses microrganismos se encontrem na forma de aglomerados revestidos
por uma complexa matriz de polissacarídeos, proteínas e ácidos nucleicos, denominado de biofilme [63]. Esses
conglomerados sésseis estão relacionados ao desenvolvimento de doenças infecciosas em todo o mundo.
No ambiente hospitalar, o crescimento do biofilme está associado aos dispositivos médicos e princi-
palmente aos materiais de implantes cirúrgicos, incluindo os metálicos. Aproximadamente 80% dos casos de
Infecção de Sítio Cirúrgico (ISC) estão associadas à formação de biofilme, essas infecções causam compli-
cações à saúde do paciente restringindo sua qualidade de vida, aumentando significativamente as taxas de
mortalidade, morbidade, e também eleva os custos hospitalares para tratamento das infecções [7, 23, 74]. Na
indústria alimentícia, nos ambientes de processamento há uma grande quantidade de nutrientes disponíveis que
favorecem o crescimento do biofilme em equipamentos, embalagens, utensílios e superfícies de contato. Essa
contaminação pode causar danos à toda linha de produção através da corrosão dos equipamentos industriais,
além do alto risco de propagação de infecções alimentares, representando consequentes perdas econômicas e
prejuízos à saúde pública [46].
Bactérias do tipo gram-positivo e gram-negativo quando se encontram na forma planctônica são livres
e possuem uma rápida propagação para outros ambientes, e depois de aderidas a uma superfície, desenvolvem
uma comunidade com capacidade de resistência a antibióticos e aumento da resistência à resposta imune do
hospedeiro, sendo assim necessário a busca por tecnologias que impeçam a formação e crescimento deste tipo
de colônia.
Antigamente, extratos vegetais e óleos essenciais eram utilizados em diversos tratamentos de saúde
como agentes antivirais e anti-inflamatórios devido a sua eficiente atividade antimicrobiana [60]. Nos dias
de hoje, esses óleos naturais são utilizados em inúmeras aplicações farmacêuticas e terapêuticas, incluindo
medicamentos para resfriados, perfumes, na odontologia, como conservantes de alimentos e, recentemente,
também no campo da conservação sustentável do patrimônio cultural [33, 60, 76].
Ao longo do tempo, muitas tecnologias baseadas em plasmas foram desenvolvidas, sendo a maioria
delas fundamentadas em plasmas frios que oferecem ambientes altamente reativos que podem ser condicionados
para não gerar uma energia térmica substancial, tornando-os adequados para a realização de processos que
188](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-188-320.jpg)
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PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE
ORIGEM NATURAL
funcionalizam superfícies dos mais diversos tipos de materiais alterando a morfologia de um substrato a partir
da deposição de um filme fino, geralmente com dezenas a centenas de nanômetros de espessura, resultando em
modificações que confere propriedades que podem atuar combatendo a formação de biofilme nessas superfícies
através da distribuição de grupos funcionais, hidrofobicidade e baixos valores de rugosidade. Além disso, os
processos de plasma frios utilizam quantidades mínimas de reagentes e nenhum solvente e, portanto, são
ecologicamente corretos [18].
Utilizar recursos renováveis como precursores para o desenvolvimento de polímeros bioativos que são
capazes de minimizar a taxa de adesão bacteriana e crescimento de biofilme em instalações de saúde e na
indústria atraiu a atenção de pesquisadores ao redor do mundo. Devido ao seu arsenal terapêutico, metabólitos
secundários de plantas, como óleos essenciais e extratos de ervas, demonstraram atividades antibacterianas
poderosas em sua forma líquida e vaporizada, permitindo uma ampla aplicação [50, 52]. Com condições de
síntese apropriadas, a polimerização desses metabólitos por plasma pode ajudar a reter a funcionalidade
antimicrobiana inerente dos compostos dentro dos filmes poliméricos sólidos que apresentam um potencial
de resistir à formação de biofilmes em sua superfície. Essas propriedades tornam os óleos essenciais e seus
derivados candidatos promissores para aplicações de revestimentos bioativos.
Este artigo de revisão tem como objetivo apresentar conceitos da técnica de polimerização por plasma
frio, o funcionamento da adesão bacteriana e formação de biofilmes em superfícies, e por fim, os últimos
avanços na tecnologia de síntese de filmes finos poliméricos derivados de metabólitos secundários de plantas
para a inibição e combate a atividade microbiana.
17.2 Polimerização a plasma em baixas temperaturas
O plasma é popularmente conhecido como o quarto estado da matéria, por definição, é um gás
em elevado estado de energia contendo elétrons livres, íons, espécies neutras e fótons, sendo descrito pela
primeira vez por Irving Langmuir em 1920, enquanto trabalhava no desenvolvimento de tubos de vácuo para
a passagem de grandes correntes elétricas [69]. Na natureza, o plasma é encontrado nos raios gerados em
tempestades, estrelas e no próprio fogo, por exemplo, em muitos casos é gerado por reações exotérmicas que
fornecem energia térmica ao sistema ionizando os átomos [25, 26]. Entretanto, para fins tecnológicos a elevada
temperatura dos plasmas térmicos limita a sua aplicação.
As partículas que constituem o plasma estão em constante movimento e colidem entre si, transferindo
energia cinética umas às outras. Cada grupo de partícula é caracterizada por uma temperatura relacionada
à sua energia, onde é geralmente expressa pela unidade de Elétron-volt (eV), sendo 1 eV equivalente à
11606 K. Estes termos de energia do plasma podem ser classificados em duas classes: o plasma em equilíbrio
termodinâmico e o plasma em não-equilíbrio termodinâmico. No primeiro caso, todas as partículas são
caracterizadas por uma temperatura única, onde, Telétrons = Tneutras = Tíons. Por outro lado, em plasmas
fora do equilíbrio, a temperatura do elétron difere intensamente quando comparado às partículas mais pesadas
como os íons e espécies neutras, onde, Telétrons ≫≫ Tíons ≥ Tneutras. No plasma de não-equilíbrio, enquanto
a temperatura do elétron normalmente varia entre 1 a 10 eV, as temperaturas das demais partículas estão
próximas a temperatura ambiente, com valores de 0,025 eV (298 K) [69]. Embora a temperatura dos elétrons
seja alta, sua baixa densidade e pouca capacidade de transferir calor permitem que as superfícies ao redor do
plasma permaneçam em temperaturas relativamente baixas [6], essa propriedade de não equilíbrio se torna
189](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-189-320.jpg)
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PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE
ORIGEM NATURAL
particularmente atraente para o processamento de materiais, pois os elétrons podem induzir diversas reações
químicas sem alterar a estrutura do material através da temperatura excessiva [49].
Os processos à base de plasma de não-equilíbrio termodinâmico possuem algumas vantagens sig-
nificativas, como a baixa temperatura de operação, que permite a funcionalização de uma ampla gama de
substratos, a ausência da necessidade de solventes, tornando essas técnicas correspondentes com a busca
moderna por tecnologias ecologicamente amigáveis [69]. Outra vantagem importante desses processos é sua
versatilidade, permitindo modular as propriedades de uma determinada superfície, como por exemplo, a
morfologia, rugosidade e composição química do material depositado a partir do ajuste dos parâmetros
operacionais utilizados na síntese do material [49, 64].
A funcionalização de superfícies metálicas baseada na aplicação do plasma a em precursores orgânicos
é cada vez mais explorada no meio acadêmico, através do método de polimerização a plasma, que permite
a formação de filmes finos orgânicos sólidos e possui importantes aplicações na fabricação de superfícies
antibacterianas [9, 72], super-hidrofóbicas [32], biochips de proteínas [36], imobilização de biomoléculas para
crescimento celular [12, 19, 31] e revestimentos de liberação controlada de drogas [13, 73].
A deposição de filmes sólidos a partir de compostos orgânicos utilizando descargas elétricas não é
nova, foi relatada pela primeira vez em 1796 [69]. Desde então, esses revestimentos têm se tornado alvo de
estudos e caracterizações, sua natureza difere dos polímeros convencionais que possuem blocos de repetição
periódicos, os polímeros produzidos via polimerização a plasma são formados por uma rede aleatória de
ligações, apresentando uma densidade de reticulação significativamente maior que os polímeros convencionais
(Figura 17.1) [39, 48].
Figura 17.1 – Diferenças entre as estruturas do precursor, polímero convencional e polímero formado por
polimerização a plasma.
Fonte: Adaptado de Thiry et al. (2016) [69]
Como os elétrons são os transmissores de energia no regime do plasma, a sua magnitude e densidade
são de crucial importância para compreender os processos reativos que ocorrem na fase gasosa. A partir da
teoria cinética dos gases, a função de distribuição de energia dos elétrons pode ser aproximada através da
equação de Maxwell-Boltzmann, como ilustrado na Figura 17.2 [69]. Os elétrons presentes no sistema de
190](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-190-320.jpg)
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PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE
ORIGEM NATURAL
polimerização a plasma geralmente possuem uma energia cinética em torno de 1 a 2 eV, valores que englobam
a faixa das energias de ligações dos compostos orgânicos (Figura 17.2), assim, os elétrons excitados com alta
energia cinética colidem com as moléculas do precursor e como a sua típica distribuição energética engloba a
faixa da energia das ligações orgânicas, o precursor tem suas ligações fragmentadas [15, 26].
Figura 17.2 – Distribuição energética de Maxwell–Boltzmann dos elétrons presentes em descargas de baixa
pressão.
Fonte: Adaptado de Gerchman (2019) [28]
A primeira etapa da polimerização consiste na volatilização de um precursor orgânico em um sistema
isolado de deposição. A ativação do plasma ocorre através da fase gasosa e provoca colisões aleatórias entre
elétrons energéticos e moléculas do precursor, sucedendo a ocorrência de reações de dissociação de precursores
resultando na formação de radicais. Após a fragmentação do precursor ocorre à recombinação dos radicais
formados no plasma em uma rede de ligações cruzadas, o crescimento da cadeia polimérica envolve tanto
reações na fase gasosa quanto na superfície do material [29, 78].
O mecanismo de formação mais aceito foi proposto por Yasuda (1985) [78], e está esquematicamente
representado na Figura 17.3. Segundo ele, após a ativação do plasma ocorre à radicalização do monômero,
então dois tipos de reações de formação do filme podem ocorrer: a polimerização induzida por plasma (ciclo 1)
e polimerização no regime de plasma (ciclo 2). No ciclo 1 não ocorre a fragmentação completa das moléculas
de precursor e a cadeia polimérica é formada através da combinação de unidades moleculares reativas como
radicais livres e fragmentos em estados excitados ou ionizados. Sendo assim, é esperado que o filme possua
uma estrutura parecida com o monômero original. Quando a polimerização ocorre de forma prioritária no
regime de plasma (ciclo 2), existe a fragmentação do precursor pela colisão com elétrons excitados que gera
uma grande quantidade de espécies reativas permitindo a recombinação dos fragmentos, dando origem a novas
cadeias poliméricas [3, 14].
A composição química e grau de reticulação dos filmes finos são diretamente afetados pelos parâmetros
de deposição como a fonte de energia do plasma, potência aplicada na descarga, pressão do sistema, fluxo e
concentração do precursor e temperatura do substrato [48, 77, 78]. Além disso, alguns parâmetros geométricos
relacionados ao reator também afetam as propriedades do revestimento. Popularmente dois modelos de reatores
191](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-191-320.jpg)
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PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE
ORIGEM NATURAL
Figura 17.3 – Descrição esquemática do mecanismo de polimerização à plasma em etapas.
Fonte: Adaptada de Thiry et al. (2016) [69]
são utilizados nas pesquisas envolvendo a polimerização a plasma de compostos orgânicos, estão representados
na Figura 17.4 [27].
Figura 17.4 – Reatores de polimerização por plasma frio mais comuns utilizados na literatura. (a) Eletrodos
internos paralelos; (b) Eletrodos externos paralelos.
Fonte: Gerchman (2019) [28]
Na Figura 17.4(a) é apresentado o reator de placas paralelas internas, nesse sistema os elétrons que
possuem uma mobilidade muito maior que os íons e espécies neutras, carregam negativamente o eletrodo
metálico formando uma região próxima ao eletrodo com deficiência de elétrons e consequentemente concentrada
de íons positivos, essa região gera uma diferença de potencial que acelera os radicais em direção ao eletrodo
metálico em que a amostra se encontra, agindo como um capacitor entre o plasma e o metal, tal fenômeno é
conhecido como plasma sheath [57].
Os filmes produzidos via plasma de baixa temperatura, com uma fonte de energia alternada e em
baixa pressão são capazes de possuir uma boa estabilidade química, fortes ligações covalentes com o substrato
e alta retenção de grupos funcionais do monômero original, tornando possível ajustar através dos parâmetros
operacionais a funcionalidade química e morfologia da superfície [9].
192](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-192-320.jpg)
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PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE
ORIGEM NATURAL
17.3 Contaminação de superfícies por biofilme
Na natureza, os micro-organismos raramente vivem em colônias isoladas de uma única espécie, mas
sim em sistemas biológicos organizados em uma comunidade funcional e coordenada chamada de biofilme.
O biofilme é considerado um polímero complexo contendo uma quantidade de água correspondente a várias
vezes seu peso seco. Consistem em uma matriz feita de polissacarídeos, DNA e proteínas [41, 56]. Dentro da
comunidade de um biofilme, os micro-organismos são capazes de compartilhar nutrientes e são protegidos de
fatores danosos do ambiente, como a dissecação, antibióticos e o sistema imune corporal [70].
As células bacterianas são capazes de aderir a praticamente todos os tipos de superfícies naturais e
artificiais. Os microorganismos se movem ou são movidas do ambiente para uma superfície através e pelos
efeitos de forças físicas, como forças de atração de Van der Waals, forças gravitacionais, efeito da carga
eletrostática da superfície e interações hidrofóbicas [38].
Após de aderidas em superfícies sólidas, ocorre a fixação e o crescimento do biofilme através de um
processo de cinco etapas, sendo elas a (I) adesão reversível, (II) adesão irreversível; (III) desenvolvimento
inicial; (IV) maturação e (V) liberação das células persistentes (Figura 17.5) [53, 58, 59]. A primeira etapa
consiste na adesão das bactérias em sua forma planctônica, acontece de forma reversível e é mantida por
interações físico-químicas não específicas entre os organismos e o substrato. A segunda fase consiste na
mudança do estágio reversível para o irreversível, pois passam a produzir substâncias que serão responsáveis
pela manutenção da adesão e da camada peptídica que envolve o biofilme. Na terceira e quarta etapa há o
início da formação de microcolônias e do desenvolvimento da estrutura do biofilme maduro. A última fase
da formação do biofilme ocorre quando o ambiente não é mais favorável para sua manutenção, e consiste no
descolamento do biofilme desenvolvido em forma de células planctônicas que depois de desprendidas podem
colonizar novos ambientes, reiniciando a formação de novos biofilmes [53, 58, 63].
Um grande número de espécies de bactérias causadoras de infecções é capaz de sobreviver e se
desenvolver mesmo em locais limpos, como clínicas e hospitais. Entre esses organismos estão os do tipo
Gram-positivo Enterococcus faecalis, Candida albicans, Staphylococcus aureus, Staphylococcus epidermidis, e
Streptococcus viridans e do tipo Gram-negativo Escherichia coli, Klebsiella pneumoniae, Salmonella typhi, e
Pseudomonas aeruginosa [43]. Tais espécies representam uma ameaça considerável para a sociedade atual, por
exemplo, a espécie P. aeruginosa é um patógeno multirresistente a antibióticos, atua como um microrganismo
oportunista em hospedeiros imunocomprometidos causando infecções pulmonares agudas e crônicas que
resultam em altas taxas de morbidade e mortalidade [51]. As bactérias do gênero Salmonella causam doenças
em humanos e animais, e estão associadas a graves infecções causadas através do consumo e da ingestão de
alimentos contaminados, sendo a salmonelose uma das principais zoonoses enfrentadas pela saúde pública em
todo o mundo [20, 54]. S. aureus e S. epidermidis comprovadamente aderem com facilidade em superfícies
metálicas e formam biofilmes em implantes médicos, como parafusos e placas ortopédicas, causando a
biocorrosão e falha potencial do material [42].
Condições hidrodinâmicas, fisiológicas e ecológicas influenciam diretamente a estrutura do biofilme.
Por exemplo, a espessura média de um biofilme formado em boas condições pela espécie P. aeruginosa é
de cerca de 24 µm, enquanto para a S. epidermidis a espessura média do biofilme é relativamente maior,
apresentando 32,3 µm de espessura, em um meio propício para seu desenvolvimento o biofilme pode chegar a
7mais de 400 µm em algumas espécies [44].
193](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-193-320.jpg)
![CAPÍTULO 17. FUNCIONALIZAÇÃO DE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A
PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE
ORIGEM NATURAL
Figura 17.5 – Esquema do ciclo de vida da espécie P. aeruginosa cultivada em meio de glicose. Imagens de
microscopia de fluorescência i com aumento de 400x apresentam estágios de desenvolvimento
do biofilme. No estágio I, as bactérias planctônicas aderem a uma superfície sólida. No estágio
II, a adesão torna-se irreversível. O estágio III se inicia a fundação da microcolônia. O estágio
IV mostra a maturação e o crescimento do biofilme em santuários bacterianos tridimensionais.
No estágio V, ocorre a dispersão e as células planctônicas livres são liberadas do aglomerado de
para colonizar novos locais.
Fonte: Adaptado de Rasamiravaka et al. (2015) [59]
A eficácia da aderência dos micro-organismos a uma superfície metálica tem como base múltiplos
aspectos, como forma e tamanho da célula, a topografia do substrato e o ângulo de contato (hidrofobici-
dade/hidrofilicidade) da superfície do material. Além disso, é compreendido que bactérias aderem preferencial-
mente a superfícies mais rugosas por três razões, a presença de uma maior área de contato disponível para
fixação, proteção contra forças de cisalhamento e alterações químicas que causam interações físico-químicas
fortes com a superfície [5, 41, 61], enquanto que superfícies super lisas não favorecem a adesão bacteriana e
formação de biofilme [67].
A interação entre os micro-organismos e a superfície é influenciada diretamente pela topografia,
acredita-se que a fixação, proliferação e diferenciação das células sejam afetadas por estruturas de pico e vale
que abrangem escalas micrométricas e nanométricas [71]. Portanto, visando obter a atividade bactericida, é
importante investigar os parâmetros de rugosidade que ordenam a geometria da superfície, entre eles temos a
rugosidade média (Ra), a rugosidade quadrática média (Rq) e a rugosidade máxima (Rz). Mesmo amostras
com a composição química das superfícies idênticas podem apresentar diferentes comportamentos de adesão
celular devido a diversificadas arquiteturas e rugosidades da superfície [30]. Por exemplo, Medilanski et al.
(2002) [47], relataram em seus estudos que superfícies de aço inoxidável AISI 304 com rugosidades na escala
submicrométrica (Ra= 0,16 µm) apresentaram adesão bacteriana mínima em relação a superfícies mais ásperas,
onde a adesão bacteriana ocorreu preferencialmente ao longo dos sulcos submicrométricos, como marcas de
194](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-194-320.jpg)
![CAPÍTULO 17. FUNCIONALIZAÇÃO DE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A
PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE
ORIGEM NATURAL
lixa do acabamento superficial.
Apesar da evolução tecnológica envolvendo os antibióticos sintéticos desde a chegada da penicilina, o
uso excessivo desses medicamentos está gradualmente tornando-os ineficazes. Antigamente, extratos vegetais
e óleos essenciais eram utilizados em diversos procedimentos de tratamento anti-inflamatórios e antivirais,
devido à sua atividade antimicrobiana. Pensando em novas formas de combater o crescimento de biofilmes
em materiais metálicos uma estratégia promissora foi inspirada na bioatividade intrínseca de metabólitos
secundários de plantas através da técnica de polimerização a plasma frio desses componentes.
17.4 Polimerização à plasma de metabólitos secundários de plantas
Os óleos essenciais possuem natureza renovável, são de baixo custo, e estão disponíveis em grandes
quantidades comerciais, além disso, apresentam baixa toxicidade em comparação com outros precursores
orgânicos utilizados convencionalmente na polimerização a plasma, tais fatores os tornam apropriados para a
aplicação de materiais funcionais ecologicamente corretos [65]. Mais de 250 tipos desses óleos sintetizados
naturalmente são comercializados anualmente no mercado global, estimando um valor de mercado de 1,2
bilhão de dólares [65].
Fisiologicamente os óleos essenciais são produzidos por diferentes estruturas secretoras que podem
estar localizadas tanto em uma parte específica da planta, como nela por um todo [75]. São compostos por
misturas complexas de substâncias orgânicas voláteis e lipofílicas, geralmente possuem um odor marcante e são
líquidas em condições ambiente [24]. Essas misturas possuem uma alta gama de constituintes químicos e grupos
funcionais das mais diversas classes: hidrocarbonetos terpênicos, álcoois simples e terpênicos, aldeídos, cetonas,
fenóis, ésteres, éteres, óxidos, peróxidos, furanos e ácidos orgânicos [24, 66]. Entre eles, os terpenos são os
principais componentes estudados para a produção de filmes finos via polimerização a plasma, alguns exemplos
de terpenos são apresentados na Figura 17.6 [4, 8, 22, 28, 35, 34]. Suas ligações saturadas, insaturadas e
estruturas cíclicas oxigenadas facilitam a polimerização catiônica, atuando como um caminho para a produção
polímeros biodegradáveis [9, 69].
A polimerização a plasma frio dos grupos bioativos do 1,8-cineol foi realizada por Pegalajar-Jurado
et al. (2014) [55], em um reator do tipo de eletrodos paralelos externos. Com 20W de potência os filmes
apresentaram valores moderadamente hidrofóbicos de ângulo de contato (∼80°) que proporcionaram uma
atividade bactericida com a capacidade de reduzir a adesão de células de E. coli e S. aureus em 98% e 64%,
respectivamente, em comparação com o branco 73. No mesmo caminho, Mann e Fisher (2017) [45], avaliaram
o polímero a plasma do monômero majoritário do óleo essencial de eucalipto variando a potência aplicada na
deposição do filme (50-150W). O desempenho bactericida avaliado por porcentagem de cobertura superficial
reduziu a área do biofilme, em comparação aos controles, em 35% para E. coli e 45% para S. aureus. Estes
estudos demonstram que a quantidade de cobertura do biofilme pode estar relacionada com a hidrofobicidade
dos revestimentos, uma vez que, quando os filmes de 1,8-cineol foram produzidos com plasma em atmosfera
rica em H2O visando obter uma superfície hidrofílica, o ângulo de contato com a água diminuiu e a área de
cobertura do biofilme bacteriano aumentou, enquanto demonstrou uma diminuição da propagação do biofilme
em valores maiores de molhabilidade, Figuras 17.7 e 17.8.
Apesar de superfícies hidrofóbicas demonstrarem ser eficientes contra o crescimento do biofilme, não
195](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-195-320.jpg)
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PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE
ORIGEM NATURAL
Figura 17.6 – Estrutura química dos principais terpenos presentes em óleos essenciais.
Fonte: Gerchman (2019) [28]
é a única propriedade de superfície relevante a ser explorada. O terpinen-4-ol é um componente ativo do
óleo de melaleuca, por se tratar de um terpeno alcoólico monocíclico seu comportamento antibacteriano em
filmes produzidos por plasma foi amplamente estudado, Bazaka et al. (2011) [10], constatou que a síntese
com potências mais baixas (10W) resultam em uma conservação parcial de grupos biologicamente ativos do
precursor original devido a menor taxa de fragmentação do precursor, mesmo apresentando uma superfície
hidrofílica (62,7o
) cerca de 90% das células de S. aureus retidas no filme eram inviáveis. Quando produzidos
em maior potência (25 W), esses filmes perderam sua atividade biocida, e promoveram adesão e proliferação
das células bacterianas mesmo com valores de ângulo de contato mais elevados (67o
). Segundo os autores,
a modificação das propriedades do material pela polimerização a plasma não só alterou a morfologia da
superfície, mas também a sua composição química. O efeito combinado desses dois parâmetros pode influenciar
fortemente a magnitude da adesão e proliferação bacteriana, preservando as propriedades do material inerentes
ao substrato, como as propriedades mecânicas e físico-químicas.
Bazaka et al. (2020) [11], polimerizou via plasma frio de baixa pressão um filme fino de terpinen-4-ol
sobre quatro substratos de titânio diferentes. As amostras metálicas utilizadas neste estudo possuem topografias
de superfície distintas que foram obtidas através do tratamento de superfície via polimento químico (CMP-Ti),
polimento mecânico (MP-Ti), prensagem angular em canais com seção transversal constante (ECAP) e
ablação a laser de femtossegundo (FLA-Ti). Através das análises de caracterização das amostras revestidas
foi observado que as superfícies de titânio funcionalizadas diferiram em suas propriedades físico-químicas,
principalmente na molhabilidade e rugosidade, como por exemplo, valores de 87,3o
e Ra = 0,8 nm, Rz = 22,9
nm para o polimento químico (CMP-Ti) e 68,5o
e Ra = 41,7 nm, Rz = 310,0 nm com polimento mecânico
196](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-196-320.jpg)
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PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE
ORIGEM NATURAL
Figura 17.7 – Imagens de microscopia de fluorescência da espécie S. aureus aderidas após 24 h de incubação
a a) lâminas de vidro de controle b) controle hidrofóbico; c) polímero de plasma com pressão
e potência baixa (15 mTorr 50 W); d) polímero de plasma com pressão e potência alta (100
mTorr 100 W); (e) polímero de plasma tratado com H2O(v) em pressão e potência baixa; e (f)
polímero de plasma tratado com H2O(v) em pressão e potência alta. A coloração verde indica
bactérias viáveis, enquanto o vermelho indica as bactérias mortas.
Fonte: Mann e Fisher (2017) [45]
(MP-Ti).
À medida que a rugosidade da superfície aumentou, os revestimentos de plasma tornaram-se menos
uniformes e a sua atividade antibacteriana contra as espécies P. aeruginosa e S. aureus diminuiu. Os autores
explicam que quando o plasma reativo entra em contato com as amostras, as espécies de polímeros começam
a se depositar primeiramente nos picos topográficos na superfície do titânio, e isso pode levar à formação de
um forte campo elétrico tipo dipolo-dipolo que aumenta o fluxo de íons formados em direção à superfície.
Essa distribuição de íons resulta na deposição aleatória do polímero gerando um preenchimento gradual das
197](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-197-320.jpg)
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PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE
ORIGEM NATURAL
Figura 17.8 – Imagens de microscopia de fluorescência da espécie E.Coli aderidas após 24 h de incubação a
a) lâminas de vidro de controle b) controle hidrofóbico; c) polímero de plasma com pressão
e potência baixa (15 mTorr 50 W); d) polímero de plasma com pressão e potência alta (100
mTorr 100 W); (e) polímero de plasma tratado com H2O(v) em pressão e potência baixa; e (f)
polímero de plasma tratado com H2O(v) em pressão e potência alta. A coloração verde indica
bactérias viáveis, enquanto o vermelho indica as bactérias mortas.
Fonte: Mann e Fisher (2017)
lacunas e vazios da superfície. Assim, substratos com menor rugosidade máxima (Rz) tendem a ser mais lisos e
uniformes em sua composição química e espessura, e por esta razão tem o melhor desempenho antimicrobiano.
Além do mais, os autores constataram que a rugosidade de um material pode interferir na distribuição de
grupos funcionais ao longo da superfície funcionalizada [11].
Superfícies ricas em grupos funcionais contendo oxigênio como –OH e C=O, registraram maior
atividade anti-incrustante e biocida em comparação com polímeros mais densos em cadeias de hidrocarbonetos
198](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-198-320.jpg)
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ORIGEM NATURAL
[9, 68]. Além disso, estudos mais recentes utilizaram a polimerização por plasma simultânea de precursores
derivados de metabólitos secundários de plantas (como o óleo essencial de gerânio e o terpinen-4-ol) e
acetilacetonato de zinco através da decomposição térmica do sal, este método resultou em filmes poliméricos
orgânicos/inorgânicos mistos [37, 40]. Ambos os trabalhos demonstraram uma atividade bactericida significativa
para bactérias do tipo gram-positivo e gram-negativo, chegando a apresentar redução percentual das células
viáveis de 40% a 70% para os revestimentos polimerizados de terpinen-4-ol sozinhos, enquanto a incorporação
do componente de zinco aumentou a inibição do crescimento do biofilme para cerca de 85% [40].
Chan et al. (2016) [16], fabricaram revestimentos poliméricos resultantes da polimerização por plasma
do terpeno carvona, obtendo um filme liso e altamente reticulado que demonstrou um ótimo desempenho
antimicrobiano contra bactérias gram-negativas e gram-positivas (redução de 86% em E. coli e redução de
84% em S. aureus), outro resultado relevante encontrado pelos autores foi a ausência de efeito citotóxico para
células humanas in vitro. A Figura 17.9 demonstra claramente distorção da membrana, criação de poros e
ruptura da estrutura do biofilme ligada à superfície do revestimento a plasma de carvona em comparação com
os micro-organismos aderidos ao substrato.
Além da disponibilidade de grupos funcionais provenientes da fragmentação e recombinação obtidos
na polimerização a plasma, especulou-se que monômeros não fragmentados presos dentro do polímero durante
a deposição podem ser misturados durante a formação do polímero [9], contribuindo assim para a inibição da
formação de biofilme devido às propriedades intrínsecas dos precursores em seus estados naturais [1, 2, 17, 21,
62]. Acredita-se que, assim como o monômero natural, o agente dissolvido no polímero interferiria na parede
celular bacteriana, levando à supressão da biossíntese celular, causando a perda da integridade da membrana
e eventual morte do micro-organismo [9].
17.5 Conclusões
Compreender uma forma de preservar as características bioativas dos óleos essenciais em seu estado
natural em um filme fino é fundamental para o desenvolvimento de uma ampla gama de revestimentos
bactericidas. Os materiais poliméricos que foram obtidos a partir de precursores de origem natural, derivados
de recursos renováveis, apresentam uma alternativa favorável para a produção de materiais antimicrobianos e
biocompatíveis. A partir de propriedades que alteram as características de uma superfície e que são cruciais
no combate à formação de biofilme como a rugosidade, molhabilidade e distribuição de grupos funcionais, os
estudos apresentados neste artigo de revisão encontraram êxito em frear o desenvolvimento patógenos a partir
de uma estratégia ecologicamente amigável e de baixo custo. No entanto, informações sobre o desempenho
e estabilidade do material em longo prazo e sobre influência de condições mais agressivas requerem mais
estudos. Além disso, embora um pequeno número de estudos sistemáticos tenha demonstrado uma atividade
antimicrobiana promissora, mais pesquisas em sistemas in vivo são necessárias para que a aplicação real desses
revestimentos seja viabilizada. Se tratando de superfícies metálicas, os revestimentos obtidos via polimerização
a plasma frio de precursores naturais nesses substratos podem atuar diretamente nas áreas que mais carecem
da atividade bactericida oferecidas pelos metabólitos secundários de plantas, como na área da saúde em
biomateriais e instrumentos cirúrgicos, e na indústria alimentícia, desenvolvendo um papel como agente
limitante de diversas enfermidades que preocupam a sociedade atual.
199](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-199-320.jpg)
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ORIGEM NATURAL
Figura 17.9 – Espécies E. Coli e S. Aureus aderidas ao substrato e ao filme polimérico de carvona.
Fonte: Adaptado de Chan et al. (2016)
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![18 VIAS DE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO
AMELODENTINÁRIO: ESTRATÉGIAS E PERSPEC-
TIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS
Marvin do Nascimento1
, IME2
, ORCID 0000-0001-8010-7382;
Naiara V. Le Sénéchal, IME2
, ORCID 0000-0003-4992-5656;
Roberto H. Monteiro, IME2
, ORCID 0000-0003-4506-5820.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.597739
Como citar
do NASCIMENTO, M.;Le SÉNÉCHAL, N. V; MONTEIRO, R. H. VIAS DE BIOMINERALIZAÇÃO
DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO: ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE
TECIDOS. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.).
Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 204-218.
Tópicos
18.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 206
18.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 207
18.2.1 Fonte de dados e critérios de elegibilidade . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 207
18.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 207
18.3.1 Histologia do complexo amelodentinário . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 207
18.3.2 A composição e arranjo cristalográfico molecular do esmalte e dentina . . . . . . 209
18.3.3 Propriedades mecânicas do complexo amelodentinário . . . . . . . . . . . . . . . . 210
18.3.4 Vias de biomineralização de esmalte e dentina da engenharia de tecidos . . . . . 212
18.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 214
18.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 216
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 216
RESUMO
O complexo amelodentinário é formado pelos tecidos duros do dente, o esmalte e a dentina. O esmalte
(97% material cerâmico) é composto, principalmente, por hidroxiapatita, proteínas (amelogeninas e não
1 Email:mvnascimento@ime.eb.br
2 Instituto Militar de Engenharia](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-205-320.jpg)
![CAPÍTULO 18. VIAS DE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO:
ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS
amelogeninas) e é um tecido frágil susceptível a fratura. A dentina (70% material cerâmico) é composta de
hidroxiapatita, fibras colagenosas (tipo I) e proteínas não colagenosas, tem menor dureza e maior rigidez, resis-
tência e tenacidade do que o esmalte. Assim, foram propostas diversas estratégias para obter a regeneração dos
tecidos dentários, incluindo as tecnologias de biomateriais de terceira geração, como as técnicas biomiméticas.
O objetivo desse trabalho é apresentar as principais metodologias biomiméticas (biomateriais de terceira
geração) utilizadas na regeneração do esmalte e da dentina. Além de caracterizar as principais características
e propriedades desses tecidos. Nesse sentido, dentro das rotas que tentaram promover uma reconstituição
tecidual, se constituem por meio de classificação, dois grandes grupos: a via clássica de biomineralização (top
down) e a via não-clássica biomineralização (bottom up). A primeira foca na reconstituição tecidual a partir
da aposição dos elementos constituintes do próprio tecido (átomo a átomo e molécula a molécula), como nos
enxertos ósseos. Enquanto o segunda enfatiza o crescimento com elementos pré-mineralizantes em sentido de
partícula a partícula, assim como a utilização de grupos amorfos de fosfato de cálcio como precursores.
Palavras-chave: Biomineralização, Biomimética, Regeneração de tecidos, Tecidos dentários, Tecidos
do complexo amelodentinário.
18.1 Introdução
O complexo amelodentinário é composto por dois tecidos dentários duros, a camada mais externa, o
esmalte, e a camada subadjacente, a dentina. O esmalte, derivado do ectoderma, é o tecido mais duro do
corpo e se caracteriza por ser um tecido acelular com 97% de conteúdo mineral. Enquanto, a dentina, derivada
da crista neural, é um tecido menos duro que o esmalte, mas mais duro que o osso, e pode ser caracterizada
como o tecido dentário mais abundante que tem 70% de conteúdo mineral [19].
A composição inorgânica do esmalte e da dentina consiste, principalmente, em hidroxiapatita, não
estequiométrica, com estrutura cristalina hexagonal e fator de empacotamento de 74%. Enquanto que a porção
orgânica é constituída por proteínas. No esmalte, amelogeninas e não-amelogeninas, e na dentina, fibras
colagenosas e proteínas não colagenosas [22]. Além disso, tanto o esmalte como a dentina têm propriedades
microestruturais e anisotrópicas semelhantes. No entanto, enquanto o esmalte tem uma dureza elevada e é,
altamente, friável [44], a dentina tem uma organização mais complexa, tendo uma dureza mais baixa, alta
resiliência e alta rigidez, resistência e tenacidade, ajudando à dissipação de cargas de mastigação, evitando
assim a fratura do esmalte [18].
Diversos métodos de engenharia de tecidos têm tentado, utilizando biomateriais de terceira geração,
regenerar e/ou biomimetizar esses tecidos dentários seguindo sempre as vias da biomineralização clássica
e não clássica [46]. A primeira corresponde à aposição de elementos essenciais para regular e estabilizar a
mineralização, assim, essa via será permeada pela nucleação e logo após o seu crescimento, isso através da
redução da energia livre de Gibbs [34]. Enquanto a segunda se concentra em elementos pré-mineralizantes que
interagem com a estrutura do tecido e estimulam a produção de tecido (partícula por partícula) [27]. Nesse
sentido, análogos biomiméticos são incorporados como precursores líquidos induzidos por polímeros (PILP) de
proteínas de esmalte ou de matriz de dentina. Esses análogos biomiméticos seriam agregados com grupos de
fosfato de cálcio amorfo, e, subsequentemente, promoveriam a biomineralização [8].
Assim, o objetivo desse trabalho é apresentar as principais metodologias biomiméticas (biomateriais
206](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-206-320.jpg)
![CAPÍTULO 18. VIAS DE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO:
ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS
de terceira geração) utilizadas na regeneração do esmalte e da dentina. Além de caracterizar as principais
características e propriedades desses tecidos.
18.2 Materiais e métodos
18.2.1 Fonte de dados e critérios de elegibilidade
A pesquisa foi realizada no PubMed, LILACS, Google Scholar e Web of Science durante os últimos
20 anos, sem restrições de idiomas. Os seguintes termos foram utilizados para a pesquisa de dados: “enamel
histology”, “dentin histology”, “enamel composition”, “dentin composition”, “enamel matrix proteins”, “amelo-
genins”, “non-amelogenins”, “dentin matrix proteins”, “dentin collagenous proteins”, “non-collagenous dentin
proteins”, “enamel mechanical properties”, “dentin mechanical properties”, “biomineralization”, “classical
mineralization pathway”, “non-classical mineralization pathway”. Foram incluídos artigos que abordaram
estudos in vitro e in vivo que seguiram a via clássica ou o não-clássica. Assim como artigos e livros que
apresentavam uma descrição do tecidual, características atômicas/moleculares, cristalográficas e propriedades
biomecânicas do complexo amelodentinário. Por outro lado, foram excluídos artigos que abordavam o dente
como um todo, incluindo outras camadas de tecido para além do esmalte e da dentina, e que davam um grande
enfoque à junção amelodentinária e que não estavam, especificamente, relacionados com algumas propriedades
estruturais, histológicas, cristalográficas e mecânicas do esmalte e da dentina.
18.3 Resultados
18.3.1 Histologia do complexo amelodentinário
O esmalte, originário do ectoderma, é um tecido, maioritariamente, inorgânico que é mais superficial à
estrutura dentária e cobre, completamente, a coroa dentária; a dentina, derivada da crista neural, é um tecido
híbrido com porções orgânicas e inorgânicas, sendo mais abundante e compõe, completamente, a estrutura
dentária. Esses tecidos têm composições semelhantes, mas com especificidades e arranjos que determinarão as
características das suas propriedades [19].
O complexo amelodentinário é estruturado histologicamente em esmalte, dentina e junção ameloden-
tinária, que é a intersecção entre esmalte e dentina (Figura 18.1) [19]. O esmalte é o tecido mineral mais duro
do corpo e é segregado por ameloblastos, que são células que só existem, exclusivamente, durante o período de
formação do dente. Por conseguinte, é um tecido acelular [22]. Esse tecido tem uma conformação prismática
na direção vertical, organizando uma sequência de prismas ondulados do esmalte e regiões interprismáticas.
Cada prisma de esmalte é organizado por cristais de hidroxiapatita em fator de empacotamento máximo e
tem uma camada de revestimento orgânico (bainha do prisma) [30].
Não há diferença estrutural entre os prismas do esmalte e as regiões interprismáticas, ambos têm a
mesma composição e o mesmo fator de empacotamento, o que diferencia estas estruturas é a ordem da direção
desses prismas. A orientação dos prismas segue o longo eixo do dente, em direção longitudinal, mas ao se
aproximar das periferias, as direções assumem uma inclinação, diretamente, proporcional ao limite da camada
207](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-207-320.jpg)
![CAPÍTULO 18. VIAS DE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO:
ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS
Figura 18.1 – Representação Esquemática do Esmalte.
Fonte: Adaptado de Wojciech & Pawlina (2021) [32]
prismática [18].
Além disso, o esmalte tem uma espessura média máxima de 2,5 mm e tem como propriedade uma
dureza elevada, mas é um tecido, altamente, friável. A estrutura cristalina hexagonal tem, aproximadamente,
20 a 60 nm de largura e 30 a 90 nm de altura, e existe uma distância de, aproximadamente, 4 µm entre as
regiões prismáticas e interprismáticas [30]. Nesse sentido, a migração do esmalte para a dentina é mediada
pela junção amelodentinária, que possui uma espessura de, aproximadamente, 10 a 12 µm [18].
A dentina é o tecido mais abundante do dente, tem um contato íntimo, desde a sua formação, com
a polpa que é um tecido conjuntivo não mineralizado, altamente, vascularizado e com a presença de plexos
nervosos. Esse tecido tem uma dureza inferior a do esmalte, mas superior a do tecido ósseo. Além disso, a
dentina tem uma grande resiliência que satisfaz um comportamento elástico e evita a fratura do esmalte [19].
A organização dos cristais de dentina pode ser dividida em túbulos dentinários, dentina peritubular e dentina
intertubular (Figura 18.2).
Figura 18.2 – Representação Esquemática da Dentina.
Fonte: Adaptado de Wojciech & Pawlina (2021) [32]
Assim, os túbulos dentinários são estruturas não-retilíneas em direção tangencial/transversal que
208](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-208-320.jpg)
![CAPÍTULO 18. VIAS DE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO:
ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS
são permeadas por fluidos dentinários. Esses túbulos têm, aproximadamente, 0,5 a 1 µm diâmetro de lúmen,
enquanto perto da junção amelodentinária um tamanho de área diferente do que na região mais próxima
da polpa, 19.000 e 45.000 túbulos/mm2
, respectivamente. Enquanto que a dentina peritubular é um tecido
hipermineralizado com uma espessura de, aproximadamente, 0,7 µm perto da região amelodentinária e 0,4 µm
perto da polpa. A dentina intertubular, por outro lado, é o tecido que se encontra entre um túbulo dentinário
e outro [18].
18.3.2 A composição e arranjo cristalográfico molecular do esmalte e dentina
Os componentes do esmalte e dentina podem ser organizados em inorgânicos e orgânicos. Ambos os
tecidos têm composições inorgânicas semelhantes, mas em proporções diferentes. E as principais variações de
composição, propriamente ditas, estão nas porções orgânicas [19].
O complexo amelodentinário de composição inorgânica consiste em apatitas, sendo a principal
delas a hidroxiapatita. A hidroxiapatita estequiométrica se apresenta com uma fórmula estrutural genérica
Ca10(PO4)6(OH)2 seguindo a razão Ca/P de 1,67 com estrutura cristalina hexagonal, grupo espacial P63/m,
fator de empacotamento super compacto de 74%. No entanto, os constituintes dentários apatita não são
estequiométricos, e por isso são extremamente permeáveis com defeitos, geralmente deficientes em cálcio, de
modo que podem existir diferenças na relação Ca/P, por exemplo, no esmalte 1,63, na dentina 1,61, e no osso
1,71 [5, 35].
A célula unitária da hidroxiapatita corresponde à fórmula Ca10(PO4)6(OH)2 e a sua forma cristalina
exibe três tetraedros de agrupamentos de fosfatos coordenados com íons de cálcio formando uma estrutura
hexagonal simétrica [22]. Assim, existe ainda a possibilidade de substituições iônicas dentro dos cristais de
apatita, uma vez que as hidroxilas podem se difundir e ser substituídas por outros íons, o que caracteriza o
carácter adaptativo das apatitas biológicas [5].
Essas substituições podem gerar outras apatitas como a fluorapatita com fórmula estrutural de
Ca10(PO4)6F, na qual o íon flúor (F-
) substitui a hidroxila (OH-
). Há também a substituição da hidroxila
(OH-
) pelo íon carbonato (CO3
-2
), formando a hidroxiapatita carbonatada tipo A (CHA-tipo A), e a
substituição do grupo fosfato (PO4
-3
) pelo íon carbonato (CO3
-2
), formando a hidroxiapatita carbonatada tipo
B (CHA-tipo B). No complexo amelodentinário se encontram, principalmente, a fluorapatita e o CHA-tipo A
[35].
A porção orgânica do complexo amelodentinário será diferente tanto para o esmalte como para a
dentina. No esmalte, a matriz orgânica consiste em proteínas que compõem e fazer a ação de biomineralização
(existem ainda pequenas quantidades escassas de carboidratos e lipídios). As principais proteínas da matriz do
esmalte dentário são: as amelogeninas (90%), e as não-amelogeninas. Essas não-amelogeninas são formadas
por dois grupos: as fosfoproteínas glicosiladas ácidas (Esmelina e Tufelina) e as glicoproteínas sulfatadas
(Ameloblastina (8-10%), Amelina, Bainhalina, Amelotina, Apin) [29, 10]. Essas proteínas têm um caráter
transitório na formação do tecido de esmalte, o que torna difícil analisar os mecanismos de biomineralização
nesse tecido [24].
A composição da matriz orgânica da dentina é estabelecida por proteínas colagenosas (90%) e não
colagenosas. As proteínas colagenosas correspondem a glicoproteínas que estão dispostas em fibras colagenosas
209](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-209-320.jpg)
![CAPÍTULO 18. VIAS DE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO:
ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS
híbridas do tipo I e pequenas porcentagens dos tipos III e V. Essas fibras colagenosas têm, aproximadamente,
2,8x102
nm de comprimento e 3x106
Da e são compostas por três tipos de aminoácidos representados pela
fórmula geral [Gly-X-Y]n, na qual, para a dentina, se referem a Glycina-Prolina-Hidroxiprolina [37, 23]. Essa
unidade de tripeptídeos (Gly-Pro-Hyp) forma longas cadeias α que se associam com outras cadeias α e se
rearranjam em tripla hélice formando fibrilas colagenosas, de modo que o conjunto dessas fibrilas em bobinas
helicoidais forma as fibras colagenosas, e, consequentemente, aumenta a resistência mecânica. Assim, essas
fibrilas colagenosas de tipo I são formadas por duas cadeias de polipeptídeos α1 e uma α2, formando a tripla
hélice. Isso de modo que cada cadeia é estruturada com, aproximadamente, 1038 aminoácidos [38].
As proteínas não colagenosas (NCP) se caracterizam por uma super família de proteínas - família
SIBLING (Small Integrin-Binding Ligand, N-linked Glycoprotein) - e são compostas por: Proteína da Matriz
Dentinária 1, 2 e 3 (DMP1, DMP2, DMP2), Sialofosfoproteína Dentinária (DSPP), Fosfoglicoproteína da
Matriz Extracelular (MEPE), Osteopontina (OPN), Osteocalcina (OC), Osteonectina (ON) e Sialoproteína
Óssea (BSP). A DSPP é clivada e subdividida em: Sialoproteína Dentinária-Glicoproteína Dentinária (DSP-
DGP) e Fosfoproteína Dentinária (DPP). Assim, essas proteínas são, altamente fosforiladas, e participam no
processo de mineralização da dentina [39].
Além disso, a proteína DSPP tem sinalização autocrítica, ou seja, produz a sua própria ativação
sendo clivada em proteínas mais pequenas que fornecem e iniciam toda a cascata bioquímica da mineralização
dentina. Assim, quando a DSPP é clivada e subdividida (DSP-DGP e complexo DPP), a DPP e os outras
NCP guiam, em relação quantidade dependente do colágeno - collagen guide - o processo de mineralização da
dentina [26, 33].
Além disso, o DPP é a proteína mais abundante das NCP, tem um carácter ácido, e na sua estrutura
tem sequências repetidas de ácido aspártico (Asp) e fosfoserinas (Pse) formando sequências repetidas de
[Asp-Pse]n, [Pse-Asp-Asp]n, e [Asp-Pse-Pse]n. Assim, o seu papel na mineralização da dentina seria a sua
ligação aos átomos Ca+2
, atraindo-os, e os apresentando às fibras colagenosas que formam os cristais de
hidroxiapatita [11].
18.3.3 Propriedades mecânicas do complexo amelodentinário
Os dentes, em geral, são órgãos que têm elevada dureza e resistência mecânica. Funcionalmente, os
movimentos e cargas de mastigação podem atingir valores de, aproximadamente, 800 N. Além disso, esmalte e
dentina são tecidos que, embora façam parte do mesmo órgão, têm propriedades mecânicas específicas que
caracterizam a especificidade da sua composição [15].
Entre as propriedades mecânicas, podem se destacar, principalmente, as propriedades elásticas (como
o módulo de elasticidade, o módulo de cisalhamento e o coeficiente de Poisson), que correspondem à forma
como um material suporta uma carga e se recupera quando essa carga é removida, sem deformação; a dureza,
que corresponde a uma medida em diferentes escalas, além de mostrar a capacidade deste dente de resistir à
deformação elástica, plástica e à fratura [44].
No esmalte e na dentina, o módulo de elasticidade, também conhecido como módulo do Young,
representa a relação entre as forças normais e de cisalhamento, é, aproximadamente, 70 GPa e 18,3 GPa,
respectivamente. Ambos os tecidos têm o mesmo coeficiente de Poisson que é de 0,30 (razão entre a tensão de
210](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-210-320.jpg)
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contração transversal e a tensão de extensão longitudinal na razão entre a força de alongamento), e os valores
de densidade para cada um, respectivamente, é de 0,25g/cm3
e 0,31g/cm3
[15].
O esmalte apresenta propriedades anisotrópicas, de modo que dentro do mesmo prisma do esmalte
há diferença, na direção cabeça-caudal do módulo de elasticidade e dureza. Estas propriedades são maiores
na cabeça da haste do que na porção caudal [17]. O esmalte tem uma dureza máxima de 3,5 GPa na sua
superfície, e à medida que migra para a região amelodentinária essa dureza diminui. Assim, a média é de,
aproximadamente, 2 GPa a 2,5 GPa a uma distância de 100 µm a 600 µm da junção amelodentinária [44].
Além disso, há variações de propriedades com a idade, uma vez que com o processo de envelhecimento
o conteúdo mineral da dentina aumenta e a espessura do esmalte diminui [31]. A nanodureza e o módulo de
elasticidade que diminuem da superfície para a junção amelodentinária mantendo uma relação proporcional
com a quantidade de Ca+2
e com a direção do prisma do esmalte [17]. Nesse sentido, a relação entre a dureza
e a densidade diminui em direção do esmalte para a junção amelodentinária [13]. No entanto, esses resultados
podem ser obtidos em paralelo e na direção perpendicular. Assim, em testes de dureza, quando a direção
de indentação é paralela às hastes, a dureza é 3,9 ± 0,3 GPa e o módulo de elasticidade é 87,5 ± 4,5 GPa,
enquanto que quando a direção de indentação é perpendicular os valores mudam, respectivamente, 3,8 ± 0,4
GPa e 72,7 ± 4,5 GPa [12, 16].
A dentina apresenta semelhanças em propriedades microestruturais e anisotrópicas como esmalte,
mas tem uma organização mais complexa. Isso de modo em que não se trata apenas da conformação
dos prismas apatita na sua localização em relação à superfície da junção amelodentinária, mas existe
túbulos e direcionamento desses túbulos dentinários, e, portanto, essa morfologia é guiada pela direção das
fibras colagenosas, além de existir uma diferença de densidade da fase mineral e a localização da junção
amelodentinária à camada mais superficial em direção à polpa [4].
A dentina peritubular tem um elevado grau de mineralização e um módulo de elasticidade de,
aproximadamente, 40 ± 2 GPa, enquanto a dentina intertubular tem um baixo grau de mineralização com um
módulo de elasticidade de cerca de 17 GPa [47]. Perto da junção amelodentinária, a dentina tem uma baixa
microdureza, e à medida que se move em direção à polpa, a microdureza aumenta um pouco, e depois diminui
novamente. Portanto, entende-se que a dureza e o módulo de elasticidade da dentina são mais elevados em
região central interna da dentina (terço médio), e à medida que se avança em direção às áreas periféricas,
essas propriedades diminuem. Além disso, comparando os tipos de dentina, pode-se observar que a dureza
diminui, gradualmente, do túbulo dentinário para a dentina intertubular, o que corresponde, e é, diretamente,
proporcional, à diminuição do conteúdo mineral [16].
Em ambientes úmidos, a dentina tem características anisotrópicas e um módulo de elasticidade,
aproximadamente, 25,1 GPa perpendicular aos túbulos dentinários, enquanto que em ambientes secos, torna-se
isotrópica e o módulo de elasticidade é de 28,1 GPa. Ainda nesta perspectiva entre ambiente seco e úmido,
a dentina diminuiu o módulo de elasticidade em 35% e a dureza em 30% em ambiente hidratado. O que
caracteriza que as propriedades mecânicas da dentina dependem do ambiente [44].
Além disso, o complexo amelodentinário é um sistema muito heterogêneo, de modo que existe uma
diferença na disposição e composição das apatitas entre as camadas do tecido dentário. O esmalte tem muito
mais hidroxiapatita do que a dentina, pelo que é um tecido de elevada dureza, mas pouca ductilidade e
tenacidade, o que o caracteriza como um tecido, altamente, friável e susceptível à fratura. Assim, de forma
211](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-211-320.jpg)
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complementar, a dentina tem uma menor dureza e uma maior ductilidade e tenacidade, precisamente, para
suportar e ajudar à dissipação das cargas sobre o esmalte (cargas mastigatórias), evitando a sua fratura. Isso
explica porque existe essa diferença na composição apatita entre estas camadas de tecido [43].
18.3.4 Vias de biomineralização de esmalte e dentina da engenharia de tecidos
O processo de biomineralização in vitro e in vivo do esmalte e da dentina passou por vários en-
tendimentos e interpretações de como esses mecanismos funcionavam, e assim, várias metodologias foram
aplicadas tentando regenerar estes tecidos e/ou biomimetizá-los [14]. Essas perspectivas geraram duas vias
metodológicas de biomineralização, a clássica e a não-clássica.
A via clássica de biomineralização enfatiza a mineralização em sentido “de fora para dentro/de
cima para baixo” (topdown), uma vez que se concentra na reconstrução dos tecidos a partir da aposição
dos constituintes essenciais, geralmente peptídeos ou proteínas, que regulam e estabilizaram a mineralização
[46]. Assim, essa vertente se concentra na formação de cristais apatita a partir dos constituintes primários
correspondentes de cada tecido (Figura 18.3).
Figura 18.3 – Representação da Via Clássica de Biomineralização.
Fonte: Autores
Nesse sentido, a biomineralização começa com a nucleação dos cristais, de modo que os componentes
básicos, sob a forma de íons, átomos, ou moléculas que se agregam e formam núcleos de clusters. Assim, os
núcleos começam a crescer, proliferar e formar a estrutura tecidual [7, 28, 14]. A via clássica de cristalização
acontece através de dois processos: uma nucleação de fase sólida e logo após o seu crescimento espontâneo, em
que a força motriz da nucleação é o conjunto de redução de energia livre de Gibbs [34].
No esmalte, vários estudos in vitro descobriram que a amelogenina desempenha um papel fundamental
no controle da mineralização, orientando a nucleação, a forma e a direção dos cristais apatita. Enquanto que
na dentina, a biomineralização das fibras colagenosas foi concebida de modo em que a agregação de cristais de
apatita sobre essas fibras promovesse a mineralização. Essa metodologia foi bem sucedida, mas foi limitada
por alguns fatores, como a ausência de cristais de hidroxiapatita no tecido remanescente que pode propor um
potencial regeneração tecidual [28]. Isso além da limitação de não poder propor uma deposição intrafibrilar,
limitando-se apenas à mineralização interfibrilar [27].
Depois disso, as perspectivas mudaram e novas pesquisas começaram a investir em outra estratégia de
biomineralização em direção oposta à via clássica, uma rota "de dentro para fora/de baixo para cima"(bottom-
up) que se concentrava em elementos pré-mineralizantes que interagem com o tecido remanescente e estimulam
a produção tecidual - a via não clássica (Figura 18.4). Assim, em vez de se concentrar no crescimento através
da aposição iônica, a via não-clássica é estabelecida enfatizando a via partícula a partícula para a formação de
212](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-212-320.jpg)
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um único cristal apatita. Além disso, é um processo com um elevado nível de controle hierárquico e espacial,
no qual a biomineralização ocorre no ambiente de reação [46].
Figura 18.4 – Representação da Via Não-Clássica de Biomineralização
Fonte: Autores.
Essa via considera análogos biomiméticos da matriz do esmalte e proteínas não colagenosas da dentina
como componentes ativos que podem desempenhar o papel de “primer” no processo de biomineralização.
E sendo assim, considera fatores de pré-nucleação, em escala nanométrica, como aglomerados de cálcio e
fosfato. Esses aglomerados seriam capturados por análogos de proteínas de matriz de esmalte e/ou proteínas
não colagenosas chamados precursores líquidos induzidos por polímeros (PILP), agregando ainda mais em
nanopartículas de fosfato de cálcio amorfo (ACP). E então, o agrupamento ACP seria capaz de entrar nos
compartimentos dos tecidos e promover a biomineralização [27, 8].
Os PILPs são biomoléculas anfifílicas que possuem grupos de ácido carboxílico e promovem assim
locais ativos de interação com minerais de cálcio. Desta forma, acabam por controlar a cinética química, forma
e direção, e os polimorfismos do fosfato de cálcio [27].
A utilização de PILP surgiu com Gower (2008) [9] com um sistema biomimético para a mineralização
das fibras colagenosas do tipo I. Em que é identificada uma etapa de formação de nanopartículas atuando
como nanoprecursores amorfos (grupos ACP já foram encontrados transitoriamente no esmalte e tecido ósseo)
que poderiam atuar tomando a forma dos seus recipientes.
As características primárias da PILP consistem numa fase inicial de coalescência de gotículas
precursoras que, em vez de crescerem átomo a átomo, agregam, fluindo como um líquido ligeiramente viscoso,
partículas em crescimento. Isso significa que, em vez das nanopartículas formarem um aglomerado de várias
partículas, elas coalescem para formar uma gotícula maior até se tornarem demasiado solidificadas para
coalescerem completamente. Além disso, o progresso bem sucedido da PILP consiste em encontrar (carregados
negativamente) polímeros que estabilizam nanopartículas precursoras amorfas [9].
Assim, utilizando a metodologia biomimética PILP, Gower e colaboradores foram capazes de propor
modelos de biomineralização com várias matrizes orgânicas com carbonato de cálcio (CaCO3) e fosfato de
cálcio (Ca3(PO4)2), bem como, a biomineralização intrafibrilar de fibras colagenosas em apatitas carbonatadas.
No entanto, esses PILPs não podem ser aplicadas ao esmalte, uma vez que se trata de um tecido quase
inteiramente inorgânico, e a porção orgânica dos PILPs poderia comprometer a resistência mecânica do
esmalte [20, 9, 40].
213](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-213-320.jpg)
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18.4 Análise e discussão
A caracterização do complexo amelodentinário mostra que diferentes estruturas embrionárias podem
propor um arranjo de tecidos semelhante. Por exemplo, embora existam os mesmos cristais de hidroxiapatita
em esmalte e dentina (razão estequiométrica diferente), ambos tiveram uma origem embrionária diferente e
foram submetidos a um arranjo de tecido in natura para serem iguais e constituintes do mesmo órgão.
Assim, é possível verificar que diferentes folhetos embrionários conseguiram propor uma espécie de
“biomimetismo” do mesmo constituinte em tecidos com diferentes especificidades. A partir disto, a engenharia
de tecidos propôs, com várias estratégias, tentar mediar a reconstituição e/ou biomimetismo destes tecidos por
meios que sigam as vias de biomineralização, principalmente, a não-clássica. Para apoiar este conceito, esta
revisão determinou a caracterização do complexo amelodentinário e evidenciou os mecanismos da biomimética
do esmalte e da dentina.
Alguns pesquisadores exploraram a via não clássica da biomineralização do esmalte combinando
a indução da remineralização com análogos biomiméticos, principalmente, na estabilização da reação, e,
portanto, do composto principal. Shao et al. (2019) [36] propuseram a regeneração in vitro do esmalte
utilizando trietilamina (TEA) como estabilizador de clusters de fosfato de cálcio (álcool como solvente). Isso
a fim de formar uma camada precursora de íons de fosfato de cálcio imitando a fase amorfa cristalina da
biomineralização in natura, para induzir o crescimento de hidroxiapatita pura. Entretanto, Fang et al. (2021)
[8] estruturaram um microambiente com uma matriz de proteínas de esmalte biomimético, sendo uma delas
uma estrutura de amelogenina modificada rica em leucina (mLRAP) e outra biomimética não-amelogenina
(NAA) análoga.
Isso enquanto Elsharkawy et al. (2018) [6] fizeram uma biomineralização do esmalte mediada pela
interação ordem-desordem da elastina recombinante (ELR) (estrutura hidrofóbica (VPGIG), um segmento
com carga positiva (VPGKG) com o aminoácido lisina (K) para a ligação cruzada ELR), e assim conceberam
uma matriz supramolecular (semelhante a uma molécula compreendendo regiões intrinsecamente desordenadas
e domínios com carga negativa) associada a um análogo biometálico altamente ácido derivado de estaterina
DDDEEKFLRRRRIGRFG (SNA15).
Kwak et al. (2017) [21] elaboraram sobre a regeneração do esmalte, com base nos seus próprios
estudos anteriores, utilizando uma combinação de pirofosfato inorgânico (PPi) e peptídeo amelogenina rico
em leucina (LRAP) (um peptídeo alternativo não fosforado de 56 aminoácidos da amelogenina). O primeiro
para controlar o início e a taxa de regeneração e o segundo para regular a forma e orientação dos cristais de
hidroxiapatita.
Em relação à dentina, a investigação centrou-se em encontrar análogos biomiméticos de proteínas não
colagenosas, especialmente a DPP, para compreender os mecanismos e promover a biomineralização dentinária.
Além disso, testaram a diferença do processo de remineralização da dentina integral e desmineralizada,
e estabeleceram estratégias que poderiam promover a remineralização intrafibrilar das fibras das fibras
colagenosas.
Zhao et al. (2021) [45] conceberam a remineralização da dentina desmineralizada com ácido aspártico
(Asp) (abundante em proteínas não colagenosas) e ácido poliacrílico (PAA) (estabilizador de Asp). Foi feita
uma solução remineralizante com esses dois constituintes, explorando os mecanismos de regulação do Asp
214](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-214-320.jpg)
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promovendo a cinética de cristalização do fosfato de cálcio amorfo puro em hidroxiapatita. Além disso, o
tempo de mineralização foi reduzido de 7 para 2 dias.
Gulseren et al. (2019) [11] elaboraram um peptídeo que induz a biomineralização da dentina, isso
a fim de biomimetizar a DPP da matriz dentinária. Esse é um sistema de nanofibras que interage com as
enzimas e facilita a deposição apatita (também induzida pela adição de íons de cálcio). Essa DPP biomimética
realiza uma automontagem a partir da desfosforilação por fosfatase alcalina (ALP) (uma enzima que participa
na mineralização da matriz dentária e do osso). Assim, a matriz extracelular mineralizada foi gerada pelo
processo de gelificação, no qual as propriedades do meio mediaram as reações químicas.
Villarreal-Ramirez et al. (2017) [41], por outro lado, selecionaram o peptídeo Ace-SSDSSDSSDSSDSSD-
NH2 (P5) e a sua forma fosforilada (denominada P5P) a partir da investigação de possíveis domínios de
ligação (especificamente selecionados) de DPP em hidroxiapatita por meio de dinâmica molecular atomística.
Verificaram que o P5 era capaz de inibir o crescimento de cristais de hidroxiapatita, enquanto que o P5P era
capaz de estimular este crescimento, sugerindo assim que a fosforilação controla a mediação da biomineralização.
Isto é apoiado uma vez que a fosforilação coordena a formação transitória da estrutura secundária e terciária
dos peptídeos de DPP, que por sua vez induz o crescimento de hidroxiapatita em solução, e muito provavelmente
também em tecidos mineralizados.
Na mesma perspectiva, Chien et al. (2017) [3] descobriram que os danos dos tecidos ou a desmi-
neralização utilizando ácidos polianiônicos em vez de NCP comprometiam o processo de remineralização,
principalmente no que diz respeito às propriedades mecânicas. A partir disto, propuseram um pré-tratamento
com peptídeos anfifílicos (polímeros semelhantes a peptídeos constituídos por glicinas N-substituídas que
definiram sequências monoméricas) para melhorar a organização e biomineralização das fibras colagenosas,
para além de induzir a remineralização funcional das lesões dentinárias in vitro. Isso para que os nanocristais
apatita sejam coalescidos com o eixo c paralelo à periferia dos túbulos dentinários, e a recuperação dos tecidos
seja mantida com uma elevada resistência mecânica.
Contudo, embora haja esse sucesso de regeneração e/ou biomimética do esmalte e dentina, e em
ambos os estudos, os tecidos remineralizados apresentaram morfologia e estabilidade semelhantes à camada de
tecido natural. O grande problema continua a ser o tempo de reação para reproduzir isso in vivo em tempo
clínico. Alguns destes métodos levam dias para que a reação de biomineralização tenha lugar. Além disso, a
taxa de crescimento dos tecidos é ainda muito pequena.
Além disso, alguns pesquisadores tentaram mediar a remineralização do complexo amelodentinário
sozinhos usando bases de quitosanas. Isso para que o carboximetilquitosa peptídeo quimérico fosse capaz de
estabilizar os grupos de fosfato de cálcio amorfo, formando assim os complexos carboximetilquitosa/fosfato de
cálcio amorfo (CMC/ACP), bem como de ser processado em scaffolds por liofilização.
Xiao et al. (2017) [42] elaboraram uma solução do nanocomplexo quimérico mediado pelo peptídeo
de CMC/ACP. Esse peptídeo tem a função de orientar, organizar e ligar o ACP na superfície do esmalte
desmineralizado, além disso, pode ser mantido por muito tempo sem precipitar. Desse modo, a partir da
degradação do NaClO e da orientação dos peptídeos quiméricos, o nanoACP foi disposto e orientado antes de
se transformar em cristais apatita, e pouco depois, quando foi transformado em hidroxiapatita, foi fortemente
ligado à superfície do esmalte.
Isso enquanto, Chen et al. (2015) [2] utilizavam os mesmos nanocomplexos CMC/ACP mas num
215](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-215-320.jpg)
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ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS
modelo de cárie profunda em dentina desmineralizada, contudo com uma base biomimética simulando o efeito
estabilizador do DMP1 no ACP. Assim, a partir de scaffolds, as nanopartículas de ACP são libertadas dos
nanocomplexos CMC/ACP dissolvidos, permeando as frilas colagenosas através das zonas de fenda, realizando
a biomineralização intrafibrilar das fibras colagenosas.
Considerando que Muşat et al. (2021) [25] associaram quitosana com agarose num hidrogel à base de
biopolímero. Neste sentido, a partir deste biopolímero realizaram a remineralização biomimética da superfície
do esmalte desmineralizado (condicionada a ácido) durante a imersão em saliva artificial, de 4 a 10 dias, com
ou sem flúor (grupo de controle).
Campodoni et al. (2020) [1] conceberam scaffolds híbridos semelhantes às características físico-
químicas dos tecidos mineralizados naturais. Nesse sentido, tentaram promover a nucleação de nanocristais
de hidroxiapatita de magnésio (MgHA) na matriz de gelatina (Gel) gerando flocos híbridos (Gel/MgHA)
(proporção 20:80/tamanho 50-70 µm). O Gel/MgHA foi homogeneizado com uma mistura polimérica de
quitosana e Gel para obter uma estrutura polimérica porosa 3D (MgHA 40:60), e depois caracterizado por
uma estrutura porosa alinhada tal como obtida por um processo de liofilização controlado.
De toda esta investigação experimental, pode-se ver que os cristais de esmalte e dentina recentemente
formados estavam quase bem organizados e equipados com fortes propriedades mecânicas.
18.5 Conclusões
Nesse trabalho, as estruturas histológicas e cristalográficas do esmalte e da dentina foram apresentadas
em ligação com os mecanismos biomiméticos do complexo amelodentinário. Assim, tanto em relação à
composição como em relação às propriedades mecânicas. Entre as vias de biomineralização, a não-clássica
é ainda a estratégia mais eficiente, uma vez que considera que os tecidos dentários não possuem células ou
a capacidade de promover a regeneração a nível celular. No entanto, mesmo com todos esses resultados da
engenharia de tecidos, é ainda necessário mais investigações, uma vez que a quantidade de tecido que pode ser
remineralizada é ainda muito limitada. Além disso, o tempo necessário para promover esta biomineralização
está longe de ser reprodutível no tempo de aplicação clínica.
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![19 ESTUDO DA INCORPORAÇÃO DE MARAVILHA
CURATIVA EM MATRIZES DE POLICAPROLAC-
TONA E QUITOSANA
Raquel de Souza Ribeiro1
, UFRRJ2
, ORCID 0000-0003-2178-2868;
Talita Goulart da Silva, UFRRJ2
, ORCID 0000-0001-8170-5528;
Luciara da Silva, UFRRJ2
, ORCID 0000-0002-3882-7471;
Ester Costa de Almeida, UFRRJ2
, ORCID 0000-0002-2446-1173;
Roberta Helena Mendonça, UFRRJ2
, ORCID 0000-0003-1034-7027.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598420
Como citar
RIBEIRO, R. de S.; da SILVA, T. G.; da SILVA, L.; de ALMEIDA, E. C.; MENDONÇA, R. H. ESTUDO
DA INCORPORAÇÃO DE MARAVILHA CURATIVA EM MATRIZES DE POLICAPROLACTONA E
QUITOSANA. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.).
Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 219-229.
Tópicos
19.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 221
19.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 222
19.2.1 Preparo das amostras de PCL e Quitosana . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 222
19.2.2 Variação de massa das matrizes em Maravilha Curativa . . . . . . . . . . . . . . . 223
19.2.2.1 Variação de massa das matrizes sob temperatura ambiente em Maravilha Curativa . . 223
19.2.2.2 Variação de massa das matrizes a quente em Maravilha Curativa . . . . . . . . . . . . 224
19.2.3 Espectrometria de infravermelho com transformada de Fourier (FTIR) . . . . . 224
19.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 224
19.3.1 Produção das matrizes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 224
19.3.2 Estudo da variação de massa das amostras . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 225
19.3.2.1 Variação de massa das matrizes sob temperatura ambiente em Maravilha Curativa . . 225
19.3.2.2 Variação de massa das matrizes a quente em Maravilha Curativa . . . . . . . . . . . . 226
19.3.3 Espectrometria de infravermelho com Transformada de Fourier (FTIR) . . . . . 227
1 Email:raquel.rib@outlook.com
2 Universidade Federal Rural do Rio de Janeiro](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-220-320.jpg)
![CAPÍTULO 19. ESTUDO DA INCORPORAÇÃO DE MARAVILHA CURATIVA EM MATRIZES DE
POLICAPROLACTONA E QUITOSANA
19.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 228
19.4.1 Produção das matrizes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 228
19.4.2 Estudo da variação de massa das amostras . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 228
19.4.2.1 Variação de massa das matrizes sob temperatura ambiente em Maravilha Curativa . . 228
19.4.2.2 Variação de massa das matrizes a quente em Maravilha Curativa . . . . . . . . . . . . 228
19.4.3 Espectrometria de infravermelho com Transformada de Fourier (FTIR) . . . . . 228
19.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 229
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 229
RESUMO
A Engenharia Tecidual é um campo de inovação promissor, o qual busca novas alternativas para
o tratamento de tecidos danificados por doença, lesão ou trauma. Este trabalho tem por objetivo produzir
matrizes de Policaprolactona (PCL) e Quitosana, em diferentes proporções mássicas, e analisar a incorporação
do fármaco Maravilha Curativa do DrHumphrey’s, sob diferentes temperaturas. Assim, a pesquisa visa, além
de potencializar a absorção de fármaco das matrizes, ser o estudo inicial da criação de um biopolímero
biocompatível capaz de absorver e liberar fármacos para uso futuro no âmbito da Engenharia de Tecidos
Ósseos. Neste ensaio, as matrizes produzidas, através de metodologia própria, foram imersas no fármaco
citado sob temperatura ambiente e a 50 °C, e as análises realizadas foram Variação de Massa e Espectroscopia
na Região do Infravermelho por Transformada de Fourier (FTIR). Os resultados mostram que as amostras
com maior porcentagem de quitosona tendem a melhor incorporarem o fármaco. No entanto, a metodologia
adotada para confecção das matrizes não garantiu as proporções mássicas estipuladas inicialmente. Além
disso, é possível observar que o carreamento a quente fora mais bem sucedido do que o feito sob temperatura
ambiente, aumentando a capacidade de absorção das amostras testadas, apesar de não demonstrarem grandes
variações.
Palavras-chave: engenharia de tecidos, biopolímero, incorporação de fármacos.
19.1 Introdução
A Engenharia Tecidual é uma inovação confiável, a qual combate lesões teciduais ao mesmo tempo
que reproduz o microambiente fisiológico. Ao revolucionar a medicina tradicional, a Engenharia de Tecidos
possui atualmente pesquisas relacionadas a construção de transportadores para liberação de fármacos,
acompanhamento de doenças e até substituição de órgãos [10, 15].
No âmbito da liberação de fármacos, já fora comprovado que dois fatores são importantes para a
melhor entrega de medicamentos: a liberação controlada e a eficiência da segmentação. Ambos podem ser
alcançados com a escolha do material transportador. Esta decisão é a melhor forma para minimizar efeitos
colaterais e garantir uma alta concentração do fármaco na área a ser tratada [4, 7].
A quitosana é um polímero natural excelente para este tipo de aplicação. Este material além de
possuir alta biocompatibilidade e biodegradabilidade, apresenta naturalmente boa adesão mucosa. Ademais,
dispõe de grupos funcionais que facilitam modificações químicas, detém atividade antibacteriana, apresenta
221](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-221-320.jpg)
![CAPÍTULO 19. ESTUDO DA INCORPORAÇÃO DE MARAVILHA CURATIVA EM MATRIZES DE
POLICAPROLACTONA E QUITOSANA
capacidade de absorção e ação antioxidante. No entanto, este polímero demonstra baixa solubilidade em PH
neutro ou alcalino [1, 3, 7].
O polímero sintético policaprolactona, PCL, é amplamente utilizado na área biomédica, incluindo
sistemas de liberação de fármacos. Isto se deve a sua compatibilidade com uma grande variedade de ingredientes
farmacêuticos. Além disso, o poliéster possui degradação lenta, a facilidade de fabricação, baixo custo e fácil
manipulação pela sua baixa temperatura de melting (Tm) [4, 16].
A mistura destes dois polímeros pode ser observada em trabalhos como os de Deng, Gould, Ali (2021)
[4]; Johari, et al. (2021) [7] e Soares (2022) [12]. Segundo Johari (2021) [7], esta combinação pode ser feita de
forma mecânica ou química, ao ligar os grupos funcionais dos dois polímeros. O presente trabalho, através de
metodologia própria, irá aquecer o PCL em solução de quitosana para que facilite a junção mecânica dos
mesmos.
A Hamamelis Virginiana conhecida como “Witch Hazel” é uma pequena árvore da família Hamameli-
daceae, originada na América do Norte. Na sua casca e folha estão presentes os taninos hamamelitaninos e
proantatocianidinas, juntamente com alguns polifenóis e ácido gálico. Ambos, casca e folhas, são utilizados para
a obtenção do extrato e do destilado desta planta que possui propriedades antioxidante e anti-inflamatória. Por
este motivo, as aplicações desta planta medicinal abrangem desde o tratamento de distúrbios gastrointestinais,
hemorroidas e doenças de pele (queimaduras leves, acnes e inflamações) até a indústria de cosméticos, estando
presentes em loções, cremes e tônicos capilares [11, 2].
Este trabalho tem por objetivos produzir matrizes de PCL e quitosana através de uma nova me-
todologia, realizar o estudo da incorporação do fármaco Maravilha Curativa (Hamamelis Virginiana), sob
temperaturas diferentes, e compreender a influência da proporção mássica e da temperatura na capacidade
de absorção das amostras. É um estudo que almeja ser a pesquisa inicial para o desenvolvimento de um
biopolímero biocompatível a ser utilizado na Engenharia Tecidual.
Cabe pontuar por fim que este ensaio fora realizado em paralelo com o trabalho descrito no artigo
publicado de Ribeiro et al. (2022) [13].
19.2 Materiais e métodos
19.2.1 Preparo das amostras de PCL e Quitosana
No preparo das matrizes foram utilizadas PCL em esferas, (Capa 6500, com peso molecular médio
50,000g/mol), e Quitosana em pó, de baixo peso molecular. A pesagem dos materiais fora realizada fazendo uso
de vidro relógio e de balança analítica. Além disso, os filmes foram produzidos de acordo com as proporções
mássicas da Tabela 12, visando analisar a capacidade da quitosana de aprimorar a capacidade de absorção
dos materiais formados.
A Figura 19.1 descreve o processo desenvolvido e empregado neste trabalho. Todas as amostras foram
realizadas em triplicatas.
Vale ressaltar que o tempo de aquecimento foi o suficiente para alcançar a temperatura de amolecimento
do PCL, deixando o material no ponto de “melting”. Além disso, no preparo das amostras de PCL puro
222](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-222-320.jpg)
![CAPÍTULO 19. ESTUDO DA INCORPORAÇÃO DE MARAVILHA CURATIVA EM MATRIZES DE
POLICAPROLACTONA E QUITOSANA
19.4 Análise e discussão
19.4.1 Produção das matrizes
Apesar da diferença de coloração entre as matrizes observada na Figura 19.4, o aumento da presença
de quitosana no filme, na Figura 19.3, deve-se a proporção de quitosana na solução, da cor amarelo, a qual
mesmo depois do estágio de modelagem da “massa” continuou presente no béquer. Isto significa que as
proporções mássicas previamente estipuladas não puderam ser garantidas.
19.4.2 Estudo da variação de massa das amostras
19.4.2.1 Variação de massa das matrizes sob temperatura ambiente em Maravilha Curativa
Como mostrado na Figura 19.5, é possível pontuar que dentre os resultados, a maior VM (%) foi
obtida na amostra com proporção 50/50 de PCL/Quitosana e a VM (%) decresce conforme a porcentagem de
quitosana na matriz diminui, até que o menor resultado fora do filme de PCL puro, reforçando a hipótese da
influência da quitosana neste processo.
19.4.2.2 Variação de massa das matrizes a quente em Maravilha Curativa
A partir da análise da Figura 19.6, cabe ressaltar que em comparação com o processo a temperatura
ambiente, não há grandes variações na VM(%), como podia ser esperado. Entretanto, ainda assim, alcançou-se
melhores resultados e de inchamento, com exceção da matriz de PCL puro.
19.4.3 Espectrometria de infravermelho com Transformada de Fourier (FTIR)
A Tabela 13 [9, 8] mostra as vibrações características da quitosana.
Tabela 13 – Bandas no FTIR para a Quitosana.
Bandas (cm-1
) Atribuição
1024, 1064 e 1150 Deformação axial do C–O da ligação éter
1380 Deformação angular simétrica do CH3
1412 Deformação angular –CH2
1599 Deformação angular N–H da amida II
1640 Deformação axial de C=O (amida I)
2871 e 2931 Deformação axial de C–H do CH2 e CH3
3312 Deformação axial de 0–H e N–H
Na Figura 19.7, pode-se averiguar que entre 3000 cm-1
e 3600 cm-1
, onde se observaria uma mudança
em função da presença do grupo –NH da quitosana, visto em alguns casos na literatura [17], não ocorreu. Tal
como a deformação axial de C=O do grupo amida, observada entre 1600 cm-1
e 1650 cm-1
, também referente
a quitosana, não apresentou novas quedas, como observado em outro estudo [14]. Estes fatos, também podem
ser observados em algumas pesquisas [6, 5, 18], comprovando a capacidade do PCL de encapsular a quitosana,
impedindo verificar a interação dos dois polímeros em análises de FTIR.
228](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-228-320.jpg)
![CAPÍTULO 19. ESTUDO DA INCORPORAÇÃO DE MARAVILHA CURATIVA EM MATRIZES DE
POLICAPROLACTONA E QUITOSANA
19.5 Conclusões
No estudo, foi possível observar que a metodologia empregada para a confecção das matrizes,
infelizmente não garantiu as proporções mássicas estipuladas. Além disso, na análise de FTIR, não foi possível
observar as interações entre os dois polímeros utilizados, PCL e Quitosana.
Por fim, a incorporação do fármaco fora bem-sucedida e através do estudo da variação de massa, foi
possível comprovar que o inchamento a quente potencializa a capacidade de absorção das matrizes produzidas,
obtendo melhores resultados comparados a incorporação sob temperatura ambiente realizada. Cabe também
pontuar que resultados ainda melhores, com maiores variações de massa em ambas temperaturas, foram
obtidos em Ribeiro, et al. (2022) [13], no qual utilizou-se o fármaco Tintura de Arnica.
Agradecimentos
O presente trabalho foi realizado com apoio da Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível
Superior - Brasil (CAPES) - Código de Financiamento 001 e da Rede NanoSaúde.
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caprolactone/chitosan and acrylic acid grafted
polycaprolactone/chitosan”. Em: Polymer 46.1
(2005), pp. 147–155.
[18] Micheli Zanetti et al. “Encapsulation of geranyl
cinnamate in polycaprolactone nanoparticles”.
Em: Materials Science and Engineering: C 97
(2019), pp. 198–207.
230](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-230-320.jpg)
![20 AVALIAÇÃO IN VIVO DA MEMBRANA DE POLI
(ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO GLICÓLICO) (PLGA)
ASSOCIADA AO FOSFATO DE CÁLCIO NO POTEN-
CIAL INFLAMATÓRIO: ESTUDO MORFOLÓGICO
E HISTOMORFOMÉTRICO
Rafael Coutinho Carrijo1
, SLMandic2
, ORCID 0000-0001-7331-018X;
Joviniano M. O. Júnior, SLMandic2
, ORCID 0000-0002-6516-1038;
Pedro G. Montagner, SLMandic2
, ORCID 0000-0002-7836-7131;
Elizabeth F. Martinez, SLMandic2
, ORCID 0000-0002-4991-1185.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598450
Como citar
CARRIJO, R. C.; JUNIOR, J. M. O.; MONTAGNER, P. G.; MARTINEZ, E. F. AVALIAÇÃO IN VIVO
DA MEMBRANA DE POLI (ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO GLICÓLICO) (PLGA) ASSOCIADA AO
FOSFATO DE CÁLCIO NO POTENCIAL INFLAMATÓRIO: ESTUDO MORFOLÓGICO E
HISTOMORFOMÉTRICO. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B.
M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 230-240.
Tópicos
20.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 232
20.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 234
20.2.1 Apreciação ética . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 234
20.2.2 Grupos amostrais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 234
20.2.3 Avaliação morfológica (microscopia eletrônica de varredura) das membranas . . 234
20.2.4 Avaliação do pH em solução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 234
20.2.5 Procedimentos cirúrgicos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 235
20.2.6 Processamento histológico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 235
20.2.7 Análise estatística . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 236
1 Email:corcrj@gmail.com
2 Universidades São Leopoldo Mandic](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-231-320.jpg)
![CAPÍTULO 20. AVALIAÇÃO IN VIVO DA MEMBRANA DE POLI (ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO
GLICÓLICO) (PLGA) ASSOCIADA AO FOSFATO DE CÁLCIO NO POTENCIAL INFLAMATÓRIO:
ESTUDO MORFOLÓGICO E HISTOMORFOMÉTRICO
As propriedades desejáveis dos biomateriais, quando utilizados em procedimentos de regeneração óssea
associado à colocação de implantes, sujeitos a cargas mastigatórias são: biocompatibilidade, osteogenicidade,
osteocondução e/ou osteoindução no processo de cicatrização, homeostasia dos tecidos peri-implantares,
completa ausência de antigenicidade, atuar como arcabouço para crescimento tecidual e substituição por
tecido ósseo neoformado.
Dentre os substitutos ósseos utilizados, os enxertos de origem autógena são considerado o “padrão ouro”
em termos de potencial osteogênico para enxertia de tecido duro, mas eles apresentam algumas desvantagens,
tais como disponibilidade limitada, morbidade da área doadora e tendência a reabsorção parcial.
A fim de evitar intervenções cirúrgicas adicionais, o que aumenta a morbidade e possíveis inconvenientes
ao paciente, o uso de substitutos ósseos de origem humana, bovina e sintética têm sido amplamente empregados
[8], [6].
Outras categorias de materiais que são os aloplásticos, categorizados como produtos sintéticos e
biocompatíveis. Estão disponíveis com grande variedade no mercado como biomateriais cerâmicos, polímeros e
compósitos. A hidroxiapatita sintética (HA) estão entre os biomateriais preferenciais para neoformação óssea
promovendo a função de substitutos ósseos. A HA cerâmica e porosa apresenta capacidade de integrar-se ao
leito receptor, sendo osteocondutora e apresentando êxito na reconstrução de defeitos ósseos nas áreas médica
e odontológica.
Outro material aloplástico utilizado tem na sua composição química as cerâmicas de fosfato de
cálcio, sendo estas empregadas como substitutos ósseos no reparo de defeitos, sendo o beta-tricálcio fosfato
(β-TCP) um dos primeiros a ser utilizado na reparação óssea [8] [11]. O β-TCP é um material biocompatível
e reabsorvível, e seu mecanismo de formação óssea é por meio da osteocondução.
Vale ressaltar outro tipo de biomaterial amplamente associado, são as membranas para regeneração
óssea guiada (ROG), sendo que a primeira membrana sintetizada, consistia em um componente que não era
clinicamente viável, mas serviu para estabelecer o conceito de ROG [9]. Posteriormente, foram estabelecidas
algumas características básicas para que a membrana se tornasse clinicamente viável, devendo ser feita de
um material biocompatível, porém apenas poucos biomateriais são completamente inertes, sendo assim, as
membranas não devem promover sensibilização imunológica ou induzir uma resposta inflamatória que possa
interferir no processo de regeneração que comprometa os resultados clínicos. As membranas devem impedir a
migração de células epiteliais e do tecido conjuntivo e promover a troca de nutrientes do tecido conjuntivo
para o defeito ósseo.
As membranas não reabsorvíveis são consideradas as barreiras padrão-ouro para a regeneração tecidual
guiada (RTG) e a principal membrana não reabsorvível é o politetrafluoretileno expandido de alta densidade
(e-PTFE), que pode ser reforçado ou não com titânio [10]. As membranas reabsorvíveis consistem em uma
barreira natural ou sintética que é gradualmente degradada. As membranas naturais são feitas de colágeno
reticulado de origem suína ou bovina. Dentre as membranas sintéticas, destacam-se as de ácidos polilático ou
copolímeros de ácido polilático e ácido poliglicólico, consideradas biocompatíveis e gradualmente reabsorvidas
pelo organismo.
O poli (ácido lático-co-ácido glicólico) (PLGA) é um copolímero bioreabsorvível, que quando degra-
dadas in situ, formam subprodutos de dióxido de carbono e água. Devido às suas características químicas são
passíveis de incorporação de componente inorgânicos como fosfato de cálcio, sendo considerado uma alternativa
233](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-233-320.jpg)
![CAPÍTULO 20. AVALIAÇÃO IN VIVO DA MEMBRANA DE POLI (ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO
GLICÓLICO) (PLGA) ASSOCIADA AO FOSFATO DE CÁLCIO NO POTENCIAL INFLAMATÓRIO:
ESTUDO MORFOLÓGICO E HISTOMORFOMÉTRICO
promissora, uma vez que estimula o recrutamento de células mesenquimais indiferenciadas, auxiliando na
osteogênese [1].
Assim, tendo em vista o processo de manufatura de membranas, estudo objetivou avaliar, em
modelo animal, a capacidade de uma membrana aloplástica de PLGA incorporada com fosfato de cálcio, em
estimular processo inflamatório, em defeitos ósseos críticos em calvárias de ratos, associando os achados com
características morfológicas das membranas.
20.2 Materiais e métodos
20.2.1 Apreciação ética
Este estudo foi submetido à Comissão de Ética no Uso de Animais da Faculdade São Leopoldo Mandic
(CEUA SLMandic), e obteve a aprovação na reunião feita em 24/05/2018, sob o Protocolo nº 2018/20.
20.2.2 Grupos amostrais
Foram utilizados 2 tipos de membranas reabsorvíveis, uma composta de poli (ácido lático-co-ácido
glicólico, PLGA) associadas ao biomaterial composto de fosfato de cálcio, disponibilizada comercialmente pela
empresa FGM (Joinville, SC, Brasil) e outra de colágeno de origem porcina (colágeno I e III) não reticulada,
a BioGide® (Geistlich, Wolhusen, Suíça).
Para os ensaios de caracterização morfológica, utilizou-se fragmentos de 4X4mm (n=3, para cada
membrana). Para os ensaios de avaliação do pH, utilizou-se fragmentos de 5X5mm (n=9 para cada membrana),
e após mantidos em solução para obter a proporção de 0,2g/mL, conforme normativas da ISO (International
Organization for Standardization) 10993:11 (2017). Esse tamanho da amostra proporciona poder do teste de
0,80 (β=0,20), com tamanho de efeito f=1,05, com nível de significância de 0,05 (α=0,05). Os cálculos foram
realizados com auxílio do programa Gpower.
20.2.3 Avaliação morfológica (microscopia eletrônica de varredura) das membranas
A análise da topografia da superfície das membranas estudadas foi realizada por meio de Microscópio
Eletrônico de Varredura com fontes de emissão de campo (FEG ZEISS modelo Auriga e FEI SEM Magellan
400L), empregando elétrons secundários acelerados a 5 kV em alto vácuo, com metalização das amostras com
um filme condutor de ouro de aproximadamente 20 nm.
20.2.4 Avaliação do pH em solução
Para avaliação dos níveis de pH das membranas presentes em solução, os corpos de prova foram
mantidos em tampão PBS, em pH 7,0. Seguindo a normativa ISO 10993:11 (2017), foi utilizado 0,2 g/ml de
material para este ensaio, sendo estes mantidos em estufa a 37 °C.
234](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-234-320.jpg)
![CAPÍTULO 20. AVALIAÇÃO IN VIVO DA MEMBRANA DE POLI (ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO
GLICÓLICO) (PLGA) ASSOCIADA AO FOSFATO DE CÁLCIO NO POTENCIAL INFLAMATÓRIO:
ESTUDO MORFOLÓGICO E HISTOMORFOMÉTRICO
20.4 Discussão
Com a introdução das membranas de ROG a partir da década de 80 e os avanços tecnológicos em
engenharia tecidual, nota-se uma busca incessante por um material ideal que proporcione uma neoformação
óssea previsível, pouca reação inflamatória e biocompatiblidade nos tecidos circunjacentes [9].
Alguns materiais aloplásticos têm surgido no mercado como alternativa aos biomateriais de origem
xenogênica ou alogênica, uma vez que estudos têm evidenciado certo potencial imunogênico, mesmo após
muito tempo do procedimento de utilização dos mesmos em procedimentos cirúrgicos odontológicos[7].
Materiais de origem sintética contendo materiais inorgânicos como a hidroxiapatita e fosfato de cálcio
têm sido uma opção, devido ao potencial osteogênico atribuído a este composto, sendo ideal para mediar
migração, adesão celular e formação de núcleos de mineralização com as fibrilas de colágeno e acaba atuando
como um mediador da ligação da fase inorgânica do osso com as fibrilas da fase orgânica. Apesar de seu aceite
amplo no uso clínico, a sua eficácia é debatida na literatura principalmente associada ao intenso processo
inflamatório e à grande quantidade de material remanescente.
Neste contexto, no presente estudo, foram avaliados os aspectos morfológicos da topografia das
membranas, bem como seus efeitos sobre o processo inflamatório durante o reparo de defeitos críticos em
cálvarias de ratos.
Um dos primeiros polímeros aprovado em aplicações biomédicas foi o poli(d, l-ácido lático) (PDLLA).
No entanto, estes materiais apresentam uma taxa de degradação lenta, podendo o período de degradação ser
superior a 10 meses, o que limita seu uso em procedimentos teciduais e ósseos guiados. A fim de regular a
taxa de degradação e hidrofilicidade do ácido poli-L-láctico (PLA), incorporou-se componentes glicolídeos
sintetizando copolímeros de poli(lactídeo-co-glicolídeo) (PLGA), permitindo assim a degradação mais rápida
nas cadeias de PLA.
O PLGA é aprovado para uso em aplicações biomédicas devido à sua boa biocompatibilidade e
biodegradabilidade. No estudo observou-se em microscopia de varredura a característica bifásica com presença
de pequenos poros e uma rede de fibras interligadas, permeadas por estruturas arredondadas do material
inorgânico de fosfato de cálcio. De fato, para uso em engenharia tecidual, as membranas devem criar um
ambiente permissivo para adesão e crescimento celular em uma organização tridimensional [4], possibilitando
a perfusão nutrientes e crescimento celular.
Estudo de Billiar et al. (2001) [2] evidência a maior resistência ao tracionamento da membrana
PCL/PLGA quando comparada ao Bio-Gide®, que é mais hidrofílica. Entretanto, é importante considerar a
análise futura de resistência a tração e rasgamento da membrana, uma vez que as propriedades físico-químicas
estão entre os fatores mais importantes que influenciam a performance do material in vivo, causando respostas
biológicas significantemente diferentes.
Outro importante fator a ser considerado é o tempo de degradação do material. O PLGA apresenta
tempo de degradação mais rápido, o que o torna um material interessante para uso em procedimentos que
requerem reparação tecidual. Entretanto, degrada-se por hidrólise produzindo dois subprodutos monoméricos,
o ácido lático e o ácido glicólico. Esses dois monômeros em condições fisiológicas normais são subprodutos de
várias vias metabólicas no corpo. O ácido lático é metabolizado no ciclo do ácido tricarboxílico e eliminado
via dióxido de carbono e água. O ácido glicólico é metabolizado da mesma forma e também excretado pelos
239](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-239-320.jpg)
![CAPÍTULO 20. AVALIAÇÃO IN VIVO DA MEMBRANA DE POLI (ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO
GLICÓLICO) (PLGA) ASSOCIADA AO FOSFATO DE CÁLCIO NO POTENCIAL INFLAMATÓRIO:
ESTUDO MORFOLÓGICO E HISTOMORFOMÉTRICO
rins [12]. Como o corpo pode metabolizar os dois monômeros, há toxicidade sistêmica mínima associada ao
uso de PLGA para aplicações de biomateriais.
No presente estudo, o pH da solução contendo a membrana de PLGA foi significativamente maior
quando comparado a membrana colagênica. Apesar da degradação ácida do PLGA reduzir o pH local criando
um ambiente autocatalítico [5], o fosfato de cálcio presente nas fibras de PLGA tamponaram e elevaram o pH,
caracterizado por um aumento lento e gradual no teor de cálcio, e consequentemente, promovendo aumento
de pH para valores mais alcalinos [3].
Estes resultados suportam a presença de infiltrado inflamatório moderado a intenso, tipicamente
linfocitário observado histologicamente quando utilizada a membrana PLGA nos defeitos críticos, bem como,
presença de células gigantes fagocíticas, após 90 dias de análise. De fato, os enxertos sintéticos continuam
tendo limitações, principalmente relacionadas à resposta imune e reação a corpo estranho, com intenso
processo inflamatório. Apesar desta limitação, foi observado o mesmo padrão de potencial de inflamação para
a membrana Bio-Gide, com sucesso comprovado em procedimentos de regeneração tecidual, o que de fato, não
limita o uso da membrana sintética eletrofiada. Estudos adicionais para identificar o potencial osteogênico
da membrana são necessários, de forma a elucidar o seu comportamento biológico quando utilizados em
procedimentos de regeneração óssea guiada. Won et al. (2016) apontam um uso futuro personalizado de
manufatura de membranas de PLGA usando a tecnologia de impressão tridimensional de forma rápida e
econômica, para gerar diversas formas, espessuras, tamanhos e geometria de poros, com função de carreadores
de antibióticos, fatores de crescimento ou taxia celular, a partir de dados de tomografia computadorizada.
Portanto, os resultados do presente estudo evidenciaram a possibilidade de eletrofiar membrana de
PLGA incorporada ao fosfato de cálcio. Apesar do pH mais elevado quando degradada em solução in vitro,
apresentou potencial de indução de inflamação semelhante à Bio-Gide, sendo, portanto, como alternativa
aloplástica para o manejo de situações clínicas que exijam seu uso em comparação com os materiais atualmente
disponíveis no mercado.
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a critical bone defect after implanta-
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tricalcium phosphate/calcium pyrophosphate-
and phosphate bioactive glass”. Em: Cerâmica
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240](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-240-320.jpg)
![CAPÍTULO 20. AVALIAÇÃO IN VIVO DA MEMBRANA DE POLI (ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO
GLICÓLICO) (PLGA) ASSOCIADA AO FOSFATO DE CÁLCIO NO POTENCIAL INFLAMATÓRIO:
ESTUDO MORFOLÓGICO E HISTOMORFOMÉTRICO
phosphate (β-TCP) and enhances the role as
a bone regeneration scaffold. Experimental ani-
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in rats”. Em: Dental materials journal 28.5
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[12] Banu S Zolnik e Diane J Burgess. “Effect of
acidic pH on PLGA microsphere degradation
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241](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-241-320.jpg)
![21 AVALIAÇÃO DO EFEITO DA INCORPORAÇÃO DA
CERA DE CARNAÚBA EM FILMES BIOPOLIMÉRI-
COS: UMA REVISÃO SISTEMÁTICA
Luíza Schmitz1
, UFSC2
, ORCID 0000-0002-2113-0619;
Orestes Estevam Alarcon, UFSC2
, ORCID 0000-0003-1235-8993.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598558
Como citar
SCHMITZ, L.; ALARCON, D. S. AVALIAÇÃO DO EFEITO DA INCORPORAÇÃO DA CERA DE
CARNAÚBA EM FILMES BIOPOLIMÉRICOS: UMA REVISÃO SISTEMÁTICA. In: ELIAS, C. N.;
NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos
Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 241-249.
Tópicos
21.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 243
21.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 244
21.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 244
21.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 248
21.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 248
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 249
RESUMO
A mitigação dos problemas relacionados aos resíduos de embalagens plásticas se faz necessária e, por
isso, embalagens de biopolímeros têm ganhado destaque. Os biopolímeros são alternativas mais sustentáveis
do que os polímeros sintéticos utilizados atualmente, porém, embora seja uma possível solução para a redução
da poluição plástica, um fator limitante para sua utilização nesse mercado é sua alta hidrofilicidade. Uma
promissora solução para a aprimorar as propriedades de barreira ao vapor de água de filmes de biopolímeros
pode estar nas folhas da palmeira Copernicia Cerifera. A cera de carnaúba presente nessas folhas é composta
majoritariamente por uma mistura de ácidos graxos e álcoois de cadeia longa, que conferem a ela propriedades
como o alto poder de hidrofobização. O presente artigo tem como hipótese que a incorporação de cera de
1 Email:email@email.com.br
2 Universidade Federal de Santa Catarina](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-242-320.jpg)
![CAPÍTULO 21. AVALIAÇÃO DO EFEITO DA INCORPORAÇÃO DA CERA DE CARNAÚBA EM
FILMES BIOPOLIMÉRICOS: UMA REVISÃO SISTEMÁTICA
carnaúba em filmes de biopolímeros pode aprimorar as propriedades de barreira ao vapor de água dos filmes,
e consequentemente, ser uma alternativa sustentável à indústria de embalagens alimentícias. Para testar essa
hipótese, este trabalho avaliou o efeito da incorporação da cera de carnaúba em filmes biopoliméricos, nas
características mecânicas de resistência à tração, módulo de elasticidade e deformação na ruptura, e nas
características físicas de solubilidade e permeabilidade ao vapor de água. Para tal, uma revisão sistemática
da literatura foi realizada usando as bases de dados Scopus e Google Acadêmico, com as frases de busca
“TITLE(Carnauba wax) AND TITLE(films) AND film AND barrier AND “Carnauba wax” -composite”
e “Intitle:“Carnauba wax” intitle:“films” film barrier carnauba wax -composite” respectivamente. Foram
incluídos na análise artigos originais escritos em inglês e português e publicados entre 1998 e 2022. As strings
utilizadas nas bases de dados Google Acadêmico e Scopus retornaram 3 e 13 artigos, respectivamente. Todos
os artigos encontrados estão de acordo com os critérios de inclusão. Como principais resultados, a incorporação
da cera de carnaúba reduziu a solubilidade de seis de oito dos filmes dos artigos estudados, comprovando o
efeito hidrofóbico da cera sobre os filmes. Esse efeito foi atribuído à insolubilidade da cera e a possível ligação
dela com as matrizes poliméricas, reduzindo o volume livre entre as cadeias e consequentemente gerando uma
estrutura mais coesa e com menos poros. Além da solubilidade, a redução da permeabilidade ao vapor de
água também foi observada. Essa análise indica o grande potencial de aumento da hidrofobicidade com a
incorporação da cera de carnaúba em filmes, objetivo deste trabalho. Não obstante, os efeitos mecânicos sobre
os filmes foram majoritariamente inconclusivos, uma vez que há divergências significativas entre os artigos.
Palavras-chave: Cera de Carnaúba, Biopolímeros, Hidrofobicidade.
21.1 Introdução
A tecnologia de embalagens para alimentos está respondendo à demanda resultante do aumento
populacional e crescimento do ramo de entrega de comida pela internet [9, 18]. De acordo com a European
Bioplastics, o uso de biopolímeros em embalagens ocupou 48% do mercado global de biopolímeros, maior área
de aplicação em 2021 [3]. Filmes de biopolímeros têm recebido atenção no setor de embalagens de alimentos
não só por serem mais sustentáveis do que polímeros sintéticos, mas também devido às suas propriedades de
barreira nas trocas gasosas e da manutenção da integridade dos produtos alimentícios [16].
Entretanto, filmes baseados em biopolímeros possuem baixa propriedade de barreira à água, que
limita suas aplicações, principalmente na indústria de alimentos [7]. Revestimentos poliméricos podem ser
utilizados para o aumento da hidrofobicidade de filmes, como o polietileno de baixa densidade, entretanto,
além de serem resistentes a biodegradação, sua permeabilidade ao vapor de água é, em alguns casos, maior do
que para revestimentos utilizados na indústria alimentícia [8, 6, 19]. Alguns revestimentos utilizados para
o aumento da hidrofobicidade no campo de alimentos são óleos vegetais, cera de abelha, de candelila e de
carnaúba.
A cera de carnaúba é obtida por meio do pó extraído das folhas da palmeira brasileira, a Copernicia
cerifera, e é composta majoritariamente por uma mistura de ácidos graxos e álcoois de cadeia longa [20]. Não
obstante, segundo a Food and Drug Administration (FDA), ela é considerada uma substância geralmente
reconhecida como segura (GRAS), ou seja, seu uso em alimentos é seguro para o consumo [4]. Cerca de 55%
das ceras de origem vegetal comercializadas a nível mundial são oriundas da carnaubeira, produzida apenas
em território brasileiro. Possui representatividade econômica regional, pois é produzida apenas no Nordeste e
243](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-243-320.jpg)
![CAPÍTULO 21. AVALIAÇÃO DO EFEITO DA INCORPORAÇÃO DA CERA DE CARNAÚBA EM
FILMES BIOPOLIMÉRICOS: UMA REVISÃO SISTEMÁTICA
representatividade nacional, pois participa entre os principais produtos da pauta de exportações brasileiras, se
destacando frente a outras ceras pelo volume de recursos gerados [1].
Dada a demanda crescente de embalagens de alimentos apresentada por Ncube et al. (2021) [9] e Tyagi
et al. (2021) [18], fica evidente a busca por soluções para esse mercado ser mais sustentável. Portanto, este
presente trabalho tem como hipótese que a incorporação da cera de carnaúba em filmes de biopolímeros pode
ser uma alternativa sustentável à indústria de embalagens alimentícias. Para testar essa hipótese, este trabalho
pretende avaliar o efeito da incorporação da cera de carnaúba em filmes biopoliméricos, nas características
mecânicas de resistência à tração, módulo de elasticidade e deformação na ruptura, e nas características físicas
de solubilidade e permeabilidade ao vapor de água, visando o aumento da hidrofobicidade e manutenção das
propriedades mecânicas para a possibilidade de aplicação no campo de embalagens flexíveis.
21.2 Materiais e métodos
Uma revisão sistemática da literatura foi realizada usando as bases de dados Scopus e Google
Acadêmico. Foram incluídos na análise artigos originais escritos em inglês e português e publicados entre 1998
e 2022. As strings de busca utilizadas são descritas na Quadro 21.1.
Quadro 21.1 – Strings para a seleção de estudos primários.
Base de Dados String Adaptada
Google Acadêmico
Intitle:“Carnauba wax” intitle“film” film barrier carnauba
wax -composite
Scopus
TITLE(Carnauba wax) AND TITLE(films) AND film AND barrier AND
“Carnauba wax” -composite
Fonte: Autores (2022)
Os critérios de exclusão de estudos primários são apresentados na Quadro 29.
Quadro 21.2 – Critérios para a exclusão de estudos primários.
Critério Descrição do Critério de Exclusão de Estudos Primários
CE1 Artigos de revisão
CE2 Data de publicação anterior a 1998
CE3 Artigos fora do escopo do trabalho
Fonte: Autores (2022)
21.3 Resultados
As strings utilizadas nas bases de dados Google Acadêmico e Scopus retornaram três e treze artigos,
respectivamente. Todos os artigos encontrados estão de acordo com os critérios de inclusão. Três artigos estão
presentes em ambas as bases de dados, então treze artigos foram analisados no total.
Por meio da revisão sistemática dos artigos, foram buscadas evidências dos efeitos da cera de carnaúba
nas propriedades de solubilidade em água, permeabilidade ao vapor de água e propriedades mecânicas de
filmes de biopolímeros. Na Tabela 16 são apresentados os principais resultados da incorporação da cera de
244](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-244-320.jpg)
![CAPÍTULO 21. AVALIAÇÃO DO EFEITO DA INCORPORAÇÃO DA CERA DE CARNAÚBA EM
FILMES BIOPOLIMÉRICOS: UMA REVISÃO SISTEMÁTICA
Tabela 19 – Melhores resultados da incorporação da cera de carnaúba na propriedade de deformação na
ruptura dos filmes. (Fonte: Autores (2022))
Autores
Deformação na ruptura
do filme controle (%)
Melhor resultado da deformação
na ruptura com cera de carnaúba (%)
Galus et al. (2020) 142. 0 ± 31.3 63.7 ± 19.5
Santos et al. (2014) 5.53 41.29
Chiumarelli; Hubinger (2014) 17.673 ± 0.342 24.217 ± 1.704
Weller; Gennadios; Saraiva (1998) 130.2 ± 6.9 167.9 ± 9.1
Xavier et al. (2020) 10,31 ± 5,44 14,67 ± 4,22
Rodrigues et al. (2014) 76.89 ± 5.26 136.25 ± 8.28
Talens; Krochta (2005) - -
Oliveira Filho et al. (2020) 119.0 ± 4.3 246.4 ± 30.5
Oliveira Filho et al. (2021) 247.5 ± 32.8 133.2 ± 61.9
Romani et al. (2020) 28.2 ± 3.4 26.3 ± 1.1
Haruna; Wang; Pang (2019) - -
Zhang; Simpson; Dumont (2018) 360 ± 10 350 ± 10
Santos et al. (2017) - -
Tabela 20 – Melhores resultados da incorporação da cera de carnaúba na propriedade de Módulo de Young
dos filmes.
Autores
Módulo de Young
do filme controle (MPa)
Melhor resultado do Módulo de
Young com cera de carnaúba (MPa)
Galus et al. (2020) 0.26 ± 0.06 0.71 ± 0.15
Santos et al. (2014) 15.16 5.30
Chiumarelli; Hubinger (2014) 0.197 ± 0.019 0.077 ± 0.007
Weller; Gennadios; Saraiva (1998) - -
Xavier et al. (2020) 0,0016 ± 0,0007 0,0015 ± 0,0004
Rodrigues et al. (2014) 53.97 ± 2.24 24.10 ± 1.98
Talens; Krochta (2005) 41 ± 4 124 ± 29
Oliveira Filho et al. (2020) - -
Oliveira Filho et al. (2021) - -
Romani et al. (2020) - -
Haruna; Wang; Pang (2019) - -
Zhang; Simpson; Dumont (2018) 3.3 ± 0.4 3.2 ± 0.9
Santos et al. (2017) [14] - -
Fonte: Autores (2022)
247](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-247-320.jpg)
![CAPÍTULO 21. AVALIAÇÃO DO EFEITO DA INCORPORAÇÃO DA CERA DE CARNAÚBA EM
FILMES BIOPOLIMÉRICOS: UMA REVISÃO SISTEMÁTICA
21.4 Análise e discussão
A incorporação da cera de carnaúba reduziu a solubilidade de seis de oito dos filmes dos artigos
estudados, comprovando o efeito hidrofóbico da cera sobre os filmes. Esse efeito é atribuído à insolubilidade
da cera devido às longas cadeias de hidrocarbonetos e a possível ligação da cera com as matrizes poliméricas,
reduzindo o volume livre entre as cadeias e, consequentemente, gerando uma estrutura mais coesa e com
menos poros [5]. Além da solubilidade, a redução da permeabilidade ao vapor de água também foi observada
nos artigos, comprovando o benefício da cera sobre as propriedades de barreira dos filmes estudados. Segundo
Weller; Gennadios; Saraiva (1998) [19], Chiumarelli; Hubinger (2014) [2], Santos et al. (2014) [15], Galus et
al. (2020) [5] e Xavier et al. (2020) [20] esse efeito da cera de carnaúba está relacionado com a redução do
volume livre entre as cadeias poliméricas, dificultando a permeabilidade de moléculas de água e mantendo a
integridade da estrutura polimérica.
A incorporação da cera de carnaúba teve um efeito majoritariamente de acréscimo da resistência à
tração dos filmes. Os autores que observaram o aumento dessa propriedade atribuíram às ligações formadas
pela cera com a matriz polimérica [2, 19, 20, 17, 10]. Já o oposto foi atribuído à fragilidade da cera e à
imiscibilidade entre a cera e a matriz, promovendo descontinuidades nos filmes, reduzindo a resistência à
tração [21, 13, 15]. Outros fatores além da cera também estão relacionados com as propriedades mecânicas,
como as diferentes matrizes poliméricas, agentes plastificantes e os métodos de produção dos filmes.
Os filmes contendo cera de carnaúba obtiveram maior deformação na ruptura, em comparação com
os filmes controle, em cinco dos artigos, sob justificativa do efeito plastificante de óleos, de plastificantes
como glicerol e de emulsificantes como Tween-80 adicionados aos filmes juntos com a cera [15, 2, 19, 12, 11].
Nos outros dois artigos restantes ela foi reduzida devido à fragilidade da cera e dos pontos de tensão que os
aglomerados de cera promoveram [5, 10].
O efeito da cera sobre a propriedade de módulo de Young dos filmes foi inconclusivo, pois dois
resultados não são significativos, dois aumentaram essa propriedade e três reduziram. A redução dessa
propriedade pode estar atrelado ao efeito plastificante, gerado pela descontinuidade dos lipídios ao longo do
filme [12]. Entretanto, o aumento dessa propriedade pode estar relacionado à dureza da cera de carnaúba,
pela presença de ésteres de ácidos graxos insaturados hidroxilados com cerca de doze átomos de carbono na
cadeia [17].
21.5 Conclusões
Em suma, destaca-se o aprimoramento da barreira à permeabilidade ao vapor de água e a redução
da solubilidade dos filmes com a incorporação da cera de carnaúba. Esse resultado, discutido na revisão
sistemática, indica o grande potencial da incorporação da cera de carnaúba em filmes biopoliméricos para
aplicações na indústria de embalagens. Embora sua influência nas propriedades mecânicas seja inconclusiva
devido a presença de agentes plastificantes, os aglomerados, poros e descontinuidades nas matrizes poliméricas
causados pela cera de carnaúba podem refletir na diminuição da resistência à tração e da deformação na
ruptura dos filmes.
248](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-248-320.jpg)
![CAPÍTULO 21. AVALIAÇÃO DO EFEITO DA INCORPORAÇÃO DA CERA DE CARNAÚBA EM
FILMES BIOPOLIMÉRICOS: UMA REVISÃO SISTEMÁTICA
Agradecimentos
Ao Programa de Pós-Graduação em Ciência e Engenharia de Materiais da Universidade Federal de
Santa Catarina e à CAPES.
Referências
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249](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-249-320.jpg)
![CAPÍTULO 21. AVALIAÇÃO DO EFEITO DA INCORPORAÇÃO DA CERA DE CARNAÚBA EM
FILMES BIOPOLIMÉRICOS: UMA REVISÃO SISTEMÁTICA
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250](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-250-320.jpg)
![22 AVALIAÇÃO MORFOLÓGICA DE NANO-CRISTAIS
DE CELULOSE PARA POSTERIOR INCORPORA-
ÇÃO EM HIDROGÉIS PARA APLICAÇÕES BIOMÉ-
DICAS
Lara Soares Dias dos Santos1
, UFVJM2
, ORCID 0000-0003-4694-2557;
Nathália da Cunha Silva, UFVJM2
, ORCID 0000-0003-2779-0535;
Jordane S. Rodrigues, UFVJM2
, ORCID 0000-0001-8848-8597;
Jhonatan F. B. Vasquez, Trinity College Dublin3
, ORCID 0000-0002-7267-6590;
Aislan E. Paiva, Trinity College Dublin3
, ORCID 0000-0003-2231-0360;
Fernanda G. L. M. Borsagli, UFVJM2
, ORCID 0000-0002-0202-2452.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.581238
Como citar
dos SANTOS, L. S. D.; SILVA, N. da C.; RODRIGUES, J. S.; VASQUEZ, J. F. B.; PAIVA, A. E.;BORSAGLI,
F. G. L. M. AVALIAÇÃO MORFOLÓGICA DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA POSTERIOR
INCORPORAÇÃO EM HIDROGÉIS PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT,
A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]:
EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 251-255.
Tópicos
22.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 253
22.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 254
22.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 254
22.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 255
22.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 255
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 256
1 Email: lara.soares@ufvjm.edu.br
2 Universidade Federal Vales do Jequitinhonha e Mucurí
3 AMBER/School of Chemistry, Trinity College-Dublin](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-252-320.jpg)
![CAPÍTULO 22. AVALIAÇÃO MORFOLÓGICA DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA
POSTERIOR INCORPORAÇÃO EM HIDROGÉIS PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS
RESUMO
Os hidrogéis são materiais que têm a capacidade de adsorver grandes quantidades de água, devido a
presença de grupos hidrofílicos em sua composição. Desse modo, a incorporação de nano-cristais de celulose é
uma alternativa interessante, visto que os nano-cristais possuem características interessantes como atividade
antimicrobiana. Assim, as fibras naturais são uma alternativa viável para se extrair esses nano-cristais, uma
vez que as fibras são abundantes e sustentáveis, pois irão agredir menos o meio ambiente. Neste trabalho em
específico, utilizou-se a fibra da Ceiba speciosa, conhecida como Paneira rosa, abundante em boa parte do
território brasileiro, no cerrado. Essa fibra apresenta características de ser unicelular, de morfologia não torcida,
e formato liso e cilíndrico. Além disso, é uma fibra inutilizada, pois ela tem como papel espalhar a semente
da paneira. Neste trabalho foi realizada a produção de nano-cristais de celulose a partir da fibra da Ceiba
speciosa para aplicações biomédicas, inicialmente foi feito o pré-tratamento com duas rotas químicas distintas,
com ácido sulfúrico e ácido clorídrico em diferentes proporções, para posterior extração, após realizou-se a
caracterização dos nano-cristais de celulose por MEV. Os resultados apresentaram a formação de nano-cristais
aciculares de tamanho de 30 nm, sugerindo ser uma nova fonte de matéria-prima de celulose para a produção
de nano- cristais para aplicações biomédicas.
Palavras-chave: Hidrogéis, Nanocristais de celulose, Calotropis procera.
22.1 Introdução
A evolução dos materiais sempre foi algo primordial na vida dos seres humanos, visto que são úteis
na melhoria da qualidade de vida, principalmente aqueles relacionados a área da saúde. Nesse sentido, pode-se
perceber o desenvolvimento de curativos, implantes, medicamentos, próteses, dentre outros.
Na área da saúde, há o interesse em materiais com propriedades relevantes tais como a engenharia de
tecidos. Esses materiais são chamados de biomateriais, os quais podem ser naturais ou sintéticos e, quando
está em contato com o sistema biológico é capaz de reparar ou substituir tecido, órgão ou função no organismo.
Dentro da variedade dos biomateriais, encontram-se os hidrogéis. Os hidrogéis são redes poliméricas
tridimensionais com capacidade para adsorver grande quantidade de água, além de fluidos biológicos. A
capacidade de adsorção se deve a presença de grupos químicos como –OH, –CONH, –CONH2 e –SO3H na
estrutura formada pelo polímero, em alguns casos, essa adsorção pode chegar até 90% (m/m) [1]. Dessa forma,
o que compromete a adsorção de água são a hidrofilicidade das cadeias poliméricas e a densidade do agente
reticulante [2].
Os hidrogéis podem ser obtidos a partir de fontes naturais ou sintéticas. Um exemplo de hidrogéis
naturais são as gelatinas, já os sintéticos para a produção de hidrogéis, são a quitosana, o poli (óxido de
etileno), poli (álcool vinílico) e a polivinilpirrolidona (PVP) [5]. Devido a variedade de tipos de hidrogéis, é
possível obter múltiplas aplicações. Os hidrogéis têm aplicação em regeneração epitelial, lentes de contato,
odontologia, implantes, liberação de fármacos e oftalmologia, dentre outros.
Uma alternativa nesses hidrogéis, é a incorporação de nano-cristais de celulose. Sendo considerado
um material inovador, os nano-cristais de celulose são encontrados nas fibras dos domínios cristalinos, possui
de 5 a 20 nm de largura e 100 a 500 nm de comprimento.
253](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-253-320.jpg)
![CAPÍTULO 22. AVALIAÇÃO MORFOLÓGICA DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA
POSTERIOR INCORPORAÇÃO EM HIDROGÉIS PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS
Nesse contexto, utilizar fibras naturais vem se tornando promissor devido aos benefícios como serem
de fonte renovável, disponibilidade, boa abrasividade e biodegradável. A Paneira rosa, espécie de planta
pertencente à família da Malvaceae, encontrada em boa parte do território brasileiro, especialmente na Região
Sudeste, é uma planta com potencial para se extrair tal material inovador. Sua fibra conhecida como Ceiba
speciosa, possui formato cilíndrico, oco com um lúmen, distinguindo-se de outras fibras por apresentar leveza
por apresentar cerca de 80 % de porosidade [4] [3].
Nesse enfoque, o presente trabalho teve como objetivo sintetizar nano-cristais de celulose a partir da
fibra da Ceiba speciosa, avaliando seu potencial para incorporação com o hidrogel.
22.2 Materiais e métodos
Os materiais e reagentes utilizados foram ácido acético (37 %), hidróxido de sódio (98,83 %), peróxido
de hidrogênio (98,5 %). A fibra da Ceiba speciosa foi utilizada para extração, em todas as soluções foi utilizada
água deionizada a temperatura ambiente. As amostras da fibra foram obtidas no cerrado da região Norte de
Minas Gerais, na cidade de Janaúba e armazenadas em um recipiente plástico para posterior utilização. Para
a etapa de pré- tratamento utilizou-se 1 g da fibra, a fibra foi lavada várias vezes com água deionizada e seca
em estufa a 40 °C. Após, as fibras foram imersas em solução de NaOH (2 % em peso) e deixadas sob agitação
durante 3 horas em temperatura ambiente. Depois, acrescentou-se à fibra 46,5 mL de ácido acético com 150
µL de ácido clorídrico em 3,5 mL de água deionizada sob agitação por 3 horas em temperatura ambiente. A
extração dos nano-cristais de celulose foi obtida através de dois métodos adaptados. No primeiro, as fibras
foram acrescidas de uma solução de ácido sulfúrico 63 % em peso sob agitação por 1 hora. Após, a solução foi
acrescida 300 mL de água gelada e a solução foi centrifugada várias vezes, retirando-se o sobrenadante. Então
a solução foi dialisada e guardada em geladeira para posterior uso e caraterização. Na segunda metodologia, as
fibras pré-tratadas foram imersas em uma solução de 20,4 mL de ácido sulfúrico, acrescido de 14,4 mL de ácido
clorídrico e 25,2 mL de água deionizada sob agitação por 1 hora. Após, 300 mL de água deionizada gelada foi
adicionado ao processo para finalizar a hidrólise. Por fim, a solução foi centrifugada várias vezes, retirando-se
o sobrenadante. Então a solução foi dialisada e guardada em geladeira para posterior uso e caracterização.
A caracterização morfológica dos nano-cristais foi realizada utilizando-se a Microscopia Eletrônica de
Varredura (MEV), em equipamento (SEM, FEI-FEG-FIB- QUANTA 3D) acoplado com espectroscópio de
dispersão de energia (EDX, EDAX Bruker), com resolução de 0,8 nm. A princípio, a amostra foi metalizada
com uma fina camada de carbono (30 nm) e as imagens foram obtidas pelo método de elétrons secundários,
com ampliações de 350x na área superficial. A distribuição de diâmetro e comprimento do CNC obtido foi
analisada usando o software Image J.
22.3 Resultados
Os resultados apresentados pelo MEV são mostrados na Figura 22.1.
254](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-254-320.jpg)
![CAPÍTULO 22. AVALIAÇÃO MORFOLÓGICA DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA
POSTERIOR INCORPORAÇÃO EM HIDROGÉIS PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS
Referências
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![23 HIDROGÉIS COM INCORPORAÇÃO DE NANO-
CRISTAIS DE CELULOSE PARA APLICAÇÃO NA
ENGENHARIA DE TECIDO
Nathália da Cunha Silva1
, UFVJM2
, ORCID 0000-0003-2779-0535;
Lara Soares Dias dos Santos, UFVJM2
, ORCID 0000-0003-4694-2557;
Jordane Silva Rodrigues, UFVJM2
, ORCID 0000-0001-8848-8597;
Fernanda G. L. Medeiros Borsagli, UFVJM2
, ORCID 0000-0002-0202-2452.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.586797
Como citar
SILVA, N. da C.; dos SANTOS, L. S. D.; RODRIGUES, J. S.; BORSAGLI, F. G. L. M. HIDROGÉIS
COM INCORPORAÇÃO DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA APLICAÇÃO NA ENGENHARIA
DE TECIDO. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.).
Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 256-263.
Tópicos
23.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 258
23.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 259
23.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 259
23.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 262
23.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 263
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 263
RESUMO
Nos últimos anos, a nanotecnologia levou a avanços científicos e tecnológicos significativos em diversos
campos do conhecimento, especificamente na área farmacêutica. As nanopartículas têm múltiplas aplicações
em diversos ramos da ciência devido suas propriedades físicas, químicas e biológicas únicas que são essenciais
para o desenvolvimento de novos sistemas de liberação de fármacos de forma sustentável representando uma
abordagem muito promissora para o tratamento eficaz de uma gama variada doenças. Nesse enfoque, o uso de
1 Email: nathalia.cunha@ufvjm.edu.br
2 Universidade Federal Vales do Jequitinhonha e Mucurí](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-257-320.jpg)
![CAPÍTULO 23. HIDROGÉIS COM INCORPORAÇÃO DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA
APLICAÇÃO NA ENGENHARIA DE TECIDO
fibras vegetais na extração de nano-cristais de celulose pode ser uma alternativa promissora, principalmente,
para incorporação em hidrogéis para aplicações biomédicas. Os hidrogéis são materiais poliméricos que
podem ser usados como biomateriais, pois apresentam uma estrutura tridimensional com alta capacidade
de intumescimento em água ou fluidos biológicos. Nesse contexto, o presente trabalho produziu hidrogéis de
carboximetilcelulose com incorporação de nano-cristais de celulose para aplicação em engenharia de tecido.
Esses nano-cristais foram caracterizados apresentando morfologia bastante homogênea, com tamanhos na
ordem de 30 nm. Os principais grupos funcionais encontrados mostraram que a incorporação dos nano-cristais
e reticulação com ácido cítrico, foram satisfatórias para a síntese dos hidrogéis. O conjunto de resultados
indica que este material é bastante promissor para a aplicação proposta, sendo um biomaterial eficiente e de
baixo custo.
Palavras-chave: Nano-cristais, Biomateriais, CMC, Fibras-naturais.
23.1 Introdução
A Engenharia de tecidos é um campo interdisciplinar da ciência e tecnologia que aplica conceitos de
engenharia e ciências da vida para desenvolver substitutos biológicos, tendo como objetivo a regeneração de
órgãos e tecidos vivos capazes de preservar e restaurar a função de um órgão ou tecido danificado. Os três
componentes da engenharia de tecidos são basicamente o scaffold, as células e o microambiente fisiológico [7].
A nanotecnologia é destacada para uso em produtos farmacêuticos, assim como em outros campos de
produção, como em sistemas utilizados para transportar moléculas de interesse terapêutico. As estruturas
que mediam esse transporte, chamadas nanopartículas, são coloides sólidos estáveis compostos por materiais
poliméricos ou lipídicos capazes de transportar substâncias e controlar sua liberação [5]. As nanopartículas
poliméricas têm atraído mais atenção devido ao seu potencial terapêutico, melhor estabilidade em fluidos
biológicos e no armazenamento. Dentre os polímeros existentes, os polímeros biodegradáveis são candidatos
favoráveis ao desenvolvimento de nanopartículas, pois podem funcionar controlando e mantendo a liberação
de fármacos, além de serem facilmente excretados pelo organismo [12].
Hidrogéis são materiais que possuem a habilidade de adsorver água mantendo sua estabilidade química,
o que os tornam promissores para diversas aplicações [8]. Devido à sua capacidade de simular a natureza da
maioria dos tecidos moles, os hidrogéis são biomateriais muito atraentes para aplicação na engenharia de
tecido. Diversos estudos vêm sendo desenvolvidos com esses materiais, derivados de misturas poliméricas ou
copolímeros, em razão de suas características promissoras como biodegradabilidade, propriedades mecânicas,
estabilidade química e interações polímeros-polímeros [15]. Nesse contexto, a possibilidade de adaptação dessas
matrizes poliméricas para otimizar a liberação de drogas baseada em suas propriedades, dose e parâmetros
farmacocinéticos é bastante interessante no âmbito biomédico [3].
O Brasil possui uma grande biodiversidade vegetal que pode ser explorada para diversos fins tec-
nológicos. Dentre os polissacarídeos, a celulose se destaca devido à sua disponibilidade, biocompatibilidade,
biodegradabilidade, grande disponibilidade e extração de nano-cristais [11]. O uso de fibras vegetais para a
obtenção de hidrogéis nano-celulósicos pode ser uma alternativa promissora, pois o resultado destas estruturas
altamente ordenada, mostra grande capacidade de armazenamento de água, elevada resistência mecânica,
propriedades óticas, magnéticas e elétricas significativamente diferentes do material macroscópico [1]. Estes
258](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-258-320.jpg)
![CAPÍTULO 23. HIDROGÉIS COM INCORPORAÇÃO DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA
APLICAÇÃO NA ENGENHARIA DE TECIDO
materiais, em suspensão, tem um comportamento coloidal e quando provém de processos hidrolíticos possuem
uma boa estabilidade [2]. Hidrólise realizados com ácido sulfúrico, grupos sulfatos se ligam à superfície dos
nano-cristais e tornam estes carregados negativamente, o que causa uma repulsão eletrostática que evita
aglomeração das partículas [13]. Nesse sentido, o presente trabalho visou obter hidrogéis de carboximetilcelulose
com a incorporação de nano-cristais de celulose, para aplicação na engenharia de tecido, abrindo espaço para
aplicações científicas e tecnológicas.
23.2 Materiais e métodos
Nano-cristais de celulose foram obtidos por meio de adaptação do método de Song et al, (2019)[14].
Primeiramente, as fibras pré-tratadas foram imersas em uma solução de 60% de ácido sulfúrico e 40% de
ácido clorídrico deixada sob agitação por 1 hora. Após, 300 mL de água deionizada gelada foi adicionado ao
processo para finalizar a hidrólise. Então, a solução foi centrifugada várias vezes, retirando-se o sobrenadante
e, em seguida, a solução foi dialisada e guardada em geladeira para posterior uso.
Para a produção dos hidrogéis, um solução 2% de carboximetilcelulose (CMC) (m/v) em água
deionizada foi preparada e mantida sob agitação por 24 horas. Após a completa solubilização da CMC,
acrescentou 1% de nano-cristais e manteve-se sob agitação por 24 horas. Sequencialmente, acrescentou-se
10% (m/m) de ácido cítrico na solução CMC-CNC-HCl/H2SO4 deixando sob agitação por 20 minutos. Após,
10 mL da solução CMC- CNC-HCl/H2SO4-AC foram vertidas em placa de petri de poliestireno e secos em
estufa a 40 °C durante 24h para remoção da água. Na sequência, as amostras foram mantidas na estufa com
aumento de temperatura para 80 °C durante 24h para a reação de reticulação (método de evaporação lenta).
As análises morfológicas dos hidrogéis foram realizadas utilizando-se Microscopia Eletrônica de
Varredura (MEV) da HITACHI modelo TM-3000. A princípio, a amostra foi fixada em um suporte stub,
utilizando uma fita condutora dupla face de carbono da marca TEDPELLA e as imagens foram obtidas
usando uma tensão de aceleração de 15 kV, com ampliações de 1 kx e 250x na área superficial. A análise dos
grupos químicos presentes nas amostras foram obtidos em um espectrômetro FT-IR da marca AGILENT
TECHNOLOGIES, modelo Cary 630 equipado com um acessório de refletância total atenuada (ATR) com
cristal de diamante. Os espectros dos materiais foram obtidos após 32 varreduras em uma faixa de comprimento
de 650 a 4000 cm-1
, com uma resolução de 4cm-1
. Por fim foi feita a avaliação visual qualitativa dos hidrogéis.
23.3 Resultados
Os resultados da avaliação morfológica são mostrados na Figura 23.1. E o hidrogel produzido é
mostrado na Figura 23.2. Os resultados da análise FTIR CMC-AC e CMC pura são mostrados na Figura 23.3.
As bandas de absorção encontradas da Figura 23.3 são mostradas na Tabela 21.
Os resultados da análise FTIR CMC–CNC-HCl/H2SO4-AC são mostrados na Figura 23.4.
As bandas de absorção encontradas da Figura 23.4 são mostradas na Tabela 22.
259](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-259-320.jpg)
![CAPÍTULO 23. HIDROGÉIS COM INCORPORAÇÃO DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA
APLICAÇÃO NA ENGENHARIA DE TECIDO
Tabela 22 – Bandas de absorção encontradas nas amostras de CMC-AC e CMC pura.
NÚMERO DE ONDA (cm-1
) BANDAS
3128 O–H
2906 C–H
1579 –COOH
1406 –COOH
1315 –COOH
1252 β1–4
1007 C–O
891 β1–4
Fonte: Autores, 2022.
23.4 Análise e discussão
A Figura 23.1 mostra a avaliação morfológica dos hidrogéis de carboximetilcelulose incorporados
com nano-cristais reticulados com ácido cítrico obtidas por microscopia eletrônica de varredura (MEV). Os
hidrogéis apresentam morfologia de uma superfície lisa e homogênea com espessura de aproximadamente
5 µm. Já, os nano-cristais apresentaram morfologia bastante heterogênea com tamanhos médios na faixa
de 30 nm. Além disso, os nano-cristais obtidos a partir da fibra Ceiba speciosa apresentaram alto teor de
celulose (60,63%) e hemicelulose (91,14%) que estão de acordo com a literatura [10]. A presença do ácido
sulfúrico manteve o formato dos nano-cristais acicular, conforme relatado na literatura e possibilitou uma
melhor dispersão dos nano-cristais no hidrogel de CMC (Figura 23.2). No entanto, percebeu-se uma porosidade
presente nos nano-cristais, provavelmente, em razão da presença de ácido clorídrico.
Na caracterização física pela análise de FTIR, foi possível identificar as principais bandas de absorção
referentes aos modos de vibração dos principais grupos funcionais presentes na carboximetilcelulose reticulada
com ácido cítrico (CMC-AC) e na carboximetilcelulose incorporada com nano-cristais de celulose reticulada
com ácido cítrico (CMC- CMC- CNC-HCl/H2SO4-AC), podendo ser visualizadas na Figura 23.3, na Figura
23.4, na Tabela 21 e na Tabela 22. Em geral, os materiais à base de CMC apresentaram uma banda larga
na região de 3700-3000 cm-1
atribuída a vibrações O–H incluindo ligações de hidrogênio formadas entre
grupos (OH) hidroxila da celulose presentes na CMC e no ácido cítrico, os quais estão aumentados na CMC-
CMC- CNC-HCl/H2SO4-AC em razão do aumento de hidroxilas na molécula por causa do nano-cristais
incorporado na cadeia Além disso, podem ser observadas as principais bandas vibracionais relacionadas a
carboxila (–COOH) sendo 1594 cm-1
, 1579 cm-1
, 1419 cm-1
, 1431-1332 cm-1
, 1406 cm-1
, 1329 cm-1
e 1315 cm-1
.
Ainda pode-se observar a deformação axial do (C–H) em 2937 cm-1
e 2906 cm-1
, vibrações C–O de álcoois
primários da celulose em 1007 cm-1
, 1023 cm-1
e 1066 cm-1
[9]. Além disso, a banda vibracional associada às
ligações glicosídicas entre unidades de glicose foi detectada em 1252 cm-1
, 898 cm-1
e 890 cm-1
em razão da
celulose [4].
Após a reticulação houve uma mudança significativa na região circulada em azul na Figura 23.3,
relativa à banda na região de 1700-1800 cm-1
. Esta mudança é um indicativo da reticulação, por meio de
mudanças em carbonila de ligações éster [6]. Isso significa que o ácido cítrico é um bom agente reticulante
para a CMC, resultando em um gel reticulado altamente hidrofílico. Após a incorporação dos nano-cristais no
hidrogel, não foi possível perceber alterações significativas nos espectros da Figura 23.4. Esta ausência de
262](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-262-320.jpg)
![CAPÍTULO 23. HIDROGÉIS COM INCORPORAÇÃO DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA
APLICAÇÃO NA ENGENHARIA DE TECIDO
variação já era esperada, pois a nano-celulose incorporada possui estrutura química similar à CMC.
23.5 Conclusões
Os resultados mostraram que é possível produzir hidrogéis de carboximetilcelulose com a incorporação
de nano-cristais de celulose reticulados com ácido cítrico. Os principais componentes químicos da fibra foram a
celulose e hemicelulose que foram identificadas nos espectros da análise FTIR. As caracterizações dos hidrogéis
produzidos apresentaram um material homogêneo com paredes de filmes finas. Os resultados indicaram a
formação de nano-cristais com formação acicular de tamanho médio em torno de 30 nm, indicando que esta
biomassa subutilizada pode ser explorada como uma nova fonte de matéria-prima de celulose para a produção
de nano-cristais com potencial para múltiplas aplicações na engenharia de tecido.
Agradecimentos
Os autores agradecem ao BIOSEM-LESMA/UFVJM e o LMMA/UFVJM pelas análises e caracte-
rizações químicas realizadas. Assim como a FAPEMIG (APQ-02565-21, APQ- 03088-2), CAPES, CNPq e
UFVJM pelo suporte financeiro ao projeto.
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263](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-263-320.jpg)
![CAPÍTULO 23. HIDROGÉIS COM INCORPORAÇÃO DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA
APLICAÇÃO NA ENGENHARIA DE TECIDO
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cardiac applications”. Em: Colloids and Surfaces
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264](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-264-320.jpg)
![24 HIDROGÉIS QUIMICAMENTE MODIFICADOS
COM ADIÇÃO DE ÁCIDO CÍTRICO
Jordane S. Rodrigues1
, UFVJM2
, ORCID 0000-0001-8848-8597;
Jhonatan F. B. Vasquez, Trinity College Dublin3
, ORCID 0000-0002-7267-6590;
Aislan E. Paiva, Trinity College Dublin3
, ORCID 0000-0003-2231-0360;
Max P. Gonçalves, UFVJM2
, ORCID 0000-0001-8029-2653;
Fernanda G. L. M. Borsagli, UFVJM2
, ORCID 0000-0002-0202-2452.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.580644
Como citar
RODRIGUES, J. S.; VASQUEZ, J. F. B.; PAIVA, A. E.;GONÇALVES, M. P.;BORSAGLI, F. G. L. M.
HIDROGÉIS QUIMICAMENTE MODIFICADOS COM ADIÇÃO DE ÁCIDO CÍTRICO. In: ELIAS, C.
N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos
Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 264-269.
Tópicos
24.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 266
24.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 267
24.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 267
24.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 268
24.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 269
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 269
RESUMO
A saúde feminina compreende diversos aspectos conexos, em sua ampla maioria, associados à falta de
controle hormonal, que sofrem drástica alteração com a idade. Diversas doenças que afetam ou não o sistema
reprodutor feminino, são acarretadas por desequilíbrios hormonais. Os hidrogéis são um dos materiais mais
atraentes para serem empregados como biomateriais modernos, sobretudo quando quimicamente modificados
e constituídos de materiais naturais, como os bio-polímeros, tais como a celulose e seus derivados, e o ácido
1 Email: jordane.rodrigues@ufvjm.edu.br
2 Universidade Federal Vales do Jequitinhonha e Mucurí
3 AMBER/School of Chemistry, Trinity College, Dublin](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-265-320.jpg)
![CAPÍTULO 24. HIDROGÉIS QUIMICAMENTE MODIFICADOS COM ADIÇÃO DE ÁCIDO CÍTRICO
cítrico. Esses hidrogéis estão sendo criados para mimetizar o tecido natural em suas qualidades e propriedades.
Nesse contexto, a carboximetilcelulose (CMC) tem sido vastamente empregada para a produção de hidrogéis, e
em outras áreas da engenharia de tecidos. Nesse sentido, o presente trabalho teve como objetivo a produção de
hidrogéis quimicamente modificados para fins de aplicação na área biomédica, com foco na saúde feminina. Para
tal, produziu-se os hidrogéis de carboximetilcelulose (CMC−AC) com ácido cítrico, mudando quimicamente o
material por meio de tratamento térmico. Sequencialmente, foram realizadas as caracterizações dos hidrogéis
produzidos por meio da espectroscopia no infravermelho (FTIR), microscopia eletrônica de varredura (MEV)
e avalição qualitativa visual dos hidrogéis. Os resultados da espectroscopia no infravermelho permitiram a
identificação dos grupos químicos funcionais presentes nos hidrogéis, sendo observado a presença do grupo
hidroxila associado a presença de água nos hidrogéis e aos grupos –OH da celulose presentes na CMC e
no ácido cítrico, os quais estão elevados em razão do aumento de hidroxilas na molécula devido o ácido
cítrico incorporado na cadeia. Além disso, notou-se o aparecimento do grupo carboxílico associado a presença
de carboxila na CMC pura, não estando presente na CMC−AC, possivelmente em razão do processo de
reticulação com ácido cítrico. Os resultados do presente trabalho mostraram que é possível produzir hidrogéis
quimicamente modificados de carboximetilcelulose (CMC) e ácido cítrico com características que possibilitam
um elevado potencial para serem aplicados na área biomédica, com foco na saúde feminina.
Palavras-chave: Saúde-da-mulher, Hidrogéis, Nanopartículas, Biomateriais.
24.1 Introdução
O ciclo reprodutivo feminino é suscetível a alterações relacionadas à aspectos psicossociais, ambientais
e fisiológicos. Além disso, mudanças no período pré-menstrual, o pós-parto e as adversidades do humor
pertinentes a perimenopausa ou menopausa podem encontrar-se conexas a alterações influenciadas por
hormônios [8]. Segundo Viganó (2004) [9], a endometriose corresponde a uma patologia ginecológica comum,
compreendendo cerca de 5 % a 15 % das mulheres no ciclo fértil e de 3 % a 5 % no período de pós-menopausa.
Entretanto acredita-se que há uma grande quantidade de mulheres com endometriose, cerca de sete
milhões nos EUA e de mais de 70 milhões no mundo [10]. A maior parte dessas mulheres portadoras de
endometriose manifesta sintomas, em diversas intensidades, tendo como principais sintomas dor pélvica crônica,
intestinais, dismenorreia, dispareunia de profundidade, infertilidade e ciclos urinários com dor ou sangramento
ao evacuar/urinar no decorrer do ciclo menstrual [1].
Atualmente, vem sendo utilizados hidrogéis como auxiliadores de tratamento de distintas patologias.
Os hidrogéis são redes tridimensionais compostas por cadeias poliméricas, capazes de adsorver altas quantidade
de água e fluidos biológicos em sua estrutura sem perder o equilíbrio químico [5, 7].
Em meio as qualidades que tornam os hidrogéis biomateriais extraordinários pode ser destacado
seu superior teor de água que contribui para sua alta biocompatibilidade [2], baixa tensão interfacial entre
a superfície do hidrogel e uma solução aquosa, atributos físicos idênticos os do tecido humano, assim como
contextura macia e elástica exibida por determinados hidrogéis, tornando mínimo a irritação mecânica por
atrito [6].
Nesse contexto, o presente trabalho teve como objetivo produzir hidrogéis quimicamente modificados
de carboximetilcelulose (CMC) com ácido cítrico, para aplicação no tratamento da saúde da mulher, visando
266](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-266-320.jpg)
![CAPÍTULO 24. HIDROGÉIS QUIMICAMENTE MODIFICADOS COM ADIÇÃO DE ÁCIDO CÍTRICO
Figura 24.3 – Hidrogel produzido, após secagem.
estão aumentados na CMC_AC em razão do aumento de hidroxilas na molécula por causa do ácido cítrico
incorporado na cadeia. Em 1719 percebe-se o grupo carboxílico associado a presença de carboxila na CMC,
não estando presente na CMC_AC, provavelmente em razão do processo de reticulação com ácido cítrico. Em
1599, 1587, 1412 e 1401 estão os grupamentos carboxilas presentes tanto na CMC, quanto na CMC_AC [4].
Observou-se em 1250 cm-1
e em 893 cm-1
ligações glicosídicas β1 − 4 entre unidades de glicose em razão da
celulose [3].
Na figura 24.2 (A), é possível observar a morfologia do hidrogel com uma superfície lisa e homogênea.
Já na figura 24.2 (B), mostra a morfologia de uma superfície homogênea, mas com a presença de bolhas, que
pode estar ligada ao ácido cítrico durante o processo de reticulação dos hidrogéis.
Na avaliação qualitativa visual dos hidrogéis, observou-se que em todos os sistemas sintetizados
ocorreu uma completa solubilização da carboximetilcelulose, caracterizada pelo aspecto límpido e transparente
das soluções. Após secagem, os hidrogéis apresentaram-se lisos e flexíveis, como mostrado na figura 24.3.
24.5 Conclusões
Os resultados do presente trabalho mostraram que é possível produzir hidrogéis quimicamente
modificados de carboximetilcelulose (CMC) e ácido cítrico com características que possibilitam um grande
potencial para serem aplicados na área biomédica, com foco na saúde feminina.
Agradecimentos
Os autores agradecem ao BIOSEM-LESMA/UFVJM e o AMBER/Trinity College Dublin pelas
análises e caracterizações químicas realizadas. Assim como a FAPEMIG (APQ-02565-21), CAPES, CNPq e
UFVJM pelo suporte financeiro ao projeto.
Referências
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![CAPÍTULO 24. HIDROGÉIS QUIMICAMENTE MODIFICADOS COM ADIÇÃO DE ÁCIDO CÍTRICO
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![25 HIDROGÉIS MODIFICADOS COM NANOPARTÍCU-
LAS DE ÓXIDO DE GRAFENO PARA APLICAÇÕES
BIOMÉDICAS
Rafael Parada Savino1
, UFVJM2
, ORCID 0000-0002-8659-5046;
Jordane S. Rodrigues, UFVJM2
, ORCID 0000-0001-8848-8597;
Fernanda G. L. M. Borsagli, UFVJM2
, ORCID 0000-0002-0202-2452.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.591172
Como citar
SAVINO, R. P.; RODRIGUES, J. S.;BORSAGLI, F. G. L. M. HIDROGÉIS MODIFICADOS COM NA-
NOPARTÍCULAS DE ÓXIDO DE GRAFENO PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS. In: ELIAS, C. N.;
NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos
Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 270-274.
Tópicos
25.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 272
25.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 272
25.2.1 Preparo da solução do hidrogel com nano óxido de grafeno (nGO) . . . . . . . . 272
25.2.2 Caracterização dos hidrogéis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 273
25.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 273
25.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 273
25.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 274
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 275
Resumo
Os hidrogéis modificados com nanopartículas vem sendo estudados com o objetivo de novas aplicações
na área biológica, em razão de possuírem características especificas, além de poderem adsorver grandes
quantidades de água devido as suas longas cadeias hidrofílicas. Os hidrogéis são um dos materiais mais
atraentes para serem empregados como biomateriais modernos, sobretudo quando quimicamente modificados
1 Email: rafael.savino@ufvjm.edu.br
2 Universidade Federal Vales do Jequitinhonha e Mucurí](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-271-320.jpg)
![CAPÍTULO 25. HIDROGÉIS MODIFICADOS COM NANOPARTÍCULAS DE ÓXIDO DE GRAFENO
PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS
e constituídos de materiais naturais, como a carboximetilcelulose (CMC) possui características e propriedades
para serem usadas para produzir hidrogéis, sendo muito usada em diversos estudos e aplicações, principalmente
como biomateriais. O óxido de grafeno (GO) apresenta propriedades que podem ser promissoras para serem
estudas, podendo ser aplicado aos hidrogéis em sua forma nanoparticulada. Nesse contexto, o presente estudo
produziu hidrogéis de CMC com ácido cítrico incorporando nano óxido de grafeno (nGO) para modificar e
melhorar seu funcionamento desses hidrogéis. Para tal, três concentrações diferente de nGO (0,02g, 0,04g
e 0,06g) foram incorporados no hidrogel de CMC-AC. Na caracterização foram utilizadas análises visuais
e espectroscopia no infravermelho por transformada de Fourier (FTIR). Os resultados demostraram que a
presença das nanopartículas de GO apresentara modificações na parte estrutural dos hidrogéis. Dessa forma,
pode-se concluir que esses hidrogéis podem ser utilizados para novas aplicações na área de biomateriais.
Palavras-chave: Biomateriais, Carboximetilcelulose, Hidrogéis, Nano óxido de grafeno.
25.1 Introdução
Estudos recentes relatam que os hidrogéis demostram que podem ser aplicados a diversas áreas de
atuação, pois apresentam uma grande capacidade de adsorção de água, essa capacidade se dá pela presença
de grandes cadeias hidrofílicas reticuladas fisicamente e/ou quimicamente [1, 4].
A celulose possui derivados e entre eles a carboximetilcelulose (CMC) que apresenta uma quantidade
significativa de grupos carboxílicos em sua estrutura. Devido as suas características e propriedades vem sendo
utilizada para desenvolvimento de hidrogéis, além de ser considerada biodegradável, não tóxica, de baixo
custo e solúvel em água, podendo ser utilizada em diversos setores, como engenharia, agricultura, liberação de
fármacos e etc. [5].
O óxido de grafeno tem a funcionalidade de ser aplicado em nano-compósitos, pois apresentam
grupos funcionais de oxigênio, que permitem a dispersão em solventes polares. Entre suas propriedades e
características se encontraram: uma alta área superficial específica, estabilidade química, resistência mecânica,
além de excelentes condutividades elétrica e térmica [8].
Desta forma, o presente trabalho busca a produção de hidrogéis de CMC com ácido cítrico com
diferentes incorporações de óxido de grafeno para utilização na área biológica, como biomateriais.
25.2 Materiais e métodos
25.2.1 Preparo da solução do hidrogel com nano óxido de grafeno (nGO)
A produção dos hidrogéis foram realizadas com a dissolução de CMC (2 % m/v) em água deionizada.
Então, após 24 horas, a solução foi acrescentada três concentrações distintas de nGO, 0,02 g, 0,04 g, 0,06 g
e deixado por 24 horas em agitação. Então, 15 % de ácido cítrico (m/m de polímero) foi acrescentado na
solução e deixada por 20 minutos em agitação. Cada amostra da solução de CMC-nGO-CA, foi colocada em
placas petri de poliestireno e colocadas por 24h na estufa a uma temperatura de 40 °C para remoção da água
e posteriormente mais 24h a 80 °C para que ocorra a reação de reticulação.
272](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-272-320.jpg)
![CAPÍTULO 25. HIDROGÉIS MODIFICADOS COM NANOPARTÍCULAS DE ÓXIDO DE GRAFENO
PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS
25.2.2 Caracterização dos hidrogéis
As amostras dos hidrogéis foram separadas em três pedaços cada para realizar as seguintes caracteri-
zações: análise visual e FTIR. Para facilitar a identificação das amostras as amostras foram nomeadas S1, S2
e S3. A espectroscopia no infravermelho por transformada de Fourier foi utilizado para confirmar a presença
de grupos funcionais nas amostras utilizou-se de FTIR Nicholett da Thermofisher, modo ATR, na faixa de
comprimento de onda 4000 a 650 cm-1
, varredura 32, 4 cm-1
de resolução, ensaio em temperatura ambiente.
25.3 Resultados
Os resultados da produção dos hidrogéis modificados de CMC-nGO-CA são mostrados na Figura
25.1.
Figura 25.1 – Hidrogéis obtidos: Concentração de (a) S1 (0,02 g) (b) S2 (0,04 g) (c) S3 (0,06 g).
Na Figura 25.2, temos os espectros obtido no FTIR das três concentrações diferentes.
25.4 Análise e discussão
Análise visual. A análise visual da Figura 25.1 permitiu observar que quanto maior a concentração
de nGO, mais forte a tonalidade para o preto. Como o nano óxido de grafeno utilizado apresentava uma
coloração preta em forma de pó (segundo a ficha técnica forma física em folhas menor que 2 nm) isso era
esperado. Um outro ponto foi que quanto maior a concentração de nGO, mais rígidos e quebradiços os
hidrogéis, a rigidez pode estar associada a quantidade de carbono presente no material, pois quando as ligações
covalentes unem muitos átomos, fazendo assim que apresente uma dureza maior [2].
273](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-273-320.jpg)
![CAPÍTULO 25. HIDROGÉIS MODIFICADOS COM NANOPARTÍCULAS DE ÓXIDO DE GRAFENO
PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS
Figura 25.2 – Espectro no infravermelho das amostras (a) S1 (b) S2 (c) S3.
Análise FTIR. Comparando as bandas obtidas nos três gráficos podemos notar a presença dos
seguintes grupos químicos: O–H, C=O, CH2, C–O de ésteres e C–O–C [6]. Entre os intervalos de 3700-3000
cm-1
foi notado uma ampla banda para três amostra tendo uma variação de 5 % entre elas, essa banda nos
permite verificar que há vibração de alongamento das hidroxilas (–OH) [7]. Além disso, é possível notar
nos gráficos a deformação axial das ligações C=O e deformação axial assimétrica da ligação C–O–C [3].
Considerando esses pontos notou-se que com o aumento da concentração do nGO, varia a intensidade da
transmitância dos grupos de hidroxilas e carboxilatos mostrando que os grupos químicos COO-
e –OH foram
os principais responsáveis pela estabilização dos nGO.
25.5 Conclusões
Podemos concluir que hidrogéis à base de CMC e ácido cítrico podem ser modificados com nanopartí-
culas com objetivo de realizar melhorias de acordo com aplicação que se deseja. As aplicações desse tipo de
hidrogel será determinada pela concentração de nGO, pelo fato de alterar a rigidez do hidrogel, quanto maior
a quantidade de carbonos na estrutura maior a rigidez.
Agradecimentos
Os autores agradecem ao BIOSEM-LESMA/UFVJM e o LMMA/UFVJM pelas análises e caracte-
rizações químicas realizadas. Assim como a FAPEMIG (APQ-02565-21, APQ-03088-2), CAPES, CNPq e
UFVJM pelo suporte financeiro ao projeto.
274](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-274-320.jpg)
![CAPÍTULO 25. HIDROGÉIS MODIFICADOS COM NANOPARTÍCULAS DE ÓXIDO DE GRAFENO
PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS
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![26 REGENERAÇÃO DE DEFEITOS NO DISCO ARTI-
CULAR DA ATM, TRATADOS COM HIDROGEL
DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLU-
LAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM DIFERENCI-
AÇÃO CONDROGÊNICA
Vinícius Almeida de Barros Lima1
, ICT-UNESP-SJC2
, ORCID 0000-0002-0944-6506;
Milagros El Abras Anka, ICT-UNESP-SJC2
, ORCID 0000-0002-6882-4896;
Luana Marotta Reis de Vasconcellos, ICT-UNESP-SJC2
, ORCID 0000-0003-4344-0578.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.595550
Como citar
LIMA, V. A. de B.; ANKA, M. El A.; de VASCONCELLOS, L. M. R. REGENERAÇÃO DE DEFEITOS NO
DISCO ARTICULAR DA ATM, TRATADOS COM HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO
A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA. In: ELIAS, C.
N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos
Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 275-286.
Tópicos
26.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 277
26.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 278
26.2.1 Animais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 278
26.2.2 Isolamento e diferenciação condrogênica das células tronco mesenquimais derivadas
da medula óssea. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 278
26.2.3 Matriz de hidrogel de AH . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 279
26.2.4 Testes in vitro de citotoxicidade e adesão celular . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 279
26.2.5 Análise histológica do disco articular . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 280
26.3 Resultado . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 280
26.3.1 Análise morfológica das CTMs-MO em monocamada . . . . . . . . . . . . . . . . 280
26.3.2 Análise histológica e imunocitoquímica dos pellets . . . . . . . . . . . . . . . . . . 280
1 Email: vinicius.almeida@unesp.br
2 Instituto de Ciência e Tecnologia - Campus de São José dos Campos - Universidade Estadual Paulista](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-276-320.jpg)
![CAPÍTULO 26. REGENERAÇÃO DE DEFEITOS NO DISCO ARTICULAR DA ATM, TRATADOS COM
HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM
DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA
26.3.3 Testes in vitro de citotoxicidade e adesão celular . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 280
26.3.4 Análise histológica, histomorfométrica e histoquímica do disco da ATM . . . . . 282
26.3.4.1 Análise histológica dos discos articulares . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 282
26.3.4.2 Análise histoquímica dos discos articulares . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 283
26.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 283
26.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 286
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 286
Resumo
O disco articular da ATM devido ao seu tecido compacto há dificuldade de reparação tecidual.
Neste trabalho o objetivo foi avaliar o efeito do hidrogel de ácido hialurônico associado a células tronco
mesenquimais, derivadas da medula óssea (CTMs-MO), com diferenciação condrogênica (CTMs-MOC), na
regeneração tecidual do disco articular da ATM. A osteoartrite foi induzida por meio da perfuração bilateral
do disco articular de coelhos. As CTMs-MO foram isoladas a partir da medula óssea da tíbia do coelho e em
seguida sofreram diferenciação condrogênica e incorporação no hidrogel. Os testes de viabilidade, adesão e
diferenciação celular foram realizados no hidrogel com e sem a incorporação de células. Vinte coelhos foram
divididos em 4 grupos, conforme o procedimento: G1: sem lesão/sem tratamento (controle), G2: lesão/sem
tratamento, G3: lesão tratada com AH (AH), G4: lesão tratada com AH incorporado com células (AH+cel).
Após 4 semanas da perfuração dos discos articulares, os coelhos dos grupos G3 e G4 foram tratados, conforme
citado acima. Após o período de 8 semanas, todos os animais foram eutanasiados. No disco articular foram
realizadas análise macroscópica, radiográfica, histológica e histoquímica. Na análise histológica dos discos
verificou-se que o tratamento com AH+céls promoveu influência positiva na regeneração tecidual. Na análise
histoquímica, a porcentagem de fibras colágenas mais espessas foi menor nos discos dos grupos tratados
com AH+cels, sendo observada diferença estatística (p<0,05) com o grupo controle. Na avaliação das fibras
colágenas menos espessas, não foi observada diferença estatística significativa nos grupos tratados (p>0,05) e
o controle. Contudo o grupo sem tratamento exibiu maior quantidade de colágeno imaturo, sendo observada
diferença estatística (p<0,05) com o grupo controle. Baseado nestes resultados, concluiu-se que, os tratamentos
da osteoartrite com AH ou AH associado a células diferenciadas em condrócitos apresentam resultados
promissores, na regeneração do disco da ATM, uma vez que influenciaram positivamente na redução do defeito
criado no disco e neoformação tecidual.
Palavras-chave: Osteoartrite, Diferenciação condrogênica, Regeneração tecidual, Células-tronco
mesenquimais.
26.1 Introdução
As doenças crônicas degenerativas como a osteoartrite e a osteoartrose são alterações que afetam
comumente a articulação temporomandibular (ATM), estas alterações são caracterizadas pela degeneração
focal da superfície osteocondral, com erosão óssea, esclerose e formação de osteócitos na superfície condilar
[11]. Além disso, afetam a composição bioquímica e viscosidade do liquido sinovial [13], levando à perda da
função [14][15].
277](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-277-320.jpg)
![CAPÍTULO 26. REGENERAÇÃO DE DEFEITOS NO DISCO ARTICULAR DA ATM, TRATADOS COM
HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM
DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA
Matrizes extracelulares (MEC) sintéticas na forma de hidrogel foram idealizadas para criar um
microambiente celular idêntico ao nativo. Os hidrogéis sintéticos foram projetados para incorporar tanto
proteínas quanto glicosaminoglicanos em uma única matriz [10].
O uso de CTM derivadas da medula óssea associada a condrócitos, mostrou que ao serem introduzidas
na ATM, as CTM estimuladas pelo meio condrogênico, e induzem a formação de nova matriz cartilaginosa,
em cabras [12]. Os tratamentos convencionais, apesar de aliviarem a dor, não são capazes de restaurar a ATM
completamente, em contrapartida, as CTM com potencial de diferenciação multilinhagem, podem ser um
tratamento alternativo para a degeneração do disco articular fibrocartilaginoso da ATM [3].
As lesões da cartilagem podem exigir uma estratégia mais complexa que não envolva apenas a
utilização de células tronco, mas também a sua anterior expansão e diferenciação controlada em matrizes
apropriadas e em condições dinâmicas. Até chegar a este ponto, um grande número de combinações entre
biomateriais, células novas e genes, assim como estímulos físicos, ainda tem que ser avaliado, para a produção
de cartilagem em testes pré-clínicos. Amplos estudos em animais, que relacionem a qualidade do tecido
cartilaginoso com o número de células aplicadas por cm3
de lesão devem ser exigidos antes da aprovação dos
ensaios clínicos [7].
26.2 Materiais e métodos
26.2.1 Animais
O projeto foi analisado e aprovado pelo Comitê de Ética em Pesquisa Animal, CEUA/ICT-CSJC-
UNESP, sob protocolo nº 09/2015 (anexo A). Foram utilizados 20 coelhos brancos da raça Nova Zelândia de
peso médio de 3,5 kg, que serão fornecidos pelo Biotério Central da UNESP de Botucatu – SP, Brasil. Os
animais foram divididos em 4 grupos: G1 (Lesão + hidrogel + células), G2 (Lesão + hidrogel sem células),
G3 (Lesão + Sem tratamento) e G4 (Sem lesão/sem tratamento).
Os coelhos foram anestesiados com 20 mg/kg de xilazina (Anasedan) e 4 mg/kg de cloridrato de
ketamina de sódio (Dopalen). A área pré-auricular foi raspada e infiltrada com 1 mL de cloridrato de articaína
(Ultracaine DS, Sanofi Aventis). Uma incisão na pele oblíqua e acima do processo zigomático foi feita, partindo
desde o canto lateral do olho ao meato acústico externo. Após a dissecção dos tecidos moles, o processo
zigomático e a sutura zigomática que recobrem a ATM foram expostos e o processo zigomático foi então
cuidadosamente removido. A perfuração foi realizada com um micropunch para biópsia (Miltex) de 2 mm, na
parte lateral do disco da ATM e posteriormente este foi reposicionado ao local anatômico normal [5]. Após 4
semanas da perfuração dos discos, os animais dos grupos 1 e 2, receberam uma injeção única do material para
tratamento. Após os períodos de 8 semanas do tratamento, todos os animais foram eutanasiados.
26.2.2 Isolamento e diferenciação condrogênica das células tronco mesenquimais derivadas da medula
óssea.
No mesmo tempo cirúrgico da perfuração, foi coletada a medula óssea para isolamento das células
tronco mesenquimais. A medula óssea foi então aspirada da tíbia de cada animal utilizando uma agulha de
278](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-278-320.jpg)
![CAPÍTULO 26. REGENERAÇÃO DE DEFEITOS NO DISCO ARTICULAR DA ATM, TRATADOS COM
HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM
DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA
calibre 18 acoplada a uma seringa de 5 mL e armazenada em tubo de coleta heparinizado, para evitar a
coagulação do concentrado medular.
As células da medula óssea foram transferidas para um tubo de 14 mL e foram misturadas com
o dobro do volume de solução tampão de fosfato (PBS). A mistura da medula diluída foi centrifugada a
1500 rpm, por 5 min. Após centrifugação, as células foram cultivadas em 10 mL de um meio que consiste de
Alpha Modificado Meio de Eagle (AlphaMEM; Gibco) contendo 10% de soro fetal bovino (SFB) e antibiótico
(penicilina G, 100 U/mL; estreptomicina, 0,1 mg/mL; anfotericina B, 0,25 mg/mL; Gibco) a 37 °C e 5% de
CO2. Quando as células aderentes atingiram a sub confluência, estas foram liberadas a partir do fundo do
frasco, utilizando uma solução de tripsina 0,25% [2] para expansão e posterior diferenciação condrogênica.
A diferenciação condrogênica foi realizada segundo protocolo estabelecido por Chen et al. 2013 [2].
A monocamada de CTMs foi tripsinizada, centrifugada a 500 x G em tubos cônicos de polipropileno de 15
mL para gerar pellets. O meio contendo SFB foi então substituído por um meio que consiste de DMEM
suplementado com 6,25 mg/mL de insulina, 6,25 mg/mL de transferrina, 6,25 mg/mL de ácido selenoso,
5,35 mg/mL ácido linoleico, e 1,25 mg/mL soro albumina bovina (BSA) (ITS + Premix - BD Sciences, San
Diego, CA, EUA). O meio também foi suplementado com 10 mg/mL de fator de crescimento transformante
(TGF-ß1), 1 mM de piruvato, 37,5 mg/mL de ascorbato-2-fosfato, e 10-7
M de dexametasona. Em seguida as
células foram contadas e plaqueadas a 2 x 105
e incubadas a 37 °C, numa atmosfera umidificada de 95% de
ar e 5% de CO2 durante 2 semanas, com mudança de meio a cada 2-3 dias. Foi feita então a expansão das
CTMs-MO diferenciadas.
Após esse período, foram obtidos novos pellets, alguns dos quais foram fixados em 10% de formalina
tamponada durante 2h e embebidos em parafina, a fim de realizar seções de 5 µm para análise histológica e
imunocitoquímica.
26.2.3 Matriz de hidrogel de AH
Neste estudo foi utilizado o hidrogel Hystem® kit (Sigma). Hystem® (Sigma) é uma matriz extracelular
sintética composta por AH, colágeno desnaturado, polietileno glicol e água. O ácido hialurônico é gerado
a partir de um processo de fermentação bacteriana usando Bacillus subtilis (Novozymes) e sem adição de
qualquer componente de origem animal. Extralink (polietileno glicol diacrilato - PEGDA) é produzido pela
adição de grupos de acrilato a ambas as extremidades do PEG, um polímero derivado do petróleo e de fontes
inorgânicas, e não contém materiais de origem animal.
26.2.4 Testes in vitro de citotoxicidade e adesão celular
Após confirmação da diferenciação celular, foi realizada avaliação da viabilidade celular no hidrogel
por meio do teste de MTT. Para a avaliação da viabilidade celular, as células foram cultivadas nos poços e
incorporadas ao hidrogel por um período de 7 dias e em seguida foram expostas ao corante MTT brometo de
3-4,5-d[imetiltiazo] (Sigma Aldrich) e posteriormente foi realizada a análise espectrofotométrica do corante
incorporado. Como controle positivo foi utilizado solução de fenol a 0,2% e o controle negativo foi o fundo
da placa., utilizando medida colorimétrica em leitor de microplaca no comprimento de onda 570 nm (Biotek
EL808IU), de acordo com Andrade et al., 2015 [1]. Os dados foram aferidos como absorbância.
279](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-279-320.jpg)
![CAPÍTULO 26. REGENERAÇÃO DE DEFEITOS NO DISCO ARTICULAR DA ATM, TRATADOS COM
HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM
DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA
Para a avaliação da adesão celular, as células foram cultivadas e incorporadas ao hidrogel. Após 24
horas, o meio de cultura foi removido e os poços lavados três vezes, com solução salina em tampão fosfato
(PBS) a 37 °C, para remoção de células não aderidas. As células aderidas foram enzimaticamente removidas
das amostras com a utilização de 1mM de ácido etilenodiaminotetracético (EDTA, Invitrogen) e 0,25% de
tripsina (Gibco, Invitrogen). A seguir foram coradas com azul de Tripan 0,4% (Gibco, Invitrogen) e contadas
na câmara de Neubauer em microscópio de fase invertida (Optik Labor). Os valores obtidos foram expressos
do número total de células aderidas por poço.
26.2.5 Análise histológica do disco articular
As peças foram submetidas ao processamento histológico. A partir dos blocos de parafina, os cortes
histológicos foram obtidos utilizando o micrótomo Leica® RM2255. Foram realizados cortes de 5 µm para
coloração por Hematoxilina e Eosina(HE) e Picrosirius, para realização da análise histológica e histoquímica,
respectivamente. Após coloração, as lâminas foram analisadas e fotografadas em microscópio óptico (Zeiss-
Axiophot®).
As imagens em Picrosirius red foram analisadas utilizando o Las Phase expert software (Leica), para
avaliação das fibras colágenas. A coloração de Picrosirius red sob luz polarizada de microscópio permite
a birefringência das fibras, a qual é representada por cores que variam de amarelo a vermelho baseado na
compactação das fibras. A coloração próxima ao verde corresponde a finas fibras, enquanto que a cor vermelha
representa fibras mais espessas ou fibras compactadas [6].
26.3 Resultado
26.3.1 Análise morfológica das CTMs-MO em monocamada
As células começaram a aderir após 72h de cultura no meio basal para crescimento, adquirindo um
formato arredondado e com núcleo central como observado na figura 26.1 a. A partir do sexto dia foram
observadas algumas células espraiadas com formato semelhante a fibroblastos (Figura 26.1 b). Ao décimo dia
observaram-se vários aglomerados celulares (Figuras 26.1 c e d), ocupando aproximadamente 50% da garrafa
de cultura. Após 15 dias de cultura essas ilhas tornam-se maiores formando lençóis de células de aspecto
fibroblástico (Figura 26.2 a e b).
26.3.2 Análise histológica e imunocitoquímica dos pellets
Os resultados obtidos com a reação imunocitoquímica realizada nos pellets de células diferenciadas
encontram-se ilustrados na figura 26.3 a seguir:
26.3.3 Testes in vitro de citotoxicidade e adesão celular
Na análise da viabilidade celular observou-se que não houve diferença estatística entre os grupos
(p>0,05). O grupo com células incorporadas ao hidrogel apresentou porcentagem de células viáveis similar ao
280](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-280-320.jpg)
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HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM
DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA
Figura 26.8 – Gráfico da porcentagem das médias e desvio padrão (±) dos valores obtidos por meio da
coloração em Picrosirius red no programa Las Phase Expert – Leica do disco da ATM dos
diferentes grupos para quantificação de: a) fibras colágenas mais espessas; b) fibras colágenas
menos espessas.
estudos anteriores [8] [5]. Após a perfuração do disco, neste estudo, não se observou infecção pós-operatória,
e todos os coelhos apresentaram função de mastigação normal, assim como observado por Narinobou et al.
(2000) [8].
Recentemente, El Qashty et al. (2018) [4] concluíram que após 3 e 5 semanas da indução de artrite
reumatoide na ATM de ratos, o tratamento com células mesenquimais tronco diluídas em PBS foi promissor.
Este resultado positivo também foi observado neste presente estudo, uma vez que na análise histológica do
disco do grupo tratado com AH+cels após 8 semanas verificou-se características semelhantes ao disco normal.
Os demais grupos apresentaram diminuição da celularidade, alteração da matriz e por vezes áreas de matriz
mineralizada. Estes achados também foram observados em um estudo anterior, onde os discos apresentaram
mudanças morfológicas importantes, incluindo celularidade reduzida, hialinização de feixes de fibras colágenas
e calcificação [9]. Nossos resultados evidenciaram a ação do tratamento AH+cels para a regeneração do disco
da ATM. Adicionalmente na análise histológica, independente do tratamento utilizado, não foi observado
infiltrado inflamatório em nenhum dos grupos.
A coloração de Pricrosirius red tem sido utilizada para avaliar o comportamento das fibras colágenas
durante o processo de reparo como demonstrada nos estudos prévios. Neste estudo, na análise das fibras
colágenas do disco da ATM na área da perfuração, coradas por Picrosirius Red, observou-se que predominavam
fibras colágenas mais espessas (vermelho) em todos os grupos. Contudo, os grupos tratados com AH+cels,
exibiram menor quantidade destas fibras colágenas espessas e apresentaram diferença estatística significante
(p<0,05) em relação ao disco controle. Quanto a análise das fibras colágenas menos espessas (verde), o grupo
sem tratamento no período de 8 semanas foi o único que diferiu estatisticamente do grupo controle (p<0,05).
A grande quantidade de fibras colágenas pouco espessas é normalmente observado no processo de reparação,
sugerindo que os tratamentos propostos contribuíram para a compactação das fibras. Ressalta-se que os
grupos tratados tiveram uma reparação adequada uma vez que exibiram quantidade de fibras colágenas menos
espessas similar ao disco normal.
285](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-285-320.jpg)
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HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM
DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA
26.5 Conclusões
Baseado nestes resultados, concluiu-se que, os tratamentos da osteoartrite com AH ou AH associado
a células diferenciadas em condrócitos apresentam resultados promissores na regeneração do disco da ATM,
uma vez que influenciaram positivamente na redução do defeito criado no disco e neoformação tecidual.
Agradecimentos
Todo meu agradecimento para minhas orientadoras, Profª Drª Luana Marotta e Profª Drª Milagros
El Abras, colegas do grupo de pesquisa e FAPESP pela concessão da bolsa.
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Succínico a partir de Hidrolisado Hemiceluló-
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![CAPÍTULO 26. REGENERAÇÃO DE DEFEITOS NO DISCO ARTICULAR DA ATM, TRATADOS COM
HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM
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287](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-287-320.jpg)
![27 NANOMATERIAIS A BASE DE CÁLCIO OBTIDOS
A PARTIR DA CASCA DE OVO PARA POTENCIAL
APLICAÇÃO EM ENGENHARIA DE TECIDO
Jhonatan do Amparo Madureira1
, UFVJM2
, ORCID 0000-0002-0762-4153;
Carlos Mateus Soares, UFVJM2
, ORCID 0000-0003-4416-7665;
Breno Rocha Barrioni, UFVJM2
, 0000-0002-8681-6451;
Fernanda G. L. M. Borsagli, UFVJM/PPGQ3
, 0000-0002-0202-2452.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.588805
Como citar
MADUREIRA, J. do A.; SOARES, C. M.; BARRIONI, B. R.; BORSAGLI, F. G. L. M. NANOMATERIAIS
A BASE DE CÁLCIO OBTIDOS A PARTIR DA CASCA DE OVO PARA POTENCIAL APLICAÇÃO EM
ENGENHARIA DE TECIDO. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA,
B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 288-295.
Tópicos
27.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 290
27.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 291
27.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 292
27.3.1 Teste de chama . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 292
27.3.2 Calcinação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 292
27.3.3 Análise por espectroscopia no UV Vis. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 292
27.3.4 Análise por Espectroscopia no infravermelho por transformada de Fourier (FTIR) 293
27.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 293
27.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 295
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 295
1 Email: jhonatan.amparo@ufvjm.edu.br
2 A Universidade Federal dos Vales do Jequitinhonha e Mucuri
3 A Universidade Federal dos Vales do Jequitinhonha e Mucuri/Programa de Pós-Graduação em Química](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-289-320.jpg)
![CAPÍTULO 27. NANOMATERIAIS A BASE DE CÁLCIO OBTIDOS A PARTIR DA CASCA DE OVO
PARA POTENCIAL APLICAÇÃO EM ENGENHARIA DE TECIDO
RESUMO
A cada ano milhões de substitutos são utilizados em cirurgia de prótese no Brasil, causando um gasto
na faixa de bilhões de reais, sem considerar as cirurgias de revisão. Assim como as mudanças ambientais
causadas pela ação antrópica vem causando grandes transtornos ao meio ambiente e a vida animal, como as
poluições proporcionais nos ambientes aquosos, rios, mares, etc, principalmente devido a grande quantidade de
resíduos que são gerados. Entretanto, nos últimos anos, grandes avanços em vários setores têm proporcionado
uma perspectiva bastante promissora em relação à saúde pública mundial e ao meio ambiente. Nesse enfoque,
os últimos avanços na área da nanotecnologia vêm possibilitando a produção de ferramentas inovadoras
proporcionando melhoras na área da saúde e meio ambiente, indicando um cenário promissor no futuro frente
a tantos problemas na área de saúde pública, produção alimentar e meio ambiente. No entanto, apesar do
alto interesse comercial e das mais avançadas pesquisas nesse setor, os nanomateriais apresentam diversas
peculiaridades químicas e físicas, o que tem demandado uma grande atenção e interesse dos pesquisadores em
entender a complexidade e ciência envolvida por trás da produção desses materiais. Nesse contexto, o presente
trabalho produziu diferentes nanomateriais a base de cálcio a partir de cascas de ovo de galinha, utilizando
uma rota ambientalmente sustentável. Os nanomateriais produzidos por calcinação em diferentes tempos (7,
15 e 24 horas) foram avaliados quanto as características químicas presentes. Para tal, os nanomateriais foram
caracterizados por meio de teste de chama, Espectroscopia no Infravermelho por Transformada de Fourier
(FTIR) e Espectroscopia no ultravioleta visível (UV Vis). Logo, os nanomateriais à base de cálcio proveniente
da casca de ovo apresentaram grupos químicos característicos do óxido de cálcio, evidenciando que a síntese
realizada obteve resultado. Além disso, diferenças quanto ao tempo de calcinação foram notadas, sendo 15
horas o melhor resultado. Logo, o material apresenta potencial para aplicação em engenharia de tecido.
Palavras-chave: Resíduo, Sustentabilidade, Eco-friendly, Baixo custo, Biomateriais.
27.1 Introdução
Na sociedade atual uma das dificuldades enfrentadas é a ineficiência no gerenciamento de resíduos,
em especial os de origem animal como os provenientes da população de aves, que chega a ser 27,88 bilhões
produzindo milhões de toneladas métricas de resíduos, que contaminam o meio ambiente proporcionando
preocupações socioeconômicas e ambientais. Nesse sentido, o interesse em novas vias para utilização adequada
dos resíduos, buscando empregar esses resíduos como insumos de novos materiais proporcionando mecanismos
de gerenciamento econômicos e inovadores [16].
Nessa perspectiva, atualmente há o interesse crescente na síntese ambientalmente “amigável” e
sustentável, já que, a aquisições de novas fontes significantemente viáveis de recursos é necessária, produzindo
materiais compatíveis com os já existentes no mercado usados em diversos setores da indústria [13]. Este
interesse em particular, está concentrado na produção de nanopartículas devido a elevada relação de superfície-
volume, que produz diversos sítios ativos, de modo a favorecer a melhora na reatividade e seletividade de
substâncias, sobretudo as nanopartículas (NPs) de cálcio, como a de óxido de cálcio (CaO), por exibir, alta
basicidade, não ser corrosiva, proporcionar fácil manuseio, ser economicamente barata e benigna, tornando-se
popular tanto na industrial de cerâmicos, cosméticos como catalisador ou como antibacteriano no controle de
micro-organismos [14, 10].
290](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-290-320.jpg)
![CAPÍTULO 27. NANOMATERIAIS A BASE DE CÁLCIO OBTIDOS A PARTIR DA CASCA DE OVO
PARA POTENCIAL APLICAÇÃO EM ENGENHARIA DE TECIDO
Nesse contexto, as cascas de ovos de galinha, subproduto obtido pela criação das aves, pode ser usada
como fonte de matéria-prima para produção dessas nanopartículas, tendo em vista que a casca é formada
basicamente de carbonato de cálcio (CaCO3) com espessura de 315 µm, o óxido de cálcio é facilmente obtido
pela como feito na decomposição de calcário mineral, sobre temperaturas superiores a 900 °C [2, 15].
No entanto, com o propósito de manter sua propriedade físico-química, tamanho e reatividade desejada,
métodos de síntese de nanopartículas são frequentemente utilizados, tanto por rota biológica, química quanto
física, visto que a singularidade da nanopartícula depende do seu procedimento de síntese, e qualquer mínima
mudança em sua sinterização influência seus inerentes atributos [12].
Consequentemente, as nanopartículas de CaO, são sintetizadas essencialmente por tratamento térmico,
que consiste na moagem, aquecimento, manutenção e resfriamento do material abundante em CaCO3, entre
800 e 2450 °C, no entanto, a literatura expõe procedimentos inicialmente através de via química para extração
do material primário (CaCO3) via precipitação, tratamento térmico em temperaturas e tempos de calcinação
menores, além de outros métodos como degradação térmica, sinóticos, sol-gel, síntese verde e irradiação de
micro-ondas [3, 8].
Neste enfoque, o presente trabalho objetivou a síntese de nanopartículas de Óxido de Cálcio (CaO) por
tratamento térmico utilizando como matéria-prima casca de ovos de galinha descartados, a fim de constatar
seu potencial para a produção de nanopartículas para potencial aplicação em engenharia de tecido.
27.2 Materiais e métodos
Primeiramente, as cascas de ovo foram pré-tratadas por limpeza, secagem em temperatura ambiente
e trituração. Após esse pré-tratamento, a identificação de Ca2+
foi realizada pelo teste de chama, utilizando o
bico de Bunsen ligado ao recipiente contendo gás (GLP- hidrocarbonetos propano e butano).
Em sequência, a síntese das NPs ocorreu através de tratamento térmico, adaptado de Ashok Chintha-
kuntla et al.(2014) [2]. Para tal, foram pesados 5g do material triturado, então colocado na mufla à 700 °C, por
7, 15 e 24 horas. Após o tempo, foram verificados o peso do material, o qual foi armazenado adequadamente e
guardado em local sem incidência de luz para posterior caracterização.
A caracterização foi realizada, primeiramente, com a espectroscopia no ultravioleta visível (UV Vis),
no equipamento BEL UV-MX do BIOSEM-LESMA. Para essa análise, 0,1g das amostras calcinadas foram
adicionadas à 10mL de etanol, então uma diluição com 2 mL dessa solução em 12 mL de etanol foi feita, após
foi realizada a varredura na faixa de 200 nm a 700 nm, sendo a análise realizada em triplicata.
Além do UV Vis, foi realizada a caracterização por Espectroscopia no infravermelho por transformada
de Fourier (FTIR), utilizando um equipamento Nicholett da Thermofisher do BIOMAT, modo ATR, faixa de
comprimento de onda 4000 a 650 cm-1
, varredura 32, 4 cm-1
de resolução, em temperatura ambiente, para
identificar os grupos químicos presentes nas amostras. Ao final os dados obtidos foram tratados utilizando o
software Originlab 2022.
291](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-291-320.jpg)
![CAPÍTULO 27. NANOMATERIAIS A BASE DE CÁLCIO OBTIDOS A PARTIR DA CASCA DE OVO
PARA POTENCIAL APLICAÇÃO EM ENGENHARIA DE TECIDO
27.3 Resultados
27.3.1 Teste de chama
O teste de chama permitiu a identificação da presença de íons de Ca+2
no material processado de
casca de ovo, já que o teste, possibilita por meio da coloração da chama verificar a presença de Carbonato
de cálcio (CaCO3). A cor amarelada está associada à mudança de nível e retorno do elétron ao seu estado
estacionário devido a excitação sofrida ao entrar em contato com a chama (Figura 27.1), indicando a transição
eletrônica correspondentes Ca2+
.
Figura 27.1 – Teste de chama.
27.3.2 Calcinação
As cascas de ovos trituradas e, submetidas ao processo de calcinação na Mufla, apresentaram massa
inicial de 5g (correspondendo à 7, 15 e 24 horas de calcinação). Entretanto, ao final da calcinação foi constatada
perda de cerca de 47,2 %; 47,5 %, 45,13 % da massa inicial, respectivamente. A Figura 27.2, mostra o material,
antes e depois da calcinação.
27.3.3 Análise por espectroscopia no UV Vis.
A avaliação das nanopartículas desenvolvidas pela calcinação da casca de ovo com tempos de 7h (A),
15h (B) e 24h (C), foram analisadas através do espectrômetro UV Vis em triplicatas descritas por [An1, An2,
An3]; [Bn1, Bn2, Bn3]; [Cn1, Cn2, Cn3], respectivamente (Figuras 27.3 A, B e C). Os materiais apresentaram
elevada absorção de radiação eletromagnética na faixa do visível entre 200 a 400 nm, com absorbância a partir
de 324 nm, os níveis de absorbância mais protuberantes são das amostras referente a Bn e Cn correspondente
ao material calcinado no tempo de 15 e 24 horas.
292](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-292-320.jpg)
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PARA POTENCIAL APLICAÇÃO EM ENGENHARIA DE TECIDO
Figura 27.2 – Antes e depois da Calcinação.
Figura 27.3 – Amostra calcinada A, B e C.
27.3.4 Análise por Espectroscopia no infravermelho por transformada de Fourier (FTIR)
A Figura 27.4, representa o espectro referente a análise da casca de ovo (CDV) utilizada para o
procedimento de calcinação, bem como, as nanopartículas de Óxido de Cálcio (NPs) após 7 horas de calcinação.
A análise do espectro referente às NPs, percebe-se bandas entre 470 a 868 cm-1
, além de bandas em
1489 e 3641 cm-1
, já no espectro da casca de ovo é evidente uma banda larga em 1416 cm-1
, com demais
outras em 2150, 868 e 708 cm-1
.
27.4 Análise e discussão
A coloração observada no teste de chama era esperada, pois segundo Ramya et al.(2022) [11], o
componente em maior proporção presente na casca de ovo de galinha é carbonatos de cálcio não porosos e
imaculados, o mesmo é constatado em outros autores [3, 8, 2, 15]. A perda de massa, posterior ao procedimento
de calcinação mostrou predominantemente óxido de cálcio (CaO). Laca et al.(2017) [7] abordam em seu
293](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-293-320.jpg)
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PARA POTENCIAL APLICAÇÃO EM ENGENHARIA DE TECIDO
Figura 27.4 – Análise FTIR, das NPs CaO e Casca de ovo (CDV).
trabalho que a casca de ovo é composta de 96 % de Rama carbonato de cálcio, 1 % de carbonato de magnésio,
1 % de fosfato de cálcio, materiais orgânicos (principalmente proteínas) e água, portanto quando a casca foi
submetida a elevada temperatura houve a evaporação de água e CO2, decorrente da decomposição de matéria
orgânica existente e formação de óxido de cálcio. Outro ponto, segundo Taufiq-yap et al.(2013) [17] é que há
mudanças na estrutura de CaCO3 para CaO cúbica em temperatura a partir de 830 °C, além da eliminação
de compostos orgânicos em 680 °C, sendo os responsáveis pela maior perda de peso da casca de ovo calcinada,
confirmando então a coloração da chama.
No caso da caracterização realizada por UV Vis percebeu-se uma banda de absorção característica de
nanopartículas de CaO, evidenciada também pela não absorção na região do visível, que segundo Zhang et
al.(2022) [19] é uma característica intrínseca de nanomateriais. Além disso, no comparativo da absorbância
das amostras de NPs nos tempos de 7, 15, 24 horas, constatou-se que a absorbância foi superior na síntese de
15 e 24 horas. Segundo Zhu, Wu e Wang (2011) [20], a calcinação determina as características estruturais do
CaO, logo, propriedades como área superficial específica e tamanho de grão, são fatores inerentes ao processo
catalítico, e com o aumento do tempo e temperatura os grãos de CaO crescem ou diminuem em tamanho,
assim, a aparição de bandas correspondentes de –C–O no espectro NPs-CaO nos mostra que nem toda casca
de ovo formou NPS e com a aplicação de tempos superiores de calcinação ouve formação excedente da mesma
aumentando a área superficial e consequentemente a absorbância [1, 6].
A casca de ovo tanto quanto as nanopartículas de óxido de cálcio (NPs-CaO) analisadas por FTIR,
exibiram espectros bem definidos. O espectro CDV apresentou uma banda larga centralizada em 1416 cm-1
,
além de uma banda nítida a 868 cm-1
indicando alongamento equivalente a ligação –C–O com o elemento
cálcio, além de banda referente a –Ca–O em 708 cm-1
e uma outra banda larga análoga a aminas e amidas
–NH em 2150 cm-1
oriunda exclusivamente da membrana e proteínas presente na casca [4, 18].
294](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-294-320.jpg)
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PARA POTENCIAL APLICAÇÃO EM ENGENHARIA DE TECIDO
No entanto, o espectro referente a NPs (nanopartículas de óxido de cálcio), exibiram bandas relacionada
a carbonatação das nanopartículas em 1489 e 868 cm-1
ligadas a –C–O, e uma banda nítida em 3641 cm-1
associada a vibrações de –OH, isso, devido a presença de moléculas de água superficialmente no material,
corroborando com Moghaddas, Moosavi, Oskuee (2022) [9] e Jadhav et al.(2022) [5]. Essas bandas estão
associadas a presença do óxido de cálcio, indicando assim que houve a completa transformação doo carbonato
de cálcio presente na casca em óxido de cálcio com a calcinação. Não foram percebidas diferenças significativas
nos espectros das NPs após 15 e 24 horas de calcinação.
Esses resultados corroboram significativamente com os encontrados na literatura, já que expõe,
evidente possibilidade de produção de nanopartículas de óxido de cálcio a partir de cascas de ovos descartadas.
27.5 Conclusões
O método de sinterização de nanopartículas de óxido de cálcio a partir da casca de ovo de galinha
se mostrou bastante efetivo, como mostra os espectros de FTIR e UV Vis. Quanto ao tempo de calcinação,
o tempo de 15 horas se mostrou mais atrativo devido a absorbância apresentada em relação aos tempos
aplicados. Entretanto entende-se a necessidade de caracterizações para constatar fatores morfológicos da
nanopartícula produzida, assim como análises biológicas para evidenciar o potencial desse material para
aplicação em engenharia de tecido.
Agradecimentos
Os autores agradecem ao BIOSEM-LESMA/UFVJM pelas análises e caracterizações. A FAPEMIG
(APQ-02565-21; APQ-03088-2, APQ-00370-22), CAPES, CNPq e UFVJM pelo suporte financeiro ao projeto.
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![28 TERAPIA CONJUGADA PARA TRATAMENTO DO
ENVELHECIMENTO FACIAL. EMPREGO DOS FIOS
DE POLIDIOXANONA E REPOSIÇÃO HORMONAL
BIOIDÊNTICA COM SUBSTÂNCIAS NANOESTRU-
TURADAS VIA TRANSDÉRMICA
Mayra Sousa Decat Manhães1
, FACOP2
, ORCID 0000-0001-8612-2567;
Marco Antônio Botelho, FACOP2
, ORCID 0000-0001-5269-9966.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598370
Como citar
MANHÃES, M. S. D.; BOTELHO, M. A. TERAPIA CONJUGADA PARA TRATAMENTO DO ENVE-
LHECIMENTO FACIAL. EMPREGO DOS FIOS DE POLIDIOXANONA E REPOSIÇÃO HORMONAL
BIOIDÊNTICA COM SUBSTÂNCIAS NANOESTRUTURADAS VIA TRANSDÉRMICA. In: ELIAS, C.
N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos
Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 296-303.
Tópicos
28.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 298
28.2 Relato de Caso . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 299
28.3 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 301
28.4 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 303
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 303
RESUMO
O tema deste trabalho são as alternativas em nanotecnologia para combater o envelhecimento
facial. A aplicação clínica de fios de polidioxanona (PDO) é uma técnica minimamente invasiva que visa o
reposicionamento de tecido frouxo da face com objetivo de promover rejuvenescimento facial por meio do
estímulo à formação das fibras colágenas. Este tipo de técnica é muito procurada por mulheres em todas as
1 Email: mayradecat@gmail.com
2 Faculdade do Centro Oeste Paulista](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-297-320.jpg)
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EMPREGO DOS FIOS DE POLIDIOXANONA E REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA COM
SUBSTÂNCIAS NANOESTRUTURADAS VIA TRANSDÉRMICA
idades mas, sobretudo, por aquelas em condições de pós-menopausa, situação fisiológica caracterizada pelo
declínio acentuado dos níveis hormonais e pela maior perda de elasticidade dos tecidos e flacidez facial. O uso
constante de drogas anticoncepcionais, com estrutura química que difere dos hormônios naturais e o uso de
outras drogas, como exemplo, os antidepressivos, podem acarretar a piora no estado de saúde geral destas
pacientes, acentuando problemas que levam ao envelhecimento facial. A reposição dos hormônios bioidênticos
nanoestruturados esteroidais é muito importante para a formação e manutenção das fibras colágenas nos
tecidos. Objetivo: neste estudo descrevemos o tratamento realizado em uma paciente perimenopausada
com perda de elasticidade tecidual e acentuada flacidez em tecidos da face com a utilização dos fios de
PDO em conjunto à reposição com hormônios bioidênticos desenvolvidos por nanotecnologia. A absorção via
transdérmica destes hormônios foi intensificada através de um veículo nanoestruturado desenvolvido a partir
de lipossomas de oxigênio (lipO2). A paciente foi submetida à Terapia de Reposição Hormonal Bioidêntica
Nanoestruturada (TRHBN) e recebeu tratamento de harmonização facial com a inserção de fios de PDO lisos,
cônicos e farpados. Resultado: Foi observado no intervalo de 30 meses a redução significativa das rugas de
expressão facial e o aumento da elasticidade da pele da face, sendo possível observar diminuição da flacidez
tissular. Conclusão: O tratamento de harmonização facial com o emprego de fios de PDO em conjunto à
terapia de reposição hormonal bioidêntica nanoestruturada é uma promissora terapia de rejuvenescimento
facial.
Palavras-chave: Envelhecimento, Harmonização facial, Hormônios bioidênticos, Polidioxanona,
Nanotecnologia.
28.1 Introdução
O fio de polidioxanona (PDO) é uma fibra cirúrgica obtida pela polimerização de monômeros de
paradioxanona. Do ponto de vista molecular apresenta a seguinte fórmula: C4H6O3. Os fios de PDO são
comumente utilizados em processos de rejuvenescimento facial por meio da bioestimulação do colágeno. O
lifting facial com fios de sustentação é uma técnica cirúrgica minimamente invasiva de rejuvenescimento
facial que têm sido cada vez mais procurada nos consultórios pelo seu resultado anti envelhecimento. Sabe-se
que o envelhecimento cutâneo está diretamente associado com a diminuição da produção de progesterona
e estrógenos [6]. Sua incidência também é vista em pacientes com baixos níveis de testosterona, sendo um
importante regulador do metabolismo ósseo, especialmente em pacientes diagnosticados com osteoporose [10].
O envelhecimento facial é um processo degenerativo que prejudica o contorno e a proeminência angular,
gerando um aspecto de cansaço e tristeza no semblante da face [4]. O declínio dos níveis de estradiol após a
menopausa está associado a uma redução dramática na saúde e bem-estar da pele, impactando negativamente
os mecanismos celulares e homeostáticos dérmicos, bem como, outras funções biológicas importantes. Além
disso, as alterações incluem perda de colágeno, elastina, funções dos fibroblastos, vascularização e aumento das
atividades enzimáticas das metaloproteinases da matriz, resultando em degradação celular e extracelular que
leva ao ressecamento, rugas, atrofia, cicatrização prejudicada, função de barreira, diminuição da capacidade
antioxidante, diminuição da atratividade e saúde psicológica e aumento da percepção do envelhecimento [13].
No Brasil, com a aprovação da Lei Federal N.º 9965/2000, que ratifica a prerrogativa da prescrição de
esteróides e peptídeos anabolizantes por cirurgiões-dentistas, é lançado um novo olhar sobre como as mucosas
se comunicam com as vias sistêmicas e como qualquer processo inflamatório no corpo repercute em outros
298](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-298-320.jpg)
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EMPREGO DOS FIOS DE POLIDIOXANONA E REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA COM
SUBSTÂNCIAS NANOESTRUTURADAS VIA TRANSDÉRMICA
sítios do corpo humano [15].
O presente estudo tem como objetivo descrever os benefícios do tratamento realizado em uma paciente
perimenopausada, com perda de elasticidade tecidual e acentuada flacidez em tecidos da face, com a utilização
dos fios de PDO em conjunto à reposição com hormônios bioidênticos desenvolvidos por nanotecnologia. E
comprovar que este tratamento conjugado pode potencializar os efeitos no rejuvenescimento facial, melhorar
parâmetros inflamatórios e proporcionar mais longevidade e qualidade de vida à paciente.
28.2 Relato de Caso
A paciente, sexo feminino, com 41 anos, procurou tratamento estético facial em consultório odontoló-
gico, tendo como queixa principal o envelhecimento facial com presença de rugas e aparência cansada. Foi
realizada uma anamnese para averiguar suas condições bucais e de saúde geral. Na anamnese, a paciente relatou
ter como principais sintomas: xerostomia, depressão, fadiga, vermelhidão na pele, baixa imunidade, infecções
vaginais fúngicas, rinite, fluxo menstrual intenso, inchaço, retração gengival, baixa libido, irritabilidade e tensão
pré-menstrual. Além disso, apresentava vários episódios que oscilavam entre medo, ansiedade, agressividade e
depressão, não tendo uma resposta satisfatória com a terapêutica alopática prescrita. E ainda, fazia uso de
Oxalato de Escitalopram 10mg e Donaren Retard 50mg para tratar insônia e crises de ansiedade.
Previamente, aos 39 anos, havia iniciado um tratamento com fios de PDO para rejuvenescimento
facial em que foram utilizados, de cada lado da face, 5 fios farpados USP 0.0 cânula 21G (MEDITHREAD)
com a técnica All On Five, no procedimento para a pele flácida das pregas nasolabiais, na linha marionete, 2
fios nose e vários fios lisos para bioestimulação de colágeno na face e pescoço. Os seus resultados não foram
tão satisfatórios como o esperado e foi presumido que isso tenha acontecido pela baixa qualidade de vida e
interferência das medicações alopáticas e debilidades clínicas que a paciente relatava. (Figura 28.1 A)
Tendo em vista sua situação clínica debilitada e baixa qualidade de vida, quando retornou ao
consultório, depois de 2 anos, com 41 anos, foram solicitados novos exames séricos. Na análise de seus exames,
notou-se que os parâmetros inflamatórios estavam bem acima dos parâmetros normais e os parâmetros
anti-inflamatórios abaixo, como podemos observar na Tabela 24. Em virtude disso, foi realizada uma nova
proposta de tratamento com a combinação da parte estética de harmonização facial e a reposição hormonal,
por meio dos hormônios bioidênticos nanoestruturados (Lab. Buenos Ayres São Paulo/SP). Desta vez, os
procedimentos foram realizados com o uso dos fios de PDO utilizados foram de cada lado da face, 5 fios
farpados USP 2 cânula 18G (MEDITHREAD) com a técnica All On Five, USP 2 cônico cânula 18G e técnica
Extreme Neck modificada (Figura 28.1 B).
Em maio de 2022, após 4 meses dos procedimentos de harmonização facial realizados e o uso
contínuo única e exclusivamente dos hormônios bioidênticos nanoestrurados, sem as drogas alopáticas que
a paciente tomava, os sinais e sintomas diminuíram consideravelmente e os resultados estéticos avançaram
significativamente, como demonstrado nas figuras 28.1 A e B. Os dados do presente estudo mostraram que o
uso de hormônios bioidênticos nanoestruturados aumentaram o efeito de extensão da longevidade de padrões
de implante no levantamento de retenção com PDO.
Em segunda análise de seus exames séricos, 8 meses após o início da TRHBN, obtivemos um aumento
considerável dos níveis esteroidais (anti-inflamatórios naturais) e uma diminuição nos parâmetros inflamatórios
299](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-299-320.jpg)
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EMPREGO DOS FIOS DE POLIDIOXANONA E REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA COM
SUBSTÂNCIAS NANOESTRUTURADAS VIA TRANSDÉRMICA
significativo aumento de massa magra. Não foram relatadas complicações e a paciente apresentou excelente
evolução do quadro clínico inicial de saúde com significativa melhora das condições da pele após 6 meses do
início da reposição.
A melhora em vários dos padrões estéticos faciais foi observada, por meio da análise gerada pela
Máquina FACEBOX PRO, que reproduz fotografias padronizadas da face com luz “natural” e luz ultravioleta
e quantificação por meio dos gráficos das diversas variáveis: rugas faciais, tamanho dos poros, “manchas”,
acne, etc.). Inclusive, foi constatado pelas medições realizadas uma redução da idade biológica da pele, de 41
anos para 22 anos (Figuras 28.2 A e B).
28.3 Análise e discussão
São vários os relatos dentro da literatura que citam as deficiências hormonais diretamente relacionadas
com depressão versus qualidade de vida, baixa imunidade, xerostomia (perda da capacidade de produção
salivar), alergias diversas, asma, fluxo menstrual intenso, tensão pré-menstrual, retração gengival e, por fim, o
envelhecimento cutâneo [3, 17, 1, 8, 11, 14].
O grau de envelhecimento da pele é determinado por fatores genéticos (intrínsecos) e fatores exógenos
(extrínsecos). As características típicas do envelhecimento facial incluem não só a degeneração da gordura
subcutânea no terço médio da face, mas também os sinais típicos de envelhecimento intrínsecos e extrínsecos,
como a perda da elasticidade e enrugamento da face [16]. A flacidez tissular está associada a diversos
processos inflamatórios crônicos. A sobrecarga crônica dos mecanismos de desintoxicação do próprio organismo,
causada por estresse oxidativo cumulativo, leva ao envelhecimento prolongado. Um papel relevante neste
processo é desempenhado pela interação de fibroblastos e a rede de fibras, a qual exerce uma forte atração
entre eles. Segundo Sattler & Gout (2017) [16] , com o aumento da fragmentação dessa rede de fibras, os
fibroblastos perdem a sua função o que acarreta diretamente a diminuição da força exercida sobre eles. Isso
301](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-301-320.jpg)
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EMPREGO DOS FIOS DE POLIDIOXANONA E REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA COM
SUBSTÂNCIAS NANOESTRUTURADAS VIA TRANSDÉRMICA
Figura 28.2 – Fotografias Digitais e Gráficos do (A) Antes (2021) e (B) Depois (2022) gerado pela Máquina
FACEBOX PRO. (Fotografias padronizadas da face com luz “natural” e luz ultravioleta e
quantificação por meio dos gráficos das diversas variáveis: rugas faciais, tamanho dos poros,
“manchas”, acne, etc.).
abre possibilidades de se fazer abordagens intervencionais, para a melhora deste embricamento, como a
inserção de fios de Polidioxanona, relatada neste presente estudo. E quando este procedimento foi realizado
concomitantemente à modulação hormonal bioidêntica nanoestruturada, o resultado foi ainda melhor, vide
Figuras 28.1 A, B, 28.2 A e B.
Artigos recentes mostram que a reposição hormonal regula o transporte de cálcio e diminui a gravidade
do processo inflamatório [7]. Alguns trabalhos demonstraram que após a reposição hormonal houve uma
melhora na preservação da perda óssea [7]. A reposição de hormônios esteroides bioidênticos é considerada
uma terapêutica segura e eficaz no tratamento das quedas hormonais, especialmente em mulheres com a
peri-menopausa, bem como no controle da inflamação crônica [2]. A diminuição na produção de hormônios e a
não reposição destes têm sido associados ao aumento da degeneração da gordura subcutânea no terço médio
da face [16].
A reposição com hormônios bioidênticos regula diversos processos fisiológicos do corpo, sendo indis-
pensáveis para a saúde humana e para uma melhor qualidade de vida. A paciente que realizou tratamento
odontológico concomitantemente à harmonização facial com fios de PDO, concordou em se submeter à terapia
de reposição hormonal nano, a fim de melhorar a longevidade dos retentores de elevação com polidioxanona
(PDO). E como resultado, alcançou mais qualidade de vida, resgatando sua auto estima.
Juntamente com o estímulo de colágeno, aumento da espessura dérmica e proliferação de fibroblastos
promovidos pelos fios de polidioxanona (PDO) [9], o estradiol também se mostra como um dos principais
responsáveis pelo estímulo de colágeno e elastina, melhorando a função dos fibroblastos [13], a flacidez,
hidratação e o contorno facial como constatados na Figura 28.1 B. É possível ainda ressaltar que a testosterona
promove aumento da síntese de colágeno e mantém a tonicidade muscular [12]; enquanto que a progesterona,
302](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-302-320.jpg)
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EMPREGO DOS FIOS DE POLIDIOXANONA E REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA COM
SUBSTÂNCIAS NANOESTRUTURADAS VIA TRANSDÉRMICA
aumenta a expressão do fator de crescimento endotelial vascular (VEGF), inibe a inflamação e aumenta a
atividade da superóxido dismutase (SOD) [5]. Por essas razões, os autores acreditam que o presente trabalho
traz uma forte evidência da participação dos esteroides como anti-inflamatórios, atuando efetivamente no
processo de envelhecimento.
28.4 Conclusões
Os dados do presente estudo mostram que o uso de hormônios bioidênticos transdérmicos com
nanopartículas com indicação na HOF, sugeriu um aumento na vida útil dos fios quando associados aos
procedimentos com retentores de elevação com polidioxanona (PDO), elevando significativamente a qualidade
da pele como rugas faciais, tamanho dos poros, manchas, bem como a tonicidade muscular e espessura da
derme e epiderme. Além disso, trouxe mais qualidade de vida à paciente pela remoção das drogas alopáticas.
Contudo, mais estudos se fazem necessários para reafirmarem estes achados.
Agradecimentos
Agradeço à Faculdade Centro Oeste Paulista e ao Congresso de Ciência e Tecnologia de Biomateriais
pela oportunidade no incentivo e realização do trabalho exposto.
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![CAPÍTULO 28. TERAPIA CONJUGADA PARA TRATAMENTO DO ENVELHECIMENTO FACIAL.
EMPREGO DOS FIOS DE POLIDIOXANONA E REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA COM
SUBSTÂNCIAS NANOESTRUTURADAS VIA TRANSDÉRMICA
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![29 BENEFÍCIOS DA TERAPIA DE REPOSIÇÃO COM
HORMÔNIOS ESTERÓIDES NANOESTRUTURA-
DOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE
CASO.
Gisela Muassab Castanho1
, FACOP2
, ORCID 0000-0003-4431-4880;
Marco Antônio Botelho, FACOP2
, ORCID 0000-0001-5269-9966.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598440
Como citar
CASTANHO, G. M.; BOTELHO, M. A. BENEFÍCIOS DA TERAPIA DE REPOSIÇÃO COM HORMÔNIOS
ESTERÓIDES NANOESTRUTURADOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE CASO. In: ELIAS,
C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações
dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 304-313.
Tópicos
29.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 306
29.2 Relato de caso . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 307
29.3 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 310
29.4 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 312
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 312
RESUMO
A placa bacteriana ou biofilme é um fator etiológico primário que pode levar ao aparecimento da
Doença Periodontal (DP) no ser humano. O desenvolvimento da DP e de outras periopatologias, entretanto, é
multifatorial, não dependendo apenas da patogenicidade do biofilme, mas, sobretudo das condições sistêmicas
dos pacientes. A manutenção da saúde periodontal é amplamente determinada por fatores hormonais. Níveis
ideais de hormônios esteroidais são responsáveis pelo desenvolvimento e manutenção de saúde da matriz
osteoblástica e pela formação de colágeno, consequentemente da qualidade óssea e gengival. A diminuição dos
seus níveis séricos sanguíneos leva ao aparecimento e progressão da DP. O objetivo deste estudo foi relatar
1 Email: gisela.castanho@me.com
2 Faculdade do Centro Oeste Paulista](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-305-320.jpg)
![CAPÍTULO 29. BENEFÍCIOS DA TERAPIA DE REPOSIÇÃO COM HORMÔNIOS ESTERÓIDES
NANOESTRUTURADOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE CASO.
o tratamento de uma paciente, 48 anos, com perda óssea generalizada e mobilidade dental pós tratamento
ortodôntico de alta complexidade. Foram avaliados os níveis de alguns marcadores inflamatórios, bem como
os níveis dos hormônios esteroidais. Para a preservação da qualidade óssea e dos tecidos periodontais, foi
decidido o emprego de um tratamento clínico com técnicas periodontais convencionais juntamente com a
reposição dos hormônios em estado de deficiência por meio da terapia de reposição com hormônios bioidênticos
nanoestruturados (TRHBN), os quais foram carreados diretamente para a corrente sanguínea por um veículo
transdérmico nanodesenvolvido com lipossomas de oxigênio (LIPO2). Resultados: observou-se no período
estudado que ocorreu a manutenção do volume e qualidade óssea ao redor das estruturas dentárias, sem a
observação de continuidade de perdas ósseas radiograficamente. O nível de mobilidade das estruturas dentárias
passou do grau 3 para 1. Conclusão: O tratamento das periopatologias como a DP com cuidados terapêuticos
clínicos e reposição dos hormônios tireoidianos e esteroidais, por meio da utilização do veículo nanoestruturado,
proporcionou a recuperação da saúde periodontal, estando indicada esta terapia para a preservação dos tecidos
periodontais.
Palavras-chave: Doença Periodontal, Perda óssea, Hormônios esteroidais, Nanotecnologia.
29.1 Introdução
A placa bacteriana ou biofilme dental tem sido estabelecida como o principal fator etiológico para
o início da doença periodontal [21]. No entanto, sabe-se que estes patógenos, agressores do hospedeiro, são
necessários, mas não são suficientes para que a doença ocorra, pois existem as condições sistêmicas do indivíduo
que podem afetar a prevalência, progressão e severidade da doença periodontal [18]. Entre elas, podemos
citar os hormônios esteróides, os quais sugerem uma importante modificação de vários fatores que podem
influenciar a patogenicidade das doenças periodontais [13].
Os hormônios são moléculas específicas e regulatórias que modulam a reprodução, crescimento,
desenvolvimento e manutenção do meio interno [22]. Os efeitos hormonais refletem mudanças fisiológicas
e patológicas em quase todos os tecidos do corpo humano. Os hormônios esteroidais como a testosterona,
estradiol, progesterona e colicalciferol têm sido localizados em tecidos periodontais [10]. Isto pode trazer
consequências ao sistema endócrino e ter um papel importante na patogenia periodontal. E por esta razão é
que alguns autores afirmam que mudanças nas condições periodontais podem estar associadas com variações
em níveis hormonais. E isto tem sido comprovado por estudos que associam alterações gengivais com quebra
da homeostase do periodonto, frente a um agente etiológico local, alterando a resposta tecidual periodontal
nas diferentes fases hormonais da mulher, como puberdade, ciclo menstrual, ingestão de anticoncepcionais
orais, gravidez, menopausa e pós menopausa [1, 2].
Outro fator associado à doença periodontal é a osteoporose caracterizada pela reabsorção óssea. As
características degenerativas que levam à osteoporose é a perda da microestrutura e subsequente fratura,
enquanto, que a periodontite envolve perda óssea local inflamatória, seguida de infecção no osso cortical
alveolar que resulta em perda dental. Múltiplos são os fatores incluindo a idade, genética, mudanças hormonais,
cigarro, bem como a deficiência de Cálcio e Vitamina D o que leva à uma quebra da homeostase no que diz
respeito à remodelação óssea, balanço hormonal e solução da inflamação [37]. A osteoporose tem sido proposta
como um fator de risco para a doença periodontal. A associação das duas doenças tem maior prevalência em
mulheres mais jovens com maior significância em mulheres jovens na menopausa. Muitos estudos consideram
306](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-306-320.jpg)
![CAPÍTULO 29. BENEFÍCIOS DA TERAPIA DE REPOSIÇÃO COM HORMÔNIOS ESTERÓIDES
NANOESTRUTURADOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE CASO.
que que este fator de risco aumentado seja pela redução na produção de estradiol, além do decréscimo da
proteção da reabsorção óssea pela supressão da absorção de Cálcio [20, 31, 27]. Portanto, a deficiência de
Cálcio e Vitamina D são o maior fator de risco para a osteoporose e mais recentemente sugerem regra similar
para a doença periodontal. Também tem sido relatado que alterações nas forças oclusais podem causar um
aumento na prevalência de microfraturas em osso alveolar com osteoporose que pode levar a uma falha por
fadiga [4, 25].
A terapia de reposição hormonal bioidêntica transdérmica nanoestuturada (TRHTN) na Odontologia,
traz ao Cirurgião-Dentista a possibilidade de utilizar deste conhecimento e fazer a prescrição com a utilização
dos hormônios para tratamentos odontológicos [12]. Os hormônios são reguladores fisiológicos que modulam a
velocidade das reações e funções biológicas que acontecem no organismo. Mesmo em sua ausência, as mudanças
de velocidade podem adquirir ritmos diferentes e impactar no funcionamento ideal do organismo [5].
Os hormônios bioidênticos referem-se às substâncias hormonais que possuem a mesma estrutura
química e molecular encontrada nos hormônios produzidos pelo corpo humano; sem compostos moleculares
adicionais que possam alterar a ligação do hormônio com seu receptor na célula. A estrutura química do
hormônio é carreada diretamente para a corrente sanguínea por um veículo transdérmico nanodesenvolvido
com lipossomas de oxigênio (LipO2) que geram uma absorção muito rápida, segura e eficaz. Portanto, a
suplementação deste tipo de hormônio proporciona uma resposta natural e fisiológica [3], gerando aos indivíduos
saúde, equilíbrio e bem-estar. Em achados clínicos, vemos que, quando os níveis hormonais, estão abaixo do
esperado desencadeiam problemas de saúde física, química e mental, impactando negativamente a qualidade
de vida do indivíduo.
No Brasil, com a aprovação da Lei Federal N.º 9965/2000, que ratifica a prerrogativa da prescrição de
esteroides e peptídeos anabolizantes por cirurgiões-dentistas, lança-se um novo olhar sobre como as mucosas
se comunicam e como qualquer processo inflamatório, seja na boca ou no corpo, repercute em vários sítios,
fazendo com que tudo esteja interligado e interconectado [1].
O objetivo deste relato foi relatar que a terapia de modulação hormonal, feita com hormônios
bioidênticos nanoestruturados com aplicação transdérmica, em mulher pré menopausa, melhora parâmetros
inflamatórios e, por consequência, beneficiam as condições periodontais, melhora a qualidade óssea, favorecendo
a estabilidade de perda óssea alveolar e impactando positivamente a qualidade de vida do paciente.
29.2 Relato de caso
Paciente do sexo feminino, 48 anos de idade, passou grande parte da sua adolescência e início da
fase adulta com aparelhos ortodônticos convencionais e uso de miniplacas. Durante o exame clínico inicial,
detectamos biotipo gengival fino e delicado, presença de algumas recessões gengivais com exposição de colo,
acúmulo de tártaro sub e supragengival (Figura 29.1A) com gengivite generalizada, doença periodontal,
perda óssea, reabsorção de raízes, mobilidade grau 3 em incisivos e segundos molares inferiores, presença
de instabilidade oclusal, interferências oclusais e restaurações mal adaptadas. Em exames radiográficos
complementares iniciais, visualizamos pouca densidade óssea com regiões bem esponjosas com opacidade
reduzida, perda alveolar óssea generalizada, no entanto, sem profundidade de bolsas periodontais e reabsorção
de raízes (Figura 29.2A).
307](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-307-320.jpg)
![CAPÍTULO 29. BENEFÍCIOS DA TERAPIA DE REPOSIÇÃO COM HORMÔNIOS ESTERÓIDES
NANOESTRUTURADOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE CASO.
paciente relatou se sentir “outra pessoa”, com mais disposição e estimulada a continuar. O tratamento clínico
transcorreu de forma fluida e colaborativa por parte do paciente. A paciente se sentiu com muito mais ânimo
para suas atividades diárias e por isso mantivemos as mesmas doses prescritas inicialmente. O tratamento foi
iniciado em outubro de 2021 e após 11 meses, foram solicitados novos exames séricos para a comparação dos
níveis hormonais.
Clinicamente, foi detectado a remissão da inflamação gengival adicionada à melhoria nas condições e
cuidados na higiene oral (Figura 29.1B). Os resultados comparativos, revelaram um aumento considerável dos
hormônios esteróides com substancial melhora na sua qualidade de vida e problemas dentais, sem quaisquer
efeitos colaterais como voz grossa, aumento do clitóris, aumento de pelos como citados na literatura ao usar
drogas como ciprionato de testosterona e/ou acetato de medroxi progesterona [3].
A Tabela 25 mostra os resultados comparativos dos exames séricos antes e após o tratamento proposto.
Os níveis de testosterona saltaram de 279 para 1076 ng/dL. O estradiol e a progesterona consideradas abaixo
dos padrões aumentaram. O estradiol subiu de 0,8 para 2,6ng/dl e a progesterona foi de 33 para 197 ng/dL.
E, por último, o colicalciferol também aumentou indo de 31 para 92ng/dL, demonstrando a efetividade da
terapia proposta.
Tabela 25 – Tabela comparativa dos níveis hormonais em diferentes momentos do tratamento
RESULTADOS
PARÂMETROS -
HORMÔNIOS ESTEROIDAIS
ANTES
(AGOSTO DE 2021)
DEPOIS
(JULHO DE 2022)
Testosterona 279 ng/dL 1076 ng/dL
Estradiol 0,8 ng/dL 2,6 ng/dL
Progesterona 33 ng/dL 197 ng/dL
Vitamina D (Colecalciferol) 31 ng/mL 92 ng/mL
Ao longo destes 11 meses, não houve nenhum tipo de complicação clínica nem sistêmica. Pelo contrário,
houve melhoria clínica progressiva confirmada, a paciente respondeu muito bem ao tratamento e apresentou
excelente evolução do quadro clínico inicial com rápida recuperação funcional, diminuição da mobilidade dental,
melhora na mastigação bilateral trazendo maior conforto mastigatório. Além disso, foi notado clinicamente,
a regressão da mobilidade tanto nos segundos molares, como nos incisivos inferiores, indo do grau 3 para o
1 nos incisivos e remissão total da mobilidade nos segundos molares. Houve também melhorias no processo
de higienização bucal e regressão do processo inflamatório gengival, gerando aspecto gengival mais rosado e
saudável, com muito menos quantidade de formação de cálculo dental (Figuras 29.1A e B).
Radiograficamente, pôde-se observar melhora na densidade óssea. Comparando as duas radiografias
panorâmicas, o trabeculado ósseo que de uma forma geral que se encontrava com aparência mais radiolúcida,
sem definição, previamente à TRHTN, encontra-se mais organizado e definido depois de 11 meses. Observa-se
a manutenção e estabilidade no nível das cristas ósseas alveolares entre os dentes (Figuras 29.2A e B).
Sistemicamente, houve evolução do quadro clínico inicial. A paciente sente que sua saúde oral foi
devolvida, além de seu bem-estar para as atividades do dia a dia, com mais energia, disposição e vitalidade,
contrapondo e resolvendo uma das queixas principais do início do tratamento desde o início da reposição que
309](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-309-320.jpg)
![CAPÍTULO 29. BENEFÍCIOS DA TERAPIA DE REPOSIÇÃO COM HORMÔNIOS ESTERÓIDES
NANOESTRUTURADOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE CASO.
era o cansaço. Acreditamos que a melhoria clínica, vem dos resultados no aumento dos níveis séricos dos
hormônios esteróides administrados.
29.3 Análise e discussão
De acordo com Mascarenhas et al. [23] (2003), os hormônios esteróides, ditos como sexuais, são
derivados do colesterol e têm como estrutura em comum a presença de 3 anéis de 6 átomos de carbono e um
papel importante na manutenção da integridade do esqueleto, incluindo o osso alveolar. Como o estradiol tem
um efeito no metabolismo de osso mineral, enquanto a progesterona e a testosterona, um papel importante na
renovação óssea, acreditamos que a prevenção à perda óssea alveolar por meio da TRHTN foi de extrema valia
para a paciente, verificada e comprovada pelos resultados obtidos neste relato. Ressaltando a importância que
o Cirurgião-Dentista tem em avaliar os níveis hormonais frente à problemas bucais
Neste relato de caso clínico, a paciente já fazia uso de hormônios bioidênticos, mas não eram
nanoestruturados e o máximo que conseguiu foi que seus níveis de testosterona aumentassem para a faixa
de 279 ng/dL. Apesar de serem níveis mais elevados que o comum, ainda assim, o cansaço era evidente em
sua rotina, por isso buscava melhorias. Somente a partir do momento que iniciou o uso dos bioidênticos
nanoestruturados, em que a absorção é maior, que os resultados de sua testosterona deram um salto para
1076 ng/dL e a paciente relatou benefícios de boa disposição e eliminação do cansaço. Os níveis aumentados
de absorção nos hormônios bioidênticos nanoestruturados foram relatados e comprovados por Botelho et al.
[3], 2014 o que vem de encontro com o resultado encontrado neste relato, houve melhora na questão óssea
demostrada nos exames radiográficos como também, melhorias clínicas.
Corroborando com o trabalho de Gallagher et al. (1991) [8], vimos o quanto o aumento dos níveis da
progesterona, a qual tem um papel importante no acoplamento da reabsorção e formação óssea, foi importante
para a estabilização do quadro clínico e a não progressão da doença por quase um ano. Além disso, ressaltamos
a importância dos estrógenos na síntese e manutenção das fibras colágenas adicionados ao mecanismo de
ação direta no osso por meio da ação de receptores nos osteoblastos localizados em fibroblastos do periósteo,
lâmina dura e ligamento periodontal o que equivale a dizer que a ação dos hormônios se dá em diferentes
tecidos periodontais. Vimos clinicamente, a melhoria tanto do quadro gengival como periodontal.
Outro papel importante do estradiol e da progesterona é que eles funcionam como mediadores
inflamatórios por meio da produção de prostaglandinas. Segundo Plancak et al. (1998) [30], se a quantidade
de estradiol circulante parece ter uma correlação inversamente proporcional com a prevalência da doença
periodontal, era de se esperar que, quando os níveis destes hormônios decrescem, isso influencia diretamente
o agravamento da mobilidade e da estabilidade na inserção óssea agravando o processo inflamatório. Isto
indica que a circulação normal de estrógenos é essencial na proteção periodontal, portanto, importantíssimo a
reposição de maneira natural e bioidêntica sem a esterificação da molécula original. Desta forma, auxiliamos a
paciente a evitar a perda dental precoce.
De acordo com Morley et al. (2000) [26] e Parkar et al. (1998) [29], alguns receptores específicos
para testosterona são encontrados em tecidos periodontais, acreditando-se que a testosterona influencia a
manutenção da massa óssea e tem um importante efeito em mediadores da inflamação com a IL-6. Mais uma
razão de estarmos no caminho certo quando detectamos os benefícios do aumento nos níveis de testosterona
310](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-310-320.jpg)
![CAPÍTULO 29. BENEFÍCIOS DA TERAPIA DE REPOSIÇÃO COM HORMÔNIOS ESTERÓIDES
NANOESTRUTURADOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE CASO.
da paciente neste relato de caso. Isto corrobora com Mascarenhas et al. (2003) [23] que reportaram um efeito
inibitório da ciclooxigenase dada pela testosterona em gengiva e que este hormônio sexual pode ter um efeito
anti-inflamatório no periodonto, combatendo a doença periodontal.
Comparando homens e mulheres, existe uma tendência em achar que as mulheres são mais afetadas
que os homens com relação à densidade óssea. Alguns estudos relatam que 80% dos pacientes com osteoporose
são mulheres, Lau et al. (2001) [19] correlacionaram a isso um maior desequilíbrio hormonal ao longo de
suas vidas. O fato é que pelas diferenças hormonais entre homens e mulheres, podemos considerar que o
papel dos hormônios esteroides no aumento do processo de cicatrização e a reação do sistema endócrino na
doença periodontal podem ser distintos, levando os pacientes a tratarem, fazendo as devidas reposições e
reestabelecendo o equilíbrio de suas taxas hormonais para melhorarem sua saúde e quadro clinico, assim como
foi feito neste relato de caso.
Quanto ao metabolismo ósseo pré e pós menopausa, segundo Katz & Epstein (1993) [14], acredita-se
que a falência ovariana está associada à diminuição dos níveis hormonais, afetando a perda óssea que acontece
nas 20 primeiras décadas após a menopausa, induzindo à osteoporose com a diminuição da densidade óssea.
Na menopausa, a circulação de androgênios é diminuída, parte desta produção, advém da adrenal e a outra
parte dos ovários. Como o ovário não produz, essa circulação cai pela metade e afeta a proteção óssea, pois os
estrogênios são responsáveis pelo efeito inibitório da ação dos osteoclastos. A testosterona também tem uma
correlação positiva na densidade óssea e pacientes com baixos níveis também sofrerão os efeitos da osteoporose
[34]. A osteoporose é responsável pela diminuição da crista alveolar por unidade de volume, condição que
pode promover uma perda óssea mais acelerada quando encontramos pacientes com infecções periodontais
[36]. Tem sido reportado a incidência de periodontite correlacionada com sinais generalizados de osteoporose e
baixa densidade óssea da mandíbula com o amento na incidência de doença periodontal [15, 17, 16, 35]. A
suplementação de estrógeno é importante na redução da inflamação gengival e limitação da perda óssea na
osteopenia/osteoporose em mulheres na menopausa de acordo com Mascarenhas et al. (2003) [23].
A osteoporose é caracterizada pela condição de decréscimo na densidade óssea mineral cerca de pelo
menos 2 vezes e meia comparada aos valores normais de mulheres jovens e saudáveis, sendo o maior problema
em mulheres na menopausa. Cerca de um terço das mulheres acima de 65 anos sofrem sinais e sintomas
de osteoporose, essa desordem caracterizada pela baixa massa óssea. A deficiência de estrogênio é o fator
patogênico dominante para a osteoporose em mulheres [32]. Para que esperar a mulher entrar na menopausa,
se podemos repor antes mesmo que esses níveis interfiram na qualidade de vida do paciente. Concordamos
com Ettinger (1993) [7] que a reposição hormonal, em doses adequadas, pode diminuir ou prevenir a perda
óssea. A reposição de estradiol pode aumentar a densidade óssea e reduzir a inflamação gengival [28, 11].
Ainda assim, uma parcela muito pequena da população recebe este tipo de terapia e muito do que se fala
em deixar de cumprir uma boa prescrição é por causa do medo do câncer, sangramentos irregulares e outros
mínimos efeitos [33].
Outro ponto importante é agir no metabolismo do Cálcio com a reposição de Vitamina D, o
colicalciferol, o qual melhorou significativamente as condições periodontais e ajudou na retenção dos dentes
segundo Krall et al. (1996) [16], Miley et al. (2009) [24], Dixon et al. (2009) [6] e Garcia et al. (2011) [9],
impactando positivamente na prevenção da osteoporose e da doença periodontal, melhorando a mobilidade,
assim como foi visto neste relato de caso.
A deficiência hormonal compromete significativamente a qualidade de vida da mulher. Estão direta-
311](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-311-320.jpg)
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NANOESTRUTURADOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE CASO.
mente relacionadas com uma baixa do sistema imunológico como um todo, acarretando Síndrome do Pânico,
infecções vaginais fúngicas, hemorragia menstrual intensa, síndrome vaso-vagal, fibromialgia, nódulos mamários,
tensão pré-menstrual, irritabilidade, rinite, herpes, bruxismo, retração gengival, reabsorção óssea alveolar,
gengivite, cálculos dentais, osteopenia/osteoporose, entre outros. A reposição com hormônios bioidênticos
regula diversos processos fisiológicos do corpo sendo indispensáveis para a saúde humana e para uma melhor
qualidade de vida [23]. A paciente concordou em se submeter à terapia de reposição hormonal nano para fins
odontológicos, a fim de reduzir o comprometimento das consequências do início da menopausa na cavidade
oral e devolver sua saúde oral e assim estabilizar a sua perda óssea alveolar, inflamação gengival e prevenir a
osteopenia/osteoporose.
Um destaque importante neste relato de caso diz respeito aos aspectos relacionados à farmacocinética
e farmacodinâmica as quais deveriam ser incluídos em todo e qualquer procedimento odontológico. Uma
vez que a partir do seu conhecimento, torna-se oportuno demostrar de maneira clara não existir uma área
odontológica, como alguns autores teimam em afirmar. Verdadeiramente é importante salientar que o corpo
é indivisível e qualquer medicação odontológica terá repercussão em diversas áreas do corpo humano, não
agindo somente em áreas odontológicas, mas também de forma sistêmica uma vez que a corrente sanguínea é
uma só.
29.4 Conclusões
Os dados do presente estudo mostram que o uso de hormônios bioidênticos transdérmicos com
nanopartículas com indicação odontológica, além de reduzir a inflamação periodontal e controlar a reabsorção
óssea, melhorando a densidade óssea, atenuaram os processos inflamatórios e deram mais disposição à paciente.
Outros estudos para determinar a eficácia dos hormônios esteroides transdérmicos nanoestruturados
no tratamento de mulheres com doenças periodontais e prevenção da osteopenia/osteoporose ainda se mostram
necessários.
Agradecimentos
Agradeço à Faculdade Centro Oeste Paulista e ao Congresso de Ciência e Tecnologia de Biomateriais
pela oportunidade no incentivo e realização do trabalho exposto.
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![30 TERAPIA DE REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊN-
TICA NANOESTRUTURADA, VIA TRANSDÉR-
MICA, PARA TRATAMENTO DE MELASMA
Danielle de Pinho Tavares Lima1
, FACOP2
, ORCID 0000-0002-5252-0388;
Marco Antônio Botelho, FACOP2
, ORCID 0000-0001-5269-9966.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598487
Como citar
LIMA, D. de P. T.; BOTELHO, M. A. TERAPIA DE REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA NA-
NOESTRUTURADA, VIA TRANSDÉRMICA, PARA TRATAMENTO DE MELASMA. In: ELIAS, C. N.;
NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos
Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 314-320.
Tópicos
30.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 316
30.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 317
30.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 318
30.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 318
30.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 320
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 320
RESUMO
O Melasma é uma doença inflamatória de origem multifatorial, com maior frequência em pessoas
de meia-idade acometendo sobretudo as camadas epiteliais da derme profunda e epiderme. Este processo
inflamatório tem origem nos distúrbios hormonais, sobretudo em pacientes usuárias de drogas anticoncepcionais
com histórico de desequilíbrios dos hormônios androgênicos e predominância estrogênica. O emprego da
Finasterida, uma droga de efeito anti-androgênico, está relacionado ao aparecimento de melasmas em homens.
A terapia de reposição com hormônios bioidênticos é uma alternativa de tratamento que visa a recuperação
dos níveis hormonais com substâncias de estrutura química idênticas aos hormônios produzidos pelo próprio
organismo. Este tipo de terapia utiliza a nanotecnologia para realizar a permeação dos ativos, via transdérmica,
1 Email: dpinholima@gmail.com
2 Faculdade do Centro Oeste Paulista](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-315-320.jpg)
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TRANSDÉRMICA, PARA TRATAMENTO DE MELASMA
desta forma evitando a via de metabolismo hepático. Níveis ideais de hormônios esteroidais são responsáveis
pelo desenvolvimento e manutenção da saúde, uma vez que diminuem níveis inflamatórios séricos levando
à diminuição do melasma. Este trabalho tem como objetivo relatar o tratamento de reposição hormonal
bioidêntica nanoestruturada (TRHN), via transdérmica, em um paciente do sexo masculino de 53 anos, que
fazia uso de Finasterida e estatinas desde os 23 anos de idade. Resultados: Após 06 meses da Terapia de
Reposição Hormonal Bioidêntica Nanoestruturada observou-se melhora nos parâmetros inflamatórios séricos
além da diminuição, em torno de 80% da manifestação do melasma. Conclusão: A Terapia de Reposição
Hormonal Bioidêntica Nanoestruturada auxiliou na melhora dos parâmetros séricos inflamatórios sendo esta
uma importante terapia de auxílio à regressão do melasma.
Palavras-chave: Melasma, Hormônios esteroidais, Hormônios bioidênticos, Nanotecnologia.
30.1 Introdução
O melasma é uma doença adquirida relativamente comum, caracterizada por um padrão de hiper-
pigmentação facial castanho claro a escuro, marginalizado, assimétrico. Algumas áreas da pele ficam mais
expostas ao sol, como as bochechas, testa, lábio superior, nariz e queixo, e algumas vezes o pescoço também.
De acordo com sua distribuição, o melasma é classificado em três tipos: centro facial, malar e padrões
mandibulares. Histologicamente, o melasma é caracterizado pela deposição excessiva de melanina na epiderme
(tipo epidérmico, 70%), macrófagos dérmicos (tipo dérmico, 10%), ou ambos (tipo misto, 20%). O mesmo afeta
consideravelmente a qualidade de vida dos pacientes – com ênfase considerável em sua dificuldade terapêutica.
É diagnosticado clinicamente, tendo como ferramentas úteis para distinguir o melasma epidérmico e dérmico:
o exame de lâmpada de Wood, a microscopia confocal e a histologia [1].
Embora a prevalência de melasma entre várias etnias grupos e fototipos de pele seja diferente, o
desenvolvimento preferencial do melasma durante a idade reprodutiva das mulheres e a associação desta doença
com anticoncepcionais orais sugere que os hormônios sexuais, no sexo feminino, aceleram o desenvolvimento
e o agravamento do melasma, mesmo quando o impacto dos hormônios femininos tenha sido recentemente
minimizado. Durante a gravidez, em particular no terceiro trimestre, os níveis de hormônios placentários,
ovarianos e hipofisários, que são um estímulo para melanogênese, estão aumentados. De acordo com diferentes
observações, o melasma na gravidez tem maior probabilidade de estar associado a hormônios femininos
circulantes do que ao hormônio estimulador dos melanócitos (MSH) peptídeos [12].
O melasma tem sido considerado como uma consequência do uso de anticoncepcionais como progestina
e levonogestrel sintéticos, mesmo que o papel da pigmentação na pele pela progesterona tenha sido estabelecido.
Alguns autores descobriram que a progesterona está envolvida na patogênese do melasma, estimulando
melanogênese nos melanócitos epidérmicos. No entanto, outros estudos sugeriram que a prevenção do melasma
se dá por componentes da progesterona em contraceptivos orais, uma vez que a progesterona pode reduzir
a proliferação dos melanócitos sem efeitos significativos na atividade da tirosinase [5]. Considerando que os
hormônios sexuais femininos nas pílulas anticoncepcionais orais são fatores envolvidos no desenvolvimento do
melasma, poderíamos antecipar uma relação semelhante em mulheres na pós-menopausa que fazem reposição
hormonal por via oral.
Estudos epidemiológicos mostraram que o melasma em homens não é tão incomum como se pensa, mas
316](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-316-320.jpg)
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TRANSDÉRMICA, PARA TRATAMENTO DE MELASMA
os aspectos endocrinológicos parecem ter pouca relevância nos estudos. Em 2019, Burkhart e colaboradores [5]
relacionaram um aumento no número de pacientes do sexo masculino com melasma e a chegada da finasterida
que é uma medicação anti-androgênica.
Os andrógenos afetam várias funções da pele humana, como crescimento e diferenciação das glândulas
sebáceas, crescimento do cabelo, homeostase da barreira epidérmica e cicatrização de feridas. Seus efeitos
são mediados ligando-se ao receptor de andrógeno nuclear. O mecanismo de ação da finasterida é impedir a
expressão do DHT através da inibição da enzima 5α- redutase. Porém, esse anti-andrógeno tem atração pelo
mesmo receptor dos hormônios androgênicos, e sua expressão impede a ligação dos andrógenos aos respectivos
receptores e possibilitam a manifestação clínica do melasma [11].
Motivada pela busca de um tratamento conservador que possibilitasse melhor controle do melasma,
esse trabalho tem por objetivo demonstrar a melhora da manifestação clínica de melasmas, por meio de um
relato de caso clínico, em que o paciente foi submetido a uma terapia de reposição hormonal bioidêntica
transdérmica nanoestruturada (TRHBN), via transdérmica.
30.2 Materiais e métodos
A metodologia utilizada foi anamnese completa do paciente, com exame físico e odontológico com
análise facial, além de exames sérios, onde procurou-se avaliar parâmetros inflamatórios como: avaliação de
risco cardiovascular, resistência insulínica, bem como parâmetros hormonais ou anti-inflamatórios, dentre eles:
testosterona, progesterona, hormônios D (conhecido popularmente como vitamina D), estradiol e moduladores
de cálcio (PTH).
O paciente em questão, LFVJ, do sexo masculino, de 53 anos, tinha como principal queixa, manchas
escuras na face, principalmente testa, linha do cabelo e face em região de malar. Queixava-se de dores
articulares e musculares e, além disso, fazia o uso de Finasterida e Estatinas desde os seus 23 anos de idade.
Em abril de 2021, os resultados dos exames séricos apresentavam alteração em alguns parâmetros
inflamatórios: o PCRus era de 1,53 mg/l, a HbA1C 5,4% e o fibrinogênio 298mg/dl, demonstrando que algum
nível de inflamação esse indivíduo sofria. Além disso, os níveis hormonais estavam em desequilíbrio e abaixo
do esperado para um homem de meia-idade ainda em plena vitalidade, pois apresentava progesterona menor
que 0,20ng/dl e Testosterona de 257,9 ng/dl.
O tratamento proposto foi a diminuição da inflamação sistêmica, com melhora no estilo de vida, por
meio de uma alimentação anti-inflamatória, menor ingestão de carboidratos e bebida alcoólica, atividade física
regular, e suplementação de hormônios bioidênticos nanoestruturados.
Foi proposto, então, a utilização de testosterona bioidêntica nanoestruturada, na dosagem de 200mg,
via transdérmica, em região de antebraços ou costas, pois precisava ser uma área com a menor quantidade de
pelos, pela manhã. Utilizou-se também a progesterona de 20mg, associada à melatonina de 3mg, utilizada na
parte da noite, também em área sem pelos. Além desses, foi suplementado vitamina ou hormônio D associado
à vitamina A e k2, nas respectivas dosagens: 50.000UI, 5000UI e 150 mcg, em comprimidos sublinguais, a fim
de obter maior absorção sem o risco de sobrecarga hepática, devido à ausência do metabolismo de primeira
passagem.
317](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-317-320.jpg)
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TRANSDÉRMICA, PARA TRATAMENTO DE MELASMA
30.3 Resultados
Após 06 meses de tratamento com os hormônios bioidênticos nanoestruturados o paciente repetiu os
exames séricos, os quais apresentou melhora expressiva nos níveis hormonais ou anti-inflamatórios, além de
diminuição na expressão dos níveis inflamatórios, conforme observado na tabela 26.
Tabela 26 – Comparação dos resultados dos exames séricos antes e depois do tratamento proposto.
PARÂMETROS ANTES DEPOIS
PCR-us (mg/dl) 1,53 1,24
HGA-1c (%) 5,4% 5,0
Fibrinogênio (mg/dl) 298 25
Testosterona (ng/dl) 257,9 807,0
Progesterona (ng/ml) Menor que 0,20 0,50
PTH (pg/ml) 49,3 37,0
Vit./Hormônio D (pg/ml) 85,50 100,4
Os resultados demonstrados na tabela 26 mostraram um aumento nos níveis hormonais com valores
mais elevados e uma redução nos níveis dos parâmetros inflamatórios. Além disso, as imagens demonstradas
na Figura 30.1, pôde-se observar uma diminuição cerca de 80% na manifestação clínica do melasma.
Figura 30.1 – Fotos de antes e depois do tratamento proposto.
30.4 Análise e discussão
Os hormônios desempenham um papel importante na saúde humana, controlando e regulando
diferentes processos. Estudos recentes relataram que níveis regulares e estáveis têm efeitos benéficos para
a fisiologia humana [11]. A terapia hormonal convencional administrada por via oral é usada para aliviar
sintomas de menopausa. Os estrogênios transdérmicos não têm sido amplamente utilizados em mulheres
brasileiras com sintomas de menopausa. No entanto, um estudo recente de longo prazo indicou que não há
318](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-318-320.jpg)
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TRANSDÉRMICA, PARA TRATAMENTO DE MELASMA
risco aumentado de câncer ou distúrbios vasomotores em mulheres na menopausa usando terapia de reposição
hormonal transdérmica (TRHT) [13].
A tecnologia de liberação de medicamentos controlada representa uma inovação e essa estratégia pode
favorecer a saúde humana. Estudos recentes sobre essa metodologia usaram a espectroscopia confocal Raman
para descrever em tempo real a concentração do medicamento em cada camada da pele [7]. A nanotecnologia
é uma ferramenta potente e eficaz que traz novas perspectiva para as ciências da saúde, como a absorção
transdérmica. Recentemente, novas e fortes evidências sugerem que esse tipo de tecnologia tem propriedades
interessantes e únicas [10].
A nanoemulsão foi desenvolvida no Laboratório de nanotecnologia da Universidade Potiguar em
Associação com o Laboratório de Materiais Avançados da Universidade Federal do Ceará. Foram preparadas
duas formulações BIOLIP/ B2 ®. Progesterona a testosterona foram adquiridas na Sigma Aldrich (Saint
Louis, MO, EUA). Os principais componentes da emulsão foram os hormônios nanoparticulados e um veículo
intensificador de penetração transdérmica (Biolipid ® B2, Evidence Pharmaceuticals, São Paulo, SP, Brasil)
contendo ácido oleico, fosfolipídios e nutrientes compatíveis com a estrutura dérmica, o que melhora a
administração transdérmica de medicamentos [4].
O processo natural de envelhecimento faz com que os homens fiquem com níveis mais baixos de
testosterona. A produção de esperma torna-se gradualmente menor, os sintomas físicos e psicológicos tornam-se
parte desses níveis baixos. De acordo com a literatura, estima-se que a testosterona diminui cerca de 10% a
cada década após a terceira década [2].
Estudos recentes mostram que a restauração do nível de testosterona melhora os sintomas da
andropausa que são: osteopenia, aumento de massa gorda, distúrbio de humor, aumento da resistência à
insulina, perda de músculo esquelético e disfunção sexual. Por outro lado, muitos artigos têm mostrado que a
injeção de testosterona artificial pode induzir efeitos colaterais indesejáveis, como hiperplasia prostática benigna,
eventos cardiovasculares e, em muitos casos, câncer de próstata. Portanto, a identificação de uma testosterona
bioidêntica relatada por Botelho e colaboradores em 2013, pela Espectroscopia confocal Raman, pode proteger
as células de Leyding e facilitar a adesão ao protocolo transdérmico para minimizar a sintomatologia da
andropausa [3].
A progesterona, assim como a testosterona e a Vitamina D, são hormônios esteroides, derivados
do nosso colesterol, e modulam numerosos componentes do sistema imunológico em todo organismo. Sua
ação envolve tanto células imunes quanto células não imunes. Na forma de nanopartícula, a progesterona
transforma-se em uma substância com ligações altamente específicas em determinados locais de ação e, além
disso, pode ser utilizada em doses reduzidas [6]. O uso de progesterona bioidêntica Nanoestruturada foi relatada
na literatura como eficiente e potencial agente terapêutico na terapia pós menopausa e pós andropausa.
A secreção da melatonina nos seres humanos aumenta logo após o início da escuridão, com picos no
meio da noite (entre duas e quatro da manhã), e cai gradualmente durante a segunda metade da noite. Há
modulações diárias e sazonais de uma série de processos fisiológicos que estão relacionados à melatonina. As
concentrações séricas da melatonina variam consideravelmente de acordo com a idade. Ela é máxima nos
primeiros anos de vida, caindo imediatamente precedendo a puberdade e tornando-se mínima com a idade
avançada. Dessa forma, postula-se para a melatonina também um importante papel na determinação das
modificações fisiológicas associadas ao ciclo de vida: crescimento, amadurecimento e envelhecimento [8].
319](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-319-320.jpg)
![CAPÍTULO 30. TERAPIA DE REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA NANOESTRUTURADA, VIA
TRANSDÉRMICA, PARA TRATAMENTO DE MELASMA
O hormônio paratireóideo (PTH) desempenha um crucial papel na homeostase do cálcio e do fósforo.
Em contrapartida, a deficiência de cálcio e/ou de vitamina D, gera um aumento da concentração de PTH,
que mobiliza o cálcio e fósforo dos ossos, aumenta a reabsorção renal de cálcio e causa excreção de fósforo,
que normaliza o cálcio sérico e reduz as de fosfato [9]. Portanto, a suplementação de vitamina D para níveis
ideais e estáveis, protege o excesso de absorção de cálcio dos tecidos duros, dentes e ossos, e ajuda a manter
a homeostase do organismo. A associação da vitamina D com a vitamina K2, teve por objetivo auxiliar no
transporte de minerais, contribuindo assim, para melhorar a densidade óssea.
É importante destacar que a tecnologia de medicamentos de liberação controlada representa um
campo inovador. E esse tipo de estratégia pode trazer contribuições importantes para a saúde humana.
30.5 Conclusões
Os dados do presente estudo mostram que o uso de hormônios bioidênticos transdérmicos com
nanopartículas, melhoraram tanto os sintomas da andropausa, como foram capazes de melhorar a manifestação
clínica do melasma. Houve diminuição dos parâmetros inflamatórios, elevando significativamente a qualidade
da pele, diminuindo tamanho das manchas, bem como melhorando a flacidez e uniformizando a pele. Além de
trazer mais qualidade de vida e bem-estar ao paciente.
Apesar dos excelentes resultados clínicos, novos trabalhos são necessários nessa mesma linha. No
entanto, acreditamos que o uso de Hormônios bioidênticos nanoestruturados, pela via transdérmica, podem
ser um promissor tratamento de conquista de saúde e bem-estar.
Agradecimentos
Deixo meu agradecimento especial ao meu paciente, pela confiança e adesão ao tratamento, funda-
mentais para o resultado alcançado. Ao professor orientador Dr. Antônio Marco Botelho pelos ensinamentos
inovadores na área da Saúde Integrativa.
Referências
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![CAPÍTULO 30. TERAPIA DE REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA NANOESTRUTURADA, VIA
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![31 MANUTENÇÃO DE SAÚDE DAS ESTRUTURAS
MAXILOMANDIBULARES COM REPOSIÇÃO DE
HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS
POR NANOTECNOLOGIA BRASILEIRA. RELATO
DE CASO
Dênis de Souza Zanivan1
, FACOP2
, ORCID: 0000-0002-4399-2615;
Marco Antonio Botelho, FACOP2
, ORCID 0000-0001-5269-9966.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598613
Como citar
ZANIVAN, D. de S.; BOTELHO, M. A. MANUTENÇÃO DE SAÚDE DAS ESTRUTURAS MAXILO-
MANDIBULARES COM REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR
NANOTECNOLOGIA BRASILEIRA. RELATO DE CASO. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.;
MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3,
Recife - PE, Brasil. 2023. p. 321-331.
Tópicos
31.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 323
31.2 Ação da homocisteína sobre osteoblastos e osteoclastos . . . . . . . . . . . . . 324
31.3 Tratamento radioterápico e quimioterápico (TRQ) e a formação óssea . . . 324
31.4 Relato de caso . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 325
31.5 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 327
31.6 Análise e Discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 329
31.7 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 331
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 331
1 Email: zanivan@hotmail.com
2 Faculdade do Centro Oeste Paulista](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-322-320.jpg)
![CAPÍTULO 31. MANUTENÇÃO DE SAÚDE DAS ESTRUTURAS MAXILOMANDIBULARES COM
REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTECNOLOGIA
BRASILEIRA. RELATO DE CASO
RESUMO
A perda óssea nas estruturas maxilomandibulares é comum em idade avançada, estando relacionada,
dentre vários fatores, à deficiência hormonal, podendo ser mais intensa em pacientes submetidos à Tratamento
Radioterápico e Quimioterápico (TRQ). A menopausa é uma condição caracterizada pela diminuição da
síntese dos hormônios esteróides havendo estreita correlação com patologias ósseas, sobretudo em mulheres
idosas. O TRQ pode levar à piora nas condições hormonais das pacientes e impactar na saúde da cavidade
oral ocasionando diversos problemas como a diminuição no fluxo sanguíneo e salivar e diminuição da massa
óssea. O TRQ afeta sobremodo a produção dos hormônios esteróides e a queda hormonal é responsável por
manifestações clínicas nos tecidos que possuem receptores para esses hormônios, como o tecido ósseo e gengival.
O objetivo do presente estudo foi avaliar a evolução clínica, radiográfica e dos exames séricos sanguíneos de uma
paciente idosa, que se encontrava em um período de dois anos pós-TRQ, desdentada total e usuária de prótese
fixa sobre implantes, que reclamava de dores articulares, sobretudo nas Articulações Temporomandibulares
(ATM) e Distúrbios Intestinais Recorrentes (DIR). Neste estudo a paciente recebeu, por um período de 14
meses, a reposição com hormônios esteroidais bioidênticos desenvolvidos por nanotecnologia nacional. Estes
hormônios foram levados à corrente sanguínea, via transdérmica, por meio de um veículo nanoestruturado
desenvolvido no Brasil a partir de lipossomas de oxigênio (lipO2). A paciente recebeu acompanhamento
clínico, radiológico e laboratorial. Resultados: clinicamente foi observado que ocorreu involução dos sintomas
de ardência de mucosa oral e diminuição dos sintomas dolorosos em ATMs, bem como descrição de melhorias
em seu quadro de saúde geral com desaparecimento das DIR. Radiograficamente, observou-se manutenção da
qualidade e densidade ósseas. Os exames séricos mostraram a recuperação dos níveis sanguíneos hormonais
para patamares ideais. Conclusão: este estudo mostrou que as condições de saúde oral e geral podem ser
beneficiadas com a terapia de reposição com hormônios bioidênticos desenvolvido por nanotecnologia, havendo
a possibilidade de maiores estudos desta terapia em outras áreas da saúde humana.
Palavras-chaves: Perda óssea, Menopausa, Marcadores tumorais, Hormônios bioidênticos, Nanotec-
nologia.
31.1 Introdução
A perda óssea em idade avançada é um risco substancial à qualidade de vida e saúde. A osteoporose
é uma das doenças mais comuns relacionadas à idade do paciente afetando sobretudo mulheres em estado
de menopausa, devido à diminuição dos níveis hormonais implicar diretamente na diminuição de densidade
óssea [20] e perda de resistência da microestrutura óssea [14]. Esta condição é importante às estruturas
maxilomandibulares (EMM) pois, o sucesso ou fracasso a longo prazo dos implantes está relacionado à manu-
tenção de massa óssea [24]. Os níveis séricos dos hormônios esteróides e tireoidianos [28] são determinantes na
formação e manutenção do tecido ósseo. Estudos prévios [20, 14] identificaram que pacientes, sobretudo idosos,
submetidos a Tratamento Radioterápico e Quimioterápico (TRQ) tem comprometimentos na microcirculação
sanguínea intraóssea que, somados à diminuição dos níveis hormonais podem ser fatores determinantes no
estabelecimento de osteoporose [20, 14], que podem levar implicar diretamente no quadro de perda óssea
323](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-323-320.jpg)
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REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTECNOLOGIA
BRASILEIRA. RELATO DE CASO
periimplantar [1].
31.2 Ação da homocisteína sobre osteoblastos e osteoclastos
Um dos fatores de risco determinante no estabelecimento de perdas ósseas nas EMM são as altas
concentrações de Homocisteína (HC), considerada por Van Meurs et al. (2004) [29] e McLean et al. (2004) [22]
como marcador inflamatório e fator de risco para o desenvolvimento de patologias ósseas. O estímulo para os
osteoblastos (OB) iniciarem a produção da matriz óssea pode ser avaliado pelo aumento da atividade de fosfatase
alcalina (FA) e secreção de peptídeos N terminais pró-colágeno I (PTPC) e formação da matriz mineralizada.
FA, PTPC e a osteocalcina são produzidos nas diferentes fases da formação óssea [17] representando os
diferentes momentos das funções dos OB na formação óssea [26]. FA é um marcador que aparece no início da
fase proliferativa dos OB, normalmente em torno de 1 a 12 dias; PTPCs caracterizam a fase de maturação da
matriz osteoblástica, sendo seus níveis plasmáticos maiores por volta de 12 a 20 dias do início da ação dos OB.
Osteocalcina é um marcador que tem seus níveis elevados durante a fase de mineralização da matriz óssea, ou
seja, no final do ciclo de mineralização, a partir dos 20 dias. Estes marcadores refletem as diferentes fases:
proliferativa, maturação e mineralização, respectivamente, pelo estímulo dos OB [27, 19].
Altos níveis de HC podem ocasionar redução de resistência óssea à compressão axial próximo nas
epífises femurais, devido à acentuada perda de osso trabecular podendo acarretar fraturas nestas regiões [11,
13]. Hermann et al 2007 [13], realizaram pesquisa sobre a ação da HC sobre a atividade dos OB, em seu estudo
coletaram OB humanos primários de oito diferentes doadores, para realização de testes, in vitro, os quais foram
repetidos oito vezes, para conferir alta confiabilidade estatística em sua pesquisa. Os autores [13] analisaram a
influência das concentrações plasmáticas de HC sobre a atividade dos OB in vitro demonstrando que a HC,
em concentrações plasmáticas baixas, parece participar na ativação dos OB, entretanto, em concentrações
plasmáticas elevadas ocorre a supressão do estímulo aos OB. Em outro trabalho, Hermann et al. (2008) [12],
relacionaram altas concentrações de HC com deficiências de vitamina B6, B12, folatos e função renal anormal
[19].
Em idosos, elevados níveis plasmáticos de HC, estão relacionados à deficiência de vitamina B12 [15] e
deficit de função renal [19] indicando redução na capacidade de metilação da HC. A deficiência de vitamina
B leva à supressão da atividade dos OB e estimula a atividade de osteocalcina na fase de mineralização
óssea, o que leva ao aumento da HC [12], que por sua vez estimula a ação dos osteoclastos (OC) levando à
reabsorção óssea [17, 11, 13]. Além disto, altas concentrações de HC são consideradas fator de risco para o
desenvolvimento de periodontopatias [12].
31.3 Tratamento radioterápico e quimioterápico (TRQ) e a formação óssea
A qualidade de vida pós-TRQ pode diminuir em consequência dos efeitos ionizantes empregados
para impedir a replicação das células tumorais e seus efeitos sobre a microcirculação local [5]. A radioterapia
realizada em regiões de intestino interfere na homeostase intestinal afetando a produção de hormônios e
neurotransmissores [7], afetando a qualidade de tecido ósseo, mesmo a distância da região tratada [30, 25].
Do mesmo modo a terapia com drogas quimioterápicas podem interferir na síntese hormonal. Os telômeros
324](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-324-320.jpg)
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REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTECNOLOGIA
BRASILEIRA. RELATO DE CASO
são estruturas de proteção dos cromossomos, essenciais no controle da divisão celular e os hormônios sexuais
aumentam a atividade da telomerase, enzima que protege os telômeros de serem danificados [3]. Segundo
Calado et al. (2009) [4] a testosterona (T) aumenta a atividade da telomerase em células hematopoiéticas
primárias humanas e os receptores de estrogênio mediam a ativação da enzima telomerase, exercendo efeito
semelhante da T sobre a atividade enzimática da telomerase. Alguns quimioterápicos atuam impedindo a
secreção de telomerase. O tamoxifeno inibe os efeitos do estradiol (E2) e da T sobre a telomerase. Letrozol é
inibidor da aromatase e age bloqueando os efeitos dos hormônios esteróides sobre a telomerase, impedindo
a replicação celular, não apenas nas células tumorais, mas em todas as demais células do organismo [3, 4].
Não obstante a importância da quimioterapia, seus efeitos podem ser deletérios sobre os níveis hormonais
e a ocorrência de perda óssea e inflamação periodontal são condições patológicas diretamente associadas
à diminuição dos hormônios tireoidianos [28] e esteroidais [5, 9, 2], sobretudo em mulheres menopausadas
submetidas à TRQ [25].
A osteoporose é uma condição caracterizada pelo desbalanço de produção de OB e OC e a produção
e sinalização destas células dependem dos níveis hormonais [13]. Uma queda brusca na produção hormonal
endógena afeta diretamente a produção da matriz mineralizada óssea [20, 5, 9, 2] e interfere no balanço
celular entre OB e OC [13]. A Lei Federal N.º 9965/2000 [6] corrobora a prerrogativa de prescrição de
esteroides por cirurgiões-dentistas (CD), viabilizando possibilidades terapêuticas para o tratamento das
condições ósseas patológicas que afetam as estruturas maxilomandibulares. Estudos recentes na área da
nanotecnologia demonstraram a eficácia e segurança do uso transdérmico de T e E2 bioidênticos para mulheres
na pós-menopausa natural ou que sofreram menopausa induzida por cirurgia, gerando uma vida mais saudável
[3]. Em outro estudo, Botelho et al. (2012) [2] avaliaram os efeitos comparativos da terapia com estrogênio
transdérmico associado à progesterona bioidêntica e verificaram que a progesterona não interferiu nos resultados
quando comparada com os estrogênios isoladamente, mostrando que a reposição de hormônios bioidênticos
realizada por veículo transdérmico com lipossomas de oxigênio (lipO2) nanoestruturados é eficaz sem gerar
efeitos adversos no metabolismo da glicose [2]. Baseado nestas pesquisas, o presente estudo teve por objetivo
o relato de caso de tratamento odontológico com reposição hormonal nanoestruturada em paciente idosa, com
prótese implantossuportada em mandíbula, submetida à remoção cirúrgica de tumor colorretal e TRQ e, que
veio a desenvolver diversas patologias, em cavidade bucal e em seu estado de saúde geral.
31.4 Relato de caso
Paciente idosa do sexo feminino, com protocolo de seis implantes em mandíbula instalados há 20
anos, foi submetida aos 79 anos de idade à remoção cirúrgica de um pólipo retal, diagnosticado em exame
histopatológico como tumor colorretal (carcinoma escamoso) e em seguida submetida ao tratamento de TRQ.
A paciente possuía prótese implantossuportada em mandíbula, realizada há quase 20 anos e em consulta
de revisão em 2021 foi observado depósito de tártaros abaixo da prótese implantossuportada. A paciente
mencionou sintomas de secura e ardência em mucosa oral e língua, sinais indicativos de perda de lubrificação da
mucosa oral. A paciente também relatou sentir dores articulares nas articulações temporomandibulares (ATMs)
e dos membros inferiores. A paciente desenvolveu Distúrbios Intestinais Recorrentes (DIR) após o TRQ,
apresentando acentuada perda de peso, com sinais de senectude, perda de memória e depressão. Após exame
de sangue para levantamento dos marcadores inflamatórios e níveis séricos hormonais, foi apresentado pelo
325](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-325-320.jpg)
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REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTECNOLOGIA
BRASILEIRA. RELATO DE CASO
seu CD um diagnóstico de queda acentuada dos hormônios esteroidais e tireoidianos, situação característica
de menopausa avançada e hipotireoidismo[28].
Pelo histórico de tratamento de tumor e TRQ, foi avaliado o marcador CA 125, que é uma glicoproteína
de alto peso molecular, considerado um bom previsor para avaliação de tumores ovarianos, apesar da baixa
prevalência [15, 16]. Sua elevação, em geral, pode ocorrer de 2 a 12 meses antes de qualquer evidência clínica
de tumores. O CA 125 também pode se elevar em situações clínicas de cirrose, cistos de ovário, endometriose,
hepatite e pancreatites, com sensibilidade em torno de 50% no estádio clínico I [15],. Também foi solicitado o
marcador tumoral CA 19.9 ou antígeno de Lewis que se trata de um antígeno carboidrato da superfície de
células cancerosas podendo ser detectado por penetrar na corrente sanguínea. Seu valor normal de referência
é 37 U/mL [16]. Este marcador tumoral é indicado no auxílio ao estadiamento e à monitoração de tratamento
em primeira escolha de câncer de pâncreas e trato biliar e, em segunda escolha, no câncer coloretal [21,
10]. Esses marcadores são úteis para o manejo clínico dos pacientes com histórico de câncer, auxiliando nos
processos de diagnóstico, estadiamento, avaliação de resposta terapêutica, detecção de recidivas e prognóstico.
O primeiro exame sérico da paciente mostrou elevados níveis de fibrinogênio em 303 mg/dL, insulina
em 21 µUI/mL, hemoglobina glicolisada em 5,5% e HDL em 38 mg/dL. O nível de Globulina Ligadora de
Hormônios Sexuais (SHBG) estava em 26 nmol/L no primeiro exame sérico (out/2020). A SHBG é produzida
no fígado possuindo grande afinidade à testosterona e pouca afinidade ao E2 [18] e esta dosagem sérica
apresentada pela paciente assemelha-se a um conjunto de fatores que podem implicar elevado risco para
doenças cardiovasculares [18], sobretudo em pacientes menopausadas [9]. Como a insulina é um importante
fator regulador de SHBG seus elevados níveis podem significar resistência insulínica se destacando entre
os fatores predisponentes a presença de obesidade, altos níveis de triglicérides, HDL reduzido e resistência
insulínica [18]. Os níveis dos hormônios tireoidianos estavam baixos e o TSH em 5,44 µUI/mL. O nível sérico da
Triiodotironina (T3) estava em 0,32ng/mL, bem abaixo do mínimo para o primeiro quartil que é de 0,60 ng/ml
e a tiroxina (T4) estava inicialmente em 4,40 ng/mL, abaixo do mínimo de referência para a idade adulta (4,5
a 12,3 ng/mL), condição esta que caracteriza hipotireoidismo subclínico [28]. Esta condição subclínica é muitas
vezes imperceptível e pode causar a baixa no metabolismo corporal, além disso, os hormônios tireoidianos são
responsáveis pela manutenção da temperatura basal, com vários outros benefícios, dentre eles a proteção contra
problemas periodontais [28], daí a importância em manutenção de bons níveis séricos para estes hormônios.
Os níveis séricos de E2 estavam abaixo de 10 pg/mL, indicando o estado de menopausa. Todos os
hormônios esteróides estavam abaixo dos níveis séricos ideais para a idade. Botelho et al (2015) [2] mostrou
em seus estudos que esta condição de déficit hormonal acentuado prejudica a densidade óssea, sobretudo para
a manutenção da qualidade do tecido ósseo [9] nas EMM. Com intuito de prevenir a perda óssea ao redor dos
implantes instalados em mandíbula, foi decidido pela reposição de hormônios bioidênticos conforme prévios
estudos [2, 9, 23]. O tratamento de RHBTN teve início em janeiro de 2021, sendo instituído a reposição diária
dos hormônios esteroides e tireoidianos que se encontravam em baixos níveis séricos. O tratamento de RHBTN
compreendeu inicialmente a reposição via transdérmica dos hormônios T 100mg/g, progesterona 80 mg/g, E2
5 mg/g, estriol 10mg/g, Triiodotironina (T3) 5mcg, tiroxina (T4) 10mcg e colecalciferol (D3) 40.000UI. Além
destes hormônios a paciente fez suplementação diária com retinol 3.000UI, vitamina K2 120mcg e vitamina
B12 500mcg. Todos estes exames séricos obtidos ao longo do tratamento encontram-se na Tabela 27.
As evidências científicas [24] suportam o emprego da radiografia panorâmica (RP) como uma técnica
simples e de baixo custo, que não envolve altas doses de radiação, e que permite a identificação da qualidade
326](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-326-320.jpg)
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REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTECNOLOGIA
BRASILEIRA. RELATO DE CASO
Tabela 27 – Tabela com os resultados dos exames séricos nos anos de 2020, 2021 e 2022.
Parâmetros iniciais Out/2020 Fev/2021 Jan/2022 Referências Lab
Triglicerídeos (mg/dL) 112 98 86 Inf a 150
Glicose jejum (mg/dl) 102 98 100 60 a 99
Colesterol t (mg/dl) 154 132 148 Inf a 190
Hdl (mg/dl) 38 42 42 Sup a 40
Ldl (mg/dl) 74 86 84 Inf a 100*
Creatinina (mg/dl) 0,92 0,84 0,89 0,40 a 1,40
Ferritina (mg/dl) 89,0 86,4 81,0 10 a 254
Ureia (mg/dl) 36 34 38 15 a 45
Àc úrico (mg/dl) 5,6 5,6 5,8 1,5 a 6
Magnésio (mg/dl) 1,54 1,63 1,84 1,58 a 2,56
Cálcio (mg/dl) 9,4 9,6 9,4 8,8 a 11
Zinco (ug/dl) 60,9 84,4 98,6 70,0 a 120,0
Tgo (u/l) 19 16 17 Até 35
Tgp (u/l) 16 15 13 Até 35
Pcr us (mg/dl) 1,970 1,438 1,302 Até 1
Fibrinogênio (mg/dl) 303 212 185 200 a 393
Hem glic a1 total (%) 6,1 5,8 5,6 Inf a 7
Insulina (µ ui/ml) 21 19 12 3 a 25
Homocisteína (µ mol/l) 15,40 13,40 12,20 4,44 a 13,56
Ca 19-9 (u/ml) 16 13 8,4 Inf a 37
Ca 125 (u/ml) 11 5,8 5,7 Inf a 35
Testosterona (ng/dl) -10 304,52 642 10 a 82
S-dhea (µ g/dl) 18 23 34 7 a 177
17 β estradiol (pg/ml) -10 38,6 42,0 Até 138
Pth (pg/ml) 42,0 38,0 36,0 15,0 a 65,0
Progesterona (ng/ml) 0,12 0,84 1,61 Inf a 0,73
Tsh (µ ui/ml) 5,44 3,52 3,01 0,48 a 5,60
T3 (ng/ml) 0,32 0,73 0,84 0,60 a 1,81
T4 (ng/ml) 4,40 6,60 6,70 4,5 a 12,3
27 oh vit d (ng/ml) 18 196 175 30 a 60
Cortisol (mcg/dl) 8,4 12,7 10,7 5,3 a 22,4
Shbg (nmol/l) 26,3 29,4 32,6 23,2 a 159,1
Calcitonina (pg/ml) 2,0 2,0 2,0 Inf a 5
*Risco intermediário
tratada com TRQ e a cavidade oral, não houve influência ionizante sobre as estruturas maxilomandibulares,
mesmo assim, a influência da terapia se dá como resultado das consequências sobre a saúde geral dos pacientes
submetidos à TRQ, como problemas intestinais[7], falta de apetite, perda de peso, imunossupressão [30] e
diminuição dos níveis hormonais [25].
A reposição de D3 40.000UI diária não foi considerada alta, haja vista corresponder a prescrição diária
de 1mg/dia de colecalciferol, que é um hormônio esteróide erroneamente classificado como vitamina[7]. Sua
reposição é de suma importância pois a maioria da população está em deficiência deste hormônio e seus efeitos
sobre a imunidade, resposta inflamatória e densidade óssea são muito importantes [23]. A manutenção de bons
níveis séricos de D3 é sobretudo importante para pacientes idosos, usuários de próteses implantossuportadas,
pelos benefícios que a reposição de D3 gera à promoção de saúde geral e aumento da resistência contra doenças
328](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-328-320.jpg)
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REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTECNOLOGIA
BRASILEIRA. RELATO DE CASO
como também para promoção de qualidade óssea peri-implantar [8].
A paciente apresentou excelente evolução do quadro clínico inicial relatando aumento da salivação e
diminuição do desconforto bucal que sentia com as ardências e secura bucal. Concomitante ao tratamento
a paciente relatou diminuição das dores em articulações como joelhos e quadris. O tratamento de RHBTN
continuou ininterruptamente durante os meses em que foram realizados os exames de sangue. Em janeiro de
2022 foi observado que a paciente obteve ganho de peso corporal de 14kg, alcançando 53 kg, tendo ocorrido,
neste período, apenas um caso de DIR. Ao mesmo tempo foi observada gradual melhoria em sua cognição e
memória, com menores eventos de esquecimentos. Os níveis iniciais de hemoglobina glicada que eram de 6,1%
declinaram em quatro meses resultando em 5,8% e em quatorze meses chegaram à 5,6%. Níveis ainda altos,
porém, em diminuição constante e sem uso de nenhuma droga para diabetes. Parte deste benefício foi devido
ao controle alimentar da idosa, que restringiu açucares e carboidratos de sua dieta diária. Esta observação
é muito importante e comprova que diabetes é uma condição patológica que pode ser controlada mediante
adequada dieta e reposição hormonal bioidêntica.
31.6 Análise e Discussão
A análise pela RP, do período anterior e posterior ao TRQ mostrou que os níveis ósseos corticais
foram mantidos sem o desenvolvimento de patologias periodontais. Não houve perda de altura óssea no
terço cervical dos implantes instalados em mandíbula em comparação pela RP (Figuras 31.1 e 31.2). O
desaparecimento da secura de mucosa oral e ardência em língua mostrou que os níveis de salivação melhoraram
e parte deste benefício foi devido à reposição de E2 que é um hormônio esteróide responsável pela lubrificação
em mucosas como a cavidade oral [9]. Em termos gerais, houve melhora cognitiva caracterizada clinicamente
pela observação de autoconfiança e compreensão pela paciente de suas melhorias, tanto em cavidade oral
quanto pelas descrições de menor índice de dores articulatórias, sobretudo nas ATMs. A paciente mostrou
vitalidade e ânimo de vida com a continuidade da terapia e foi interessante observar o aumento de cognição
em termos de avaliação de seu comportamento social, mais interativo com seu tratamento.
No primeiro exame sérico a homocisteína estava em 14,50 µmol/dL, insulina em 21 µUI/mL, e hemo-
globina glicosilada em 6,1% caracterizando respectivamente, estado de risco cardiovascular, hiperinsulinemia
e diabetes. Com o tratamento de RHBTN houve melhorias nos índices destes marcadores inflamatórios no
segundo e terceiro exames séricos. A homocisteína diminuiu para 12,20 µmol/dL, insulina em 12 µUI/mL, e
hemoglobina glicosilada em 5,5%, níveis ainda altos, porém em diminuição, o que se permite afirmar que o
tratamento de RHBTN foi beneficial à saúde geral da paciente (Tabela 27). Fakih et al (2009)[7] demonstraram
a importância da suplementação com D3 em pacientes com histórico de cânceres colorretais. A suplementação
diária não ocasionou hipercalcemia, os níveis de cálcio se mantiveram estáveis durante todo o tempo do estudo,
com leve variação. Sabe-se que o hormônio D3 é responsável por depositar o cálcio no tecido ósseo e esta
suplementação diária pode ter auxiliado na melhoria dos distúrbios intestinais que a paciente tinha no início
do tratamento.
Um marcador inflamatório que mostrou importante redução foi o fibrinogênio, que inicialmente estava
em 303 mg/mL e no terceiro exame sérico estava em 185 mg/mL. O fibrinogênio é uma glicoproteína plasmática
sintetizada pelo fígado, que influencia na cascata de coagulação, resultando em aumento da formação de fibrina,
sendo por isso, diretamente relacionado ao risco cardiovascular e formação de trombos. O aumento dos níveis
329](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-329-320.jpg)
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REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTECNOLOGIA
BRASILEIRA. RELATO DE CASO
dos hormônios esteróides, particularmente, testosterona e estradiol parecem ter colaborado com a diminuição
do fibrinogênio por estimularem a diminuição da formação de trombina, o que diminui as chances de estados
pré-trombóticos [9]. Conforme Botelho et al (2012) [9] e Botelho et al (2015) [2] o emprego dos hormônios
bioidênticos nanoestruturados via transdérmica é um meio eficaz para a realização de reposição hormonal.
Pela análise sérica no decorrer do tratamento notou-se gradual diminuição dos marcadores inflamatórios com
o aumento dos níveis hormonais. Essa observação conferiu eficácia à via de reposição transdérmica realizada
para os hormônios bioidênticos os quais possuem as mesmas funções orgânicas dos hormônios naturais do
organismo [2, 9].
Os níveis séricos de testosterona foram os que mais aumentaram, indo de níveis inferiores à 10 ng/dL
(2020) para 642 ng/dL (2022). Este resultado é bem superior as referências medianas normalmente observadas,
entretanto, o acompanhamento da paciente permitiu verificar a melhora em sua qualidade de vida, incluindo
melhorias cognitivas e de memória. Estes fatos podem estar associados ao aumento dos níveis séricos de
testosterona devido à sua capacidade de melhorar o fluxo sanguíneo hemato-encefálico [5]. A reposição dos
hormônios tireoidianos, em idosos, é importante para a manutenção do metabolismo basal e para auxiliar na
diminuição das patologias periodontais [1]. Os hormônios tiroidianos T3 e T4 foram repostos em doses baixas,
consideradas fisiológicas e como resultado levaram ao pequeno aumento destes hormônios em níveis séricos
(Tabela 27). Os resultados com estas dosagens iniciais mostraram que doses maiores podem ser empregados
para se alcançar níveis séricos ideais para a idade, conforme os valores de referências usados para este estudo.
Em nosso estudo os marcadores tumorais CA 125 e 19-9, inicialmente em níveis baixos tiveram leve
diminuição no intervalo de tratamento o que pode ser considerado um bom resultado, não se podendo extrapolar
que este resultado seja esperado de ocorrer em outros casos devendo ser considerado a necessidade de maiores
estudos, com maior número de pacientes e, em situação de tumores em tratamento, ao mesmo tempo recebendo
o protocolo nanohormonal. Observou-se, na verdade, que o emprego de hormônios bioidênticos, estruturalmente
semelhantes aos hormônios produzidos pelo organismo geraram resultados fisiológicos, semelhantes ao que
ocorreria em situação de níveis hormonais naturais normais [2, 9]. Pode-se observar na tabela 27 que os
níveis séricos de TSH diminuíram com a reposição hormonal, mesmo assim, ainda sendo considerados como
níveis séricos altos, permite afirmar que doses maiores de hormônios tireoidianos bioidênticos poderiam ainda
ser empregados. Esta observação mostra que, durante a reposição nanohormonal deve-se adequar as doses
mediante o resultado dos exames séricos.
Outro ponto a ser observado foi que o a reposição dos hormônios esteroides elevou levemente os níveis
de SHBG, apesar de pouco, este aumento mostra que a reposição de hormônios esteroides bioidênticos estimulou
a produção de SHBG, o que indica haver uma sinalização para o aumento das proteínas transportadoras de
hormônios esteroides demonstrando ocorrer uma reativação do sistema de transporte hormônio-célula com a
reposição hormonal realizada. O protocolo estabelecido de reposição hormonal mostrou eficácia em reduzir os
níveis dos marcadores inflamatórios e tumorais estando estes resultados de acordo com estudos prévios [9].
Deve ser mencionado que a paciente foi orientada a diminuir sua alimentação de açucares e carboidratos o
que certamente colaborou nos resultados, sobretudo auxiliou na diminuição dos triglicerídeos. No intervalo
de acompanhamento clínico não houve relatos de problemas relacionados à pressão arterial, função renal e
urinária. As melhorias quanto à grande diminuição na frequência de diarreias foi o fator considerado no ganho
de peso observado na paciente.
330](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-330-320.jpg)
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BRASILEIRA. RELATO DE CASO
31.7 Conclusões
A manutenção da qualidade óssea das EMM é condição de saúde necessária, sobretudo em idosos
usuários de próteses implantossuportadas. Conclui-se que o tratamento de reposição hormonal bioidêntica
transdérmica nanoestruturada é eficaz no auxílio ao tratamento de manutenção da densidade óssea das EMM
e diminuição de sintomatologia bucal normalmente associada à menopausa. O protocolo também se mostrou
efetivo pela diminuição dos marcadores inflamatórios e tumorais no período estudado, o que é, sobretudo
importante em pacientes tratados com radioterapia e quimioterapia. Espera-se que novos estudos com maior
grupo de pacientes e em diferentes condições tumorais sejam realizados, para melhor se avaliar os benefícios
deste protocolo sobre o estado de saúde oral e geral.
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![32 NANOEMULSÕES COMO SISTEMAS DE DRUG
DELIVERY PARA O CONTROLE DE BIOFILMES
BACTERIANOS
Carina Lucena Mendes-Marques1
, CETENE2
, ORCID 0000-0002-3111-7063;
Rayane Cristine Santos da Silva, CETENE2
, ORCID 0000-0002-4765-7283;
Almerinda Agrelli, CETENE2
, ORCID 0000-0002-9908-742X;
Niédja Fittipaldi Vasconcelos, CETENE2
, ORCID 0000-0002-2440-0039;
Maria Betânia Melo de Oliveira, UFPE3
, ORCID 0000-0001-5188-3243;
Giovanna Machado, CETENE2
, ORCID 0000-0002-9058-3056.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598672
Como citar
MENDES-MARQUES, C. L.; da SILVA, R. C. S.; AGRELLI, A.; VASCONCELOS, N. F.; de OLIVEIRA, M.
B. M.; MACHADO, G. NANOEMULSÕES COMO SISTEMAS DE DRUG DELIVERY PARA O CONTROLE
DE BIOFILMES BACTERIANOS. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de
SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p.
332-338.
Tópicos
32.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 334
32.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 335
32.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 336
32.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 336
32.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 338
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 338
1 Email: carina.marques@cetene.gov.br
2 Centro de Tecnologias Estratégicas do Nordeste
3 Universidade Federal de Pernambuco](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-333-320.jpg)
![CAPÍTULO 32. NANOEMULSÕES COMO SISTEMAS DE DRUG DELIVERY PARA O CONTROLE DE
BIOFILMES BACTERIANOS
RESUMO
Biofilmes bacterianos são comunidades de microrganismos envoltas em uma matriz de exopolissa-
carídeos aderida a uma superfície. Diferentes dispositivos médicos podem ser contaminados por biofilmes
bacterianos, a exemplo de cateteres, implantes dentários e ortopédicos, próteses mamárias e outros, dificultando
a penetração de antimicrobianos e o controle da infecção. Dessa forma, diferentes estudos têm sido conduzidos
a fim de investigar novos agentes com potencial antibiofilme. Nesse contexto, a nanotecnologia se mostra
um campo bastante promissor nessa área, apresentando diversas vantagens, entre elas, o desenvolvimento
de sistemas para entrega controlada de fármacos, diminuindo a toxicidade sistêmica e efeitos adversos no
organismo. Esta revisão de literatura aborda o estudo de nanoemulsões como sistemas de “drug delivery”
para o combate de biofilmes bacterianos. Esta revisão de literatura tem como objetivo abordar o estudo de
nanoemulsões como sistemas de entrega controlada de fármacos e produtos bioativos para o combate e controle
de biofilmes bacterianos. Foi realizada busca por artigos de pesquisa completos publicados no Science Direct
usando os descritores “biofilm”, “drug delivery”, “infection” e “nanoemulsion”. Os estudos foram selecionados
com base em sua relevância na área. Os critérios de exclusão foram artigos sobre fungos e que não eram artigos
de pesquisa. O encapsulamento de drogas, óleos essenciais e outras substâncias com ação antimicrobiana e/ou
antibiofilme contribui significativamente para redução da concentração inibitória mínima dessas drogas contra
diferentes micro-organismos, bem como aumenta a sua ação antibiofilme. Tais nanossistemas apresentam
diversas vantagens como a melhora do perfil farmacocinético e terapêutico das substâncias encapsuladas, além
de permitir a liberação local e controlada, reduzindo o efeito citotóxico. Ainda, são biocompatíveis e podem ser
desenvolvidos de forma a facilitar a permeação celular de fármacos. A busca realizada neste trabalho resultou
em 91 artigos de pesquisa completos e foi observado um aumento significativo no número de publicações
ao longo dos anos, mostrando que o desenvolvimento de nanoformulações é uma tendência crescente e têm
se mostrado uma estratégia efetiva no tratamento de infecções associadas a micro-organismos multidroga
resistentes, sendo uma alternativa promissora no enfrentamento da resistência antimicrobiana. Nanoemulsões
como sistemas de drug delivery são uma alternativa promissora para a administração de antibióticos com o
objetivo de controlar biofilmes bacterianos devido às suas características superiores em relação às prepara-
ções convencionais, incluindo liberação controlado do medicamento, melhor biodisponibilidade, proteção do
medicamento contra degradação química ou enzimática e biocompatibilidade.
Palavras-chave: Biofilme, Nanoemulsões, Drug delivery, Infecções.
32.1 Introdução
Biofilmes são comunidades formadas por microrganismos que se organizam de forma bastante
coordenada e funcional, envoltas por uma matriz exopolissacarídica que confere estrutura, além de atuar como
barreira protetora [1]. O biofilme é um microambiente com duas áreas bastante distintas: a parte mais interna,
onde as condições são controladas, e a parte mais externa, superficial, onde as bactérias estão mais suscetíveis
a condições de estresse ambiental. Denominam-se células sésseis aquelas que se localizam na região interna,
enquanto as células da superfície são chamadas planctônicas [9]. As células sésseis expressam genes diferentes
334](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-334-320.jpg)
![CAPÍTULO 32. NANOEMULSÕES COMO SISTEMAS DE DRUG DELIVERY PARA O CONTROLE DE
BIOFILMES BACTERIANOS
daqueles expressos pelas células planctônicas, e a sobrevivência do biofilme deve-se, em parte, graças a isso,
uma vez que é devido a essa mudança na expressão de determinados genes que as células sésseis conseguem
controlar o microambiente, protegendo-se contra mudanças externas, sejam elas de pH, temperatura, falta de
nutrientes, presença de agentes bactericidas, dentre outros [1].
Quando em biofilme, as bactérias se comunicam através de um complexo sistema denominado quorum
sensing (QS), onde elas regulam sua expressão gênica em resposta a flutuações na densidade da população
celular bacteriana. As bactérias produzem e liberam moléculas químicas sinalizadoras chamadas autoindutores,
que aumentam em função da densidade celular, permitindo que grupos de bactérias alterem o comportamento
de maneira síncrona em resposta a mudanças no microambiente. O sistema QS regula vários processos celulares,
desde a regulação da luminescência bacteriana, fatores de virulência, tolerância a desinfetantes, formação de
esporos, produção de toxinas, motilidade, etc. [3].
Essa diferença no padrão genético das bactérias em biofilme tem uma implicância na sua relevância
clínica. Por exemplo, Streptococcus pneumoniae expressa genes responsáveis por sepse quando está livre
no sangue, enquanto que quando presente na forma de biofilme, a bactéria expressa genes que estão mais
relacionados a pneumonia e meningite [6]. Estima-se que 65% das infecções bacterianas são provocadas por
microrganismos em biofilme [2], desde infecções periodontais como placa bacteriana e periodontite, passando
por sinusite, endocardite principalmente em pacientes que tem alguma válvula cardíaca artificial, fibrose
cística, até as infecções associadas a dispositivos médicos como próteses, implantes, sondas e cateteres [12].
A capacidade de formar biofilme associada à resistência antimicrobiana é ainda mais preocupante.
Sabe-se que microrganismos em biofilme são até 1000x mais resistentes a drogas e isso se deve a diversos fatores
como: maior facilidade de dispersão de genes de resistência por transferência horizontal, à presença da matriz
exopolissacarídica que dificulta a entrada das drogas antimicrobianas e à heterogeneidade bacteriana presente
no biofilme que também leva a dificuldade no tratamento [12]. Diante disso, a comunidade científica tem se
preocupado em desenvolver novas formas de tratamento de biofilmes bacterianos. Dentre as novas tecnologias,
destaca-se o desenvolvimento de nanoemulsões carreadoras de drogas e compostos com reconhecida ação
antimicrobiana [7]. Diversos estudos na área têm sido conduzidos e o objetivo deste capítulo é abordar o papel
das nanoemulsões como sistemas carreadores de substâncias antimicrobianas frente a biofilmes bacterianos.
32.2 Materiais e métodos
A fim de entender o papel das nanoemulsões no tratamento de biofilmes bacterianos, foi realizada
uma revisão bibliográfica com base em no banco de dados Science Direct, utilizando os descritores “biofilm”,
“drug delivery”, “infection” e “nanoemulsion” separados por vírgulas. Com o objetivo de refinar as buscas,
os seguintes critérios de inclusão foram adotados: artigos de língua inglesa, de pesquisa original, artigos
relacionados ao desenvolvimento de nanoemulsões como sistema de drug delivery e com avaliação da atividade
antibiofilme. Os critérios de exclusão adotados foram: artigos não originais, artigos que não foram escritos na
língua inglesa, artigos relacionados a fungos, artigos que não apresentavam nanoemulsões como sistema de
drug delivery e que não avaliaram a atividade contra biofilme.
335](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-335-320.jpg)
![CAPÍTULO 32. NANOEMULSÕES COMO SISTEMAS DE DRUG DELIVERY PARA O CONTROLE DE
BIOFILMES BACTERIANOS
32.3 Resultados
Figura 32.1 – Número de publicações sobre nanoemulsões para tratamento de biofilmes por ano.
Fonte: Autoras.
A busca resultou em 91 artigos de pesquisa completos entre 2005 e 2023. Observou-se a existência
um intervalo nas publicações entre 2006 a 2013 onde não foi encontrado nenhum artigo que atendesse aos
critérios mencionados. A figura 32.1 mostra o número de publicações em cada ano e evidencia um aumento
significativo no número de publicações nessa temática a partir de 2014, mostrando que o desenvolvimento de
nanoformulações para controle de biofilmes bacterianos é uma tendência crescente.
32.4 Análise e discussão
Nanoemulsões são nanossistemas isotrópicos e termodinamicamente instáveis, relativamente simples de
serem obtidas. Elas possuem um potencial significativo no encapsulamento de drogas e produtos farmacêuticos
de uma forma geral, sendo muito utilizadas também como sistema de encapsulamento de compostos ativos que
possuem baixa solubilidade em água e que necessitam de veículos lipídicos para sua administração, também
são sistemas bastante eficientes para o encapsulamento de óleos essenciais para diferentes aplicações. As
nanoemulsões podem ser definidas como sistemas heterogêneos constituídos de dois ou mais líquidos imiscíveis,
normalmente óleo e água, sendo um denominado fase dispersa e outro, fase dispersante. De acordo com a
proporção das fases, os sistemas podem ser classificados como nanoemulsões óleo-em-água (O/E), quando
gotículas de óleo estão dispersas em uma fase aquosa, ou nanoemulsões água-em-óleo, quando gotículas de
água estão dispersas em uma fase oleosa. Para que haja a homogeneização dos sistema, é necessário a aplicação
de energia para que ocorra a quebra da interface óleo/água e gotículas menores sejam formadas, além disso,
se faz necessário a adição de agentes emulsificantes para conferir estabilidade à interface dos líquidos e evitar
que as gotículas formadas coalesçam [5].
As nanoemulsões são altamente benéficas para desmontar biofilmes devido à sua penetração proficiente
em matrizes porosas e contato próximo com a superfície do biofilme, permitindo assim uma alta concentração
de agentes antibacterianos (Figura 32.2).
A natureza lipofílica das nanoemulsões pode produzir interação com o EPS, levando ao rompimento
336](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-336-320.jpg)
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BIOFILMES BACTERIANOS
Figura 32.2 – Ação de nanoemulsão penetrando através da matriz exopolissacarídica e liberando seu conteúdo
no interior de um biofilme, desmontando-o.
Fonte: Autoras.
e desprendimento da camada lipídica, favorecendo a ação do antimicrobiano ou do produto encapsulado [13].
Devido ao seu tamanho reduzido, as nanoemulsões aumentam a biodisponibilidade de drogas nos biofilmes
e permitem a permeação através de barreiras biológicas, mantendo uma liberação controlada do produto
encapsulado e protegendo-o contra mecanismos de degradação [15]. As bactérias normalmente têm diâmetros
variando de 0,2 a 10 µm e as nanoemulsões, a depender do método de preparação, têm uma ampla gama de
tamanhos de partículas, variando de 2 até 500 nm, o que facilita o contato e interações com as membranas
bacterianas.
Dentre os mecanismos de ação descritos na literatura, as nanoemulsões são reportadas por exibirem
uma variedade de propriedades bactericidas por diferentes vias, muitas das quais podem acontecer simultanea-
mente, como: 1) interações eletrostáticas das nanoemulsões com grupos carregados presentes em superfícies
bacterianas, resultando em danos à membrana e vazamento citoplasmático; 2) atividade catalítica aumentando
a produção de espécies reativas de oxigênio (ROS), como radicais hidroxila e superóxidos, causando estresse
celular oxidativo; e 3) entrega de agentes terapêuticos, pois penetram facilmente nas células bacterianas
através da fusão de membranas, facilitando a entrega de suas cargas [10].
Infecções provocadas por bactérias em biofilme são difíceis de serem controladas. Quando estas estão
associadas a dispositivos médicos, geralmente as estratégias de controle envolvem a retirada do dispositivo,
associada a antibioticoterapia de longo prazo com altas dosagens de drogas e, muitas vezes, usando a
combinação de antibióticos com diferentes mecanismos de ação [16]. Essa alta carga de antimicrobianos leva
a um grau de nefrotoxicidade e hepatotoxicidade, muitas vezes incompatível com a sobrevida do paciente.
Além disso, muitas vezes, a retirada do dispositivo médico não é possível. Por isso são necessários estudos que
tragam alternativas ao tratamento convencional.
Por fim, as nanoemulsões como sistemas nanoestruturados para drug delivery são uma estratégia
efetiva no tratamento de infecções associadas a bactérias presentes em biofilme [4, 11, 8, 14] e tem se tornado
uma alternativa promissora no enfrentamento da resistência antimicrobiana.
337](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-337-320.jpg)
![CAPÍTULO 32. NANOEMULSÕES COMO SISTEMAS DE DRUG DELIVERY PARA O CONTROLE DE
BIOFILMES BACTERIANOS
32.5 Conclusões
Devido às suas propriedades físico-químicas e funcionais, as nanoemulsões têm usos muito promissores
como sistemas de drug delivery para controle de biofilmes bacterianos e por isso, eles têm destaque nas
pesquisas científicas. De uma forma geral, as nanoemulsões como veículos de antimicrobianos, peptídeos ou
óleos essenciais, apresentaram bom desempenho na eliminação de biofilmes. Por outro lado, os trabalhos
avaliados não seguiram a mesma metodologia para estudo de formação e de eliminação de biofilme e isso deve
ser levado em conta.
Agradecimentos
Os autores agradecem ao Centro de Tecnologias Estratégicas do Nordeste, ao Conselho Nacional
de Desenvolvimento Científico e Tecnológico e ao Departamento de Bioquímica da Universidade Federal de
Pernambuco.
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1555.
338](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-338-320.jpg)
![CAPÍTULO 32. NANOEMULSÕES COMO SISTEMAS DE DRUG DELIVERY PARA O CONTROLE DE
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339](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-339-320.jpg)
![33 APLICAÇÃO DE NANOPARTÍCULAS CONTRA
BACTÉRIAS MULTIDROGA RESISTENTES E FOR-
MADORAS DE BIOFILME
Tainara Fernandes Dantas1
, UFPE2
, ORCID 0000-0001-9623-5135;
Rafael Artur de Queiroz Cavalcanti de Sá, UFPE2
, ORCID 0000-0002-0313-1482;
Hévellin Talita Sousa Lins, UFPE2
, ORCID 0000-0001-5431-9525;
Carina Lucena Mendes Marques, CETENE3
, ORCID 0000-0002-3111-7063;
Maria Betânia Melo de Oliveira, UFPE2
, ORCID 0000-0001-5188-3243.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598710
Como citar
DANTAS, T. F.; de SÁ, R. A. de Q. C.; LINS, H. T. S.; MARQUES, C. L. M.; de OLIVEIRA, M. B.
M. APLICAÇÃO DE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA RESISTENTES E
FORMADORAS DE BIOFILME. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de
SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p.
339-349.
Tópicos
33.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 342
33.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 342
33.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 343
33.3.1 Resistência microbiana . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 343
33.3.2 Biofilme . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 343
33.3.3 Bactérias ESKAPE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 344
33.3.4 Nanopartículas metálicas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 344
33.3.5 Nanopartículas orgânicas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 345
33.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 347
33.4.1 Atividade antimicrobiana e antiformação de biofilme de Nanopartículas Metálicas 347
33.4.2 Atividade antimicrobiana e antiformação de biofilme de Nanopartículas Orgânicas 348
33.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 348
1 Email: tainara.dantas@ufpe.br
2 Universidade Federal de Pernambuco
3 Centro de Tecnologia Estratégicas do Nordeste](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-340-320.jpg)
![CAPÍTULO 33. APLICAÇÃO DE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA
RESISTENTES E FORMADORAS DE BIOFILME
33.1 Introdução
Infecções causadas por bactérias resistentes aos antibióticos continuam sendo um dos maiores desafios
na saúde pública mundial. Essas infecções, conhecidas como Infecções Relacionadas à Assistência à Saúde
(IRAS) são reflexo do uso persistente dos antibióticos pela automedicação dos pacientes, além da alta exposição
desses organismos à pressão seletiva do ambiente hospitalar, principalmente em Unidades de Terapia Intensiva
(UTIs) [20]. No Brasil, as infecções desencadeadas por bactérias resistentes estão presentes em aproximadamente
80% dos casos clínicos em UTIs [3]. Um fator que agrava ainda mais o cenário de resistência é a capacidade
desses microrganismos formarem biofilme, o que dificulta o tratamento, contribuindo para o aumento da
permanência do paciente no hospital, e consequentemente, um aumento dos custos no setor da saúde [26].
A Organização Mundial da Saúde (OMS) em 2017 publicou uma lista de bactérias resistentes classifica-
das como alto e crítico risco, as quais foram consideradas prioritárias na pesquisa, descoberta e desenvolvimento
de novas moléculas, com capacidade de reduzir essa resistência [31]. Dentre essas estão:Enterococcus faecium,
Staphylococcus aureus, Klebsiella pneumoniae, Acinetobacter baumannii, Pseudomonas aeruginosa e Entero-
bacter sp., representadas pelo acrônimo ESKAPE. Esse grupo apresenta alta resistência a múltiplas drogas
utilizadas na prática clínica e são as principais causadoras das IRAS no mundo [17]. A resistência a múltiplas
drogas está classificada entre os três problemas graves de saúde pública a serem enfrentados [31].
Diante disso, há uma necessidade urgente e crítica de projetar e desenvolver novas alternativas
terapêuticas, tanto para erradicar como reduzir a multidroga resistência nesses microrganismos. Dentre as
novas tecnologias emergentes, destaca-se a utilização de Nanopartículas (NPs) [17]. As NPs são biomateriais
com dimensões entre 1-100 nm com ampla aplicação na agricultura, nos produtos farmacêuticos e como
agentes transportadores de antimicrobianos. Atualmente, elas são consideradas como substitutos viáveis e/ou
suplementos aos antimicrobianos existentes e podem ser de dois tipos: inorgânicas, como NPs de metais, e
orgânicas, como lipossomos, micelas e compostos poliméricos [14].
Segundo dados atuais da Agência Nacional de Vigilância Sanitária [2] as bactérias resistentes causam
anualmente 700 mil mortes em todo o mundo, e estima-se que em 2050 esses números cheguem a 10 milhões
de mortes por ano. Outra característica importante que agrava o tratamento das infecções é a formação de
biofilme por essas bactérias, dificultando o tratamento por agentes antimicrobianos. Associado ao aumento
da multirresistência está a falta de novos e eficazes antimicrobianos. Atualmente as buscas por NPs com
biomateriais tem ganhado mais espaço e podem ser uma opção terapêutica viável para tratamento de infecções
por organismos MDR [17, 19]. Diante dessa problemática, a presente proposta busca avaliar o potencial
antimicrobiano e antibiofilme das NPs contra bactérias ESKAPE multidroga resistentes.
33.2 Materiais e métodos
O presente estudo trata-se de uma revisão bibliográfica narrativa, nos quais foram realizadas buscas
eletrônicas nos principais bancos de dados: PubMed, Science Direct, Periódicos CAPES. Os descritores
utilizados para realizar a pesquisa, foram: Nanoparticles, Multidrug resistance, Biofilm e ESKAPE separadas
por ponto e vírgula.
Para seleção dos artigos realizou-se uma leitura prévia de títulos e resumos das publicações realizadas
342](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-342-320.jpg)
![CAPÍTULO 33. APLICAÇÃO DE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA
RESISTENTES E FORMADORAS DE BIOFILME
no período de 2018-2022, com exceção para contextos históricos, classificações e definições. Com o objetivo
de refinar as buscas, adotou-se os seguintes critérios de inclusão: artigos de língua inglesa e portuguesa,
pesquisa original, artigos com isolados ESKAPE MDR, relacionados a formação de biofilme e com avaliação
da atividade antimicrobiana de NPs. Foram excluídos àqueles artigos que não atenderam aos critérios de
inclusão.
33.3 Resultados
33.3.1 Resistência microbiana
As bactérias podem ser classificadas como, Sensível (S), a dosagem padrão do antibiótico, Interme-
diárias (I), quando há uma diminuição da sensibilidade da bactéria ao antibiótico na dosagem padrão, e
Resistente (R), quando há falha terapêutica com o uso do antibiótico. Além disso, a resistência microbiana
pode ser dividida em três classes: Multidroga Resistente (MDR), quando são resistentes a pelo menos um
antibiótico chave de três ou mais classes de antibióticos; Extensivamente Droga Resistente (XDR), quando são
resistentes a um ou mais antibióticos em quase todas as categorias, exceto uma ou duas e Pandroga Resistente
(PDR), quando são resistentes a todos os antibióticos testados na prática clínica [18].
A resistência pode ser do tipo intrínseca, no qual a bactéria possui mecanismos adaptativos naturais,
expressos do seu DNA genômico; e adquirida, que pode ser por meio de mutações nos próprios genes de
resistência ou pela aquisição de material genético de outras bactérias, através da transferência horizontal
de genes podendo ser por: transformação, pela absorção de fragmentos de DNA presentes no ambiente; por
transdução, com troca de DNA por meio de um vetor bacteriófago; e por conjugação, através da troca de
plasmídeos ou transposons, sendo este o mais comum [6, 8].
Os principais mecanismos de resistência de acordo com a forma de inativação do antibiótico podem
ser: pela redução da permeabilidade da membrana externa; sistema de efluxo hiperexpressos; pelo bloqueio
ou proteção do sítio alvo do antibiótico; produção de enzimas que degradam ou modificam antibióticos e
alteração do sítio alvo do antibiótico.
Infecções por bactérias MDRs está principalmente associada as IRAS, sendo as UTIs o setor principal,
no qual os antibióticos são amplamente usados. Há uma maior pressão seletiva das bactérias nesse ambiente e
nesses pacientes de adquirirem resistência aos antibióticos utilizados na prática clínica. Além da maior chance
de sua dispersão no ambiente hospitalar [9].
33.3.2 Biofilme
As bactérias possuem dois modos de vida: um plânctônico, de forma livre, nos quais podem ser
encontradas dispersas no meio e outro que corresponde a forma séssil através da formação do biofilme bacteriano.
O biofilme pode ser definido como comunidades bacterianas envolvidas por uma matriz extracelular polimérica
autoproduzida, composta por proteínas, carboidratos e/ou DNA extracelular, facilitando a sobrevivência das
bactérias em ambientes hostis e extremos [10].
As principais características relacionadas ao modo séssil de crescimento das bactérias, incluem: perda
343](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-343-320.jpg)
![CAPÍTULO 33. APLICAÇÃO DE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA
RESISTENTES E FORMADORAS DE BIOFILME
de expressão do gene relacionado a formação do flagelo, produção de componentes da matriz de biofilme,
indução de mecanismos de resistência a antibióticos (incluindo bombas de efluxo, mesmo quando os biofilmes
cresceram na ausência de antibióticos) e níveis aumentados de determinantes de virulência [23].
Como consequência, as células no biofilme exibem características e comportamento distintos daquelas
bactérias planctônicas, com as características marcantes a resistência inata às defesas imunológicas do
hospedeiro e sua maior tolerância ao estresse, incluindo falta de nutrientes, desidratação e dificultando a
penetração de antibióticos. Notavelmente, os biofilmes foram relatados como sendo de 10 a 1.000 vezes mais
tolerantes a vários antibióticos em comparação com as bactérias planctônicas [13].
A formação desse biofilme é outro fator que agrava ainda mais os quadros de infecções por bactérias
resistentes, uma vez que dificulta o tratamento com antibióticos, diminuindo o acesso desses medicamentos à
estas comunidades [32].
Infecções por bactérias MDRs e formadoras de biofilme estão principalmente relacionadas a disposi-
tivos implantados, como cateteres, válvulas cardíacas protéticas, marca-passos cardíacos, lentes de contato,
substituições de articulações e linhas intravasculares, principalmente em UTIs [24, 12]
33.3.3 Bactérias ESKAPE
O grupo ESKAPE compreende as bactérias Gram-positivas:E. faecium e S. aureus, e as Gram-
negativas: K. pneumoniae, A. baumannii, P. aeruginosa e Enterobacter spp. Esse grupo é considerado pela
OMS (2017) prioridade alta e crítica para a saúde pública, devido principalmente a multirresistência observada
nos isolados clínicos. Além disso, as bactérias ESKAPE são as principais relacionadas as IRAS nos hospitais
em todo o mundo [4].
Em 2018 a ANVISA publicou uma lista de isolados clínicos de IRAS em UTIs adulto, pediátrica e
neonatal no Brasil. As “ESKAPE” estão entre as mais recorrentes nesses ambientes, mostrando um perfil de
resistência, predominantemente, aos carbapenêmicos e as cefalosporinas, para as Gram-negativas e Oxacilina
e vancomicina, para as Gram-positivas.
O Quadro 28 mostra as principais resistências microbiana em isolados ESKAPE relacionados a
Infecções Primárias de Corrente Sanguínea associado a Cateter Venoso Central (IPCS-CVC). Os isolados
foram ordenados pela quantidade de recorrências nas UTIs adulto, pediátrica e neonatal no Brasil. O IPCS-
CVC é considerado um indicador a ser monitorado obrigatoriamente em todo o Brasil pelos hospitais públicos
e privados com dez ou mais leitos de UTIs [3].
33.3.4 Nanopartículas metálicas
As MNPs são as mais amplamente estudadas, devido as suas propriedades antimicrobianas, conferidas
pela liberação dos íons metálicos no organismo bacteriano. Dentre elas, destaca-se o emprego de prata (AgNPs),
de ouro (AuNPs), cobre (CuNPs), zinco (ZnONPs), magnésio (MgNPs), etc. [29].
Dentre as diversas aplicações das AgNPs, destaca-se suas propriedades antimicrobianas para a
produção de novos medicamentos para o tratamento de infecções por bactérias MDRs. Suas propriedades
fisiológicas e químicas básicas são responsáveis pela sua bioatividade. Ademais, o tamanho tem um efeito
344](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-344-320.jpg)
![CAPÍTULO 33. APLICAÇÃO DE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA
RESISTENTES E FORMADORAS DE BIOFILME
Tabela 28 – Resistência Microbiana de isolados ESKAPE relacionados a IPCS-CVC em UTIs do Brasil.
Isolados
(Ordem de recorrência)
Resistência
UTI adulto
(%)
UTI pediátrica
(%)
UTI neonatal
(%)
Gram-negativas
Acinetobacter spp. Carbapenêmicos 79 44 28
P. aeruginosa Carbapenêmicos 9 8 77
K. pneumoniae Cefalosporinas 27 30 35
K. pneumoniae
Carbapenêmicos
Cefalosporinas
44 21 10
Enterobacter spp. Cefalosporinas 24 23 29
Enterobacter spp.
Carbapanêmicos
Cefalosporinas
21 6 6
Gram-positivas
S. aureus Oxacilina 52 42 37
E. faecium Vancomicina 53 41 15
S. aureus Vancomicina 4 1 2
Fonte: Adaptado da ANVISA (2018) [3].
na atividade antibacteriana, uma vez que tamanhos menores das AgNPs demonstram melhor atividade
antimicrobiana, devido sua área de superfície maior [15].
As AuNps também são bastante estudadas, incluindo sua ação antimicrobiana. O ouro é multivalente
e pode se ligar a muitos tipos de ligantes, possibilitando então a capacidade antibacteriana contra bactérias
Gram-positivas e Gram-negativas. A ação desse nanomaterial vai variar de acordo com sua forma e tamanho,
no entanto, tanto partículas menores quanto maiores demonstraram efeitos sobre bactérias. As AuNPs também
são muito usadas juntamente com AgNPs, melhorando a biocompatibilidade e liberação controlável de Ag+
[21].
Outras MNPs como as CuNPs, óxido de ferro (Fe3O4NPs), óxido de zinco (ZnONPs), dióxido de
titânio (TiO2NPs), demonstram potencial como agentes antimicrobianos com base nas propriedades físico-
químicas de cada elemento metálico. Além da estrutura elementar, tamanho e forma das MNPs desempenham
um papel fundamental nessa atividade, bem como, os métodos de sínteses podem determinar a atividade
antimicrobiana [28].
A combinação de uma infinidade dos efeitos celulares das MNPs pode ter um tremendo impacto
no combate a bactérias MDRs. Alguns dos mecanismos de ação incluem (Figura 33.1): capacidade dos íons
metálicos de interagir com o DNA, fazendo alterações; liberação de metais pesados e ROS; ruptura da
membrana e extravasamento do conteúdo celular, etc. [5].
33.3.5 Nanopartículas orgânicas
A nanotecnologia farmacêutica tem utilizado NPs orgânicas para a entrega inteligente de drogas com
o objetivo de melhorar o direcionamento e desempenho de fármacos no organismo e para diminuir os efeitos
adversos do medicamento. Dentre as NPs, destacam-se a síntese de NPs poliméricas, como os lipossomas (LPs)
e as micelas para o encapsulamento de moléculas com propriedades diversas, incluindo as antimicrobianas [11,
14].
345](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-345-320.jpg)
![CAPÍTULO 33. APLICAÇÃO DE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA
RESISTENTES E FORMADORAS DE BIOFILME
Figura 33.1 – Mecanismos de ação das nanopartículas metálicas em células bacterianas.
Legenda: DNA, ácido desoxirribonucleico; ROS, espécies reativas de oxigênio; AuNPs, NPs de
ouro; CuONPs, NPs de óxido de cobre; AgNPs, NPs de prata; Fe3O4NPs, NPs de óxido de
ferro; ZnONPs, NPs de óxido de zinco.
Fonte: Autor (2020).
Os LPs são vesículas esféricas formadas por bicamada lipídicas em torno de um núcleo capazes de
armazenar substâncias hidrofílicas e lipofílicas. Enquanto as micelas, também esféricas, são formadas por uma
monocamada lipídica, com as regiões hidrofóbicas na porção interna [25].
No entanto, a estrutura de monocamada das micelas só pode encapsular drogas hidrofóbicas específicas.
Outras drogas devem ser encapsuladas por uma ligação covalente, o que limita muito a liberação. Os lipossomas
podem ser uma escolha alternativa, uma vez que drogas hidrofílicas e hidrofóbicas podem ser administradas
de forma síncrona por lipossomas devido à estrutura hidrofílica interna dos lipossomas o que melhora muito a
eficiência de carregamento da droga. Além disso, a estrutura semelhante à membrana celular dos lipossomas
fornece afinidade celular eficiente e aumenta drasticamente a absorção celular [11, 7].
A aplicação de LPs e micelas tem sido bastante estudada no desenvolvimento de novos medicamentos
para prolongar a vida útil dos antibióticos existentes, e consequentemente, combater o aumento mundial da
resistência bacteriana (Figura 33.2). Elas são capazes de proteger as drogas antibióticas da degradação e manter
as concentrações terapêuticas no corpo, escapando do sistema de limpeza. Além disso, essas nanoestruturas
podem encapsular Peptídeos Antimicrobianos (AMPs), Enzimas Antimicrobianas (AMEs), fitoterápicos e até
outras NPs metálicas, afim de aumentar o potencial desses medicamentos contra bactérias resistentes [30, 1].
346](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-346-320.jpg)
![CAPÍTULO 33. APLICAÇÃO DE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA
RESISTENTES E FORMADORAS DE BIOFILME
Figura 33.2 – Mecanismos de partículas poliméricas como carreadores de antibióticos para superar as barreiras
teciduais.
Legenda: O tratamento com antibióticos é geralmente complicado pela rápida eliminação
dos antibióticos dos órgãos, a inatividade da droga e as barreiras dos tecidos. As partículas
poliméricas são capazes de proteger o fármaco contra a degradação e os mecanismos de limpeza
do organismo, além de facilitar o transporte através de barreiras críticas e específicas. Assim as
drogas são liberadas de forma sustentada para manter uma concentração adequada da droga
por um tempo relativamente longo.
Fonte: Autor (2020).
33.4 Análise e discussão
33.4.1 Atividade antimicrobiana e antiformação de biofilme de Nanopartículas Metálicas
As MNPs podem ser sintetizadas de várias formas e isso vai interferir totalmente na atividade
antimicrobiana dessas NPs. Métodos de síntese verde de AgNPs e AuNPs, através de extratos de folhas de
Eucalyptus citriodora e Clerodendrum inerme, respectivamente, foram testados contra bactérias ESKAPEs
MDRs e formadoras de biofilme. Os dados demonstram uma boa atividade antimicrobiana dessas NPs, com
Concentração Mínima Inibitória (MIC) de 0,02 – 0,18 µg/mL para Gram-negativas e 0,9-0,36 µg/mL para
Gram-positivas, além de Concentração Mínima Bactericida (MBC) de 0,18-0,36 µg/mL para todos isolados.
Ademais, foi verificado também 90% de inibição de biofilme a 0,5 do MIC para todos os isolados. Para AuNPs,
os isolados testados de S. aureus e P. aeruginosa demonstraram atividade de MIC à 12 µg/mL e 2 µg/mL,
respectivamente, e inibição de biofilme a 28 µg/mL e 6 µg/mL, respectivamente. Os dados do biofilme para
AuNPs através da síntese verde demonstrou melhor atividade em comparação a síntese convencional (S. aureus
– 60 µg/mL; P. aeruginosa – 12 µg/mL) [22, 16].
Em outros trabalhos, a biossíntese de AgNPs por Bacillus cereus coletado de água contaminada
mostrou uma eficácia bacteriostática em 7,81-62,50 µg/mL e bactericida em 15,62- 250 µg/mL, para todos do
grupo ESKAPE MRDs, além de inibição significativa do biofilme a partir de 50 µg/mL para todos isolados
[15]. Assim também, a biossíntese de NPs de selênio (SeNPs) utilizando resíduos de casca de laranja foram
testadas para S. aureus, K. pneumoniae e P. aeruginosa MDRs, obtendo MIC de 25 µg/mL, 50 µg/mL e 100
µg/mL. A inibição de biofilme foi testada apenas para K. pneumoniae, que revelou inibição de 62% a 12,5
µg/mL e 95% a 25 µg/mL [27].
347](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-347-320.jpg)
![CAPÍTULO 33. APLICAÇÃO DE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA
RESISTENTES E FORMADORAS DE BIOFILME
As MNPs possuem atividade antimicrobiana e antibiofilme para isolados do grupo ESKAPE MDRs
e formadores de biofilme. A concentração das MNPs também pode variar de acordo com cada tipo de
isolado clínico. Ademais, testes de toxicidade desses nanomateriais devem ser complementares para entender o
funcionamento das mesmas no organismo. Assim também, testes de resistência dessas bactérias às MNPs
ainda devem ser esclarecidos.
33.4.2 Atividade antimicrobiana e antiformação de biofilme de Nanopartículas Orgânicas
As nanopartículas poliméricas de lipossomas ainda são as mais amplamente estudadas, principalmente
para a entrega controlada de antibióticos e moléculas com propriedades antimicrobianas [25]. Em um estudo
de Kannan et al.(2021) [14] com síntese de LPs encapsulando lipopeptídeos biosurfactantes auxiliado por
CuNPs, os autores avaliaram o potencial dessas NPs frente isolados de S. aureus e P. aeruginosa MDRs,
demonstrando boa atividade antimicrobiana a 105 µg/mL e 89 µg/mL, respectivamente. Os valores do MIC
foram otimizados pela junção das duas NPs, em comparação com a utilização apenas com CuNPs, com valores
de MIC à 157 µg/mL e 197 µg/mL, para os mesmos isolados. Para inibição do biofilme as duas nanopartículas
associadas (LPs-CuNPs) tiveram resultados de 72% e 63%, para S. aureus e P. aeruginosa. Valores menores
foram encontrados para as LPs e CuNPs testadas isoladamente. Para LPs houve inibição de 65% e 54% e
para CuNPs 22% e 14% respectivamente.
Em outro estudo de Wang et al.(2020) [30] as LPs e micelas encapsulando o antibiótico platensimicina
foram testadas em isolados de S. aureus resistente a Meticilina (MRSA). Os resultados mostram que a
platensimicina encapsulada com as LPs e micelas foi capaz de inibir o crescimento de MRSA em concentrações
inferiores a 2 µg/mL, comparável à vancomicina. Para o biofilme, as NPs inibiram a formação a 2-8 µg/mL.
Além disso, a ação antimicrobiana das micelas e lipossomos foram diferentes para os testes intra e extracelular,
indicando que a ação das NPs com o medicamento possa atuar de formas diferentes dependendo do seu local
de atuação.
33.5 Conclusões
As MNPs continuam sendo as mais amplamente utilizadas para atividade antimicrobiana, prin-
cipalmente as AgNPs, pelos diversos mecanismos de ação que possui contra as bactérias MDRs. As NPs
orgânicas e metálicas mostram ter um bom potencial como agentes antimicrobianos e antibiofilme a serem
utilizados para tratar infecções por bactérias ESKAPEs multirresistentes. Os processos como tipo de síntese,
tamanho e forma das NPs refletem diretamente nas propriedades de cada NPs, e os parâmetros podem
ser ajustados para melhorar sua eficiência. Além disso, NPs conjugadas com outras NPs podem também
melhorar consideravelmente suas propriedades antimicrobianas. Estudos revelam que essas propriedades
podem ser diferentes para cada tipo de isolado estudado. Por fim, é importante que estudos complementares
de citotoxicidade e resistência microbiana desses isolados às nanopartículas sejam mais esclarecidos.
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![34 A CINZA DA CASCA DO ARROZ COMO FONTE
ALTERNATIVA DE SÍLICA PARA PRODUÇÃO DE
SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE MEDICAMENTOS
– UMA REVISÃO E NOVAS PERSPECTIVAS
Paulo V. B. Bonjour Nascimento.1
, UERJ2
, ORCID 0000-0002-0611-010X;
Ana Maria Furtado de Sousa, UERJ2
, ORCID 0000-0002-4161-3482;
Cristina Russi Guimarães Furtado, UERJ2
, ORCID 0000-0003-4421-2630
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.595237
Como citar
NASCIMENTO, P. V. B.; de SOUSÁ, A. M. F.; FURTADO, C. R. G. A CINZA DA CASCA DO ARROZ
COMO FONTE ALTERNATIVA DE SÍLICA PARA PRODUÇÃO DE SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE
MEDICAMENTOS – UMA REVISÃO E NOVAS PERSPECTIVAS. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A.
K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]:
EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 359-349.
Tópicos
34.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 353
34.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 354
34.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 355
34.3.1 Processos de extração da sílica e preparo do aerogel . . . . . . . . . . . . . . . . . 355
34.3.2 Carregamento e liberação de medicamentos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 357
34.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 358
34.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 358
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 359
Resumo
A cinza da casca do arroz (CCA) é um resíduo gerado a partir da queima da casca, obtida após o
beneficiamento do arroz, para geração de energia, podendo conter cerca de 80 – 98% p/p sílica amorfa em
1 Email: bonjour.engqui@gmail.com
2 Universidade do Estado do Rio de Janeiro](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-352-320.jpg)
![CAPÍTULO 34. A CINZA DA CASCA DO ARROZ COMO FONTE ALTERNATIVA DE SÍLICA PARA
PRODUÇÃO DE SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE MEDICAMENTOS – UMA REVISÃO E NOVAS
PERSPECTIVAS
função das condições de queima. A obtenção de sílica pode ser realizada por diversos processos, contudo, por
ser extraída a partir de um resíduo industrial, com fonte de matéria-prima renovável, faz com que o processo
se torne economicamente e ecologicamente viável. A sílica amorfa vem sendo aplicada em diversas áreas da
ciência e da tecnologia, porém, devido suas características físico-químicas, biocompatibilidade e inércia química,
trabalhos vêm sendo realizados com a utilização da sílica como veículos de transporte de medicamentos. Os
sistemas de liberação têm como objetivo controlar a taxa e o tempo de liberação bem como a localização
de onde deve-se ter a ação do medicamento, aumentando, assim, a eficiência e a segurança do tratamento
terapêutico, com a redução da dosagem e dos efeitos colaterais, respectivamente. Os sistemas são preparados
com o carregamento das moléculas bio-ativas no sistema e são analisados através de diversas técnicas analíticas.
Nesta revisão, foi feito o levantamento de publicações voltadas para a produção e caracterização de partículas
de sílica com o objetivo de obter suporte para medicamentos. Após a análise de quinze artigos, concluiu-se
que os medicamentos possuem capacidade de serem adsorvidos em materiais amorfos ou em dispersões. As
soluções coloidais contendo sílica, mais precisamente aerogel, são o meio mais amplamente empregado, pois
apresentam requisitos para um sistema de liberação de medicamentos eficiente, como baixa densidade, alta
porosidade e grande área específica, resultando em alta capacidade de adsorção e controle de liberação da
droga, bem como, maior eficiência na interação entre o fluido biológico e a matriz polimérica. O ibuprofeno
foi utilizado como droga modelo para realização dos estudos de eficiência do carregamento e liberação dos
dispositivos. Os estudos foram realizados exclusivamente em escala laboratorial.
Palavras-chave: Cinza da casca de arroz, Sílica, Sistema de liberação de medicamentos, Soluções
coloidais, Aerogel.
34.1 Introdução
Anualmente, a indústria de alimentos se depara com uma quantidade abundante de resíduos, sendo
necessário um alto custo para realizar o descarte desses materiais devido aos problemas ambientais que podem
causar. A cinza da casca do arroz (CCA) é um resíduo gerado a partir da queima da casca, obtida após o
beneficiamento do arroz, para geração de energia, podendo conter cerca de 80 – 98% p/p sílica amorfa em
função das condições de queima [12].
Um dos requisitos para a utilização de sílica biogênica como veículo de transporte de medicamentos é
a alta pureza, que pode atingir 99.7% em massa [1]. Antes do processo de extração, faz-se necessário uma
caracterização da matéria-prima já que a possibilidade da presença de metais leva à diminuição da pureza
e qualidade da sílica extraída. Confirmada a presença, pode-se realizar um tratamento ácido para remoção
desses metais [2].
A produção de sílica pode ser realizada por diversos processos, contudo, quando extraída a partir
de um resíduo industrial, com fonte de matéria-prima renovável, o processo se torna mais interessante
economicamente e ecologicamente. O processo de extração da sílica, realizado através da lixiviação alcalina,
tem como produto uma solução de silicato de sódio alcalina e como subproduto um material carbonáceo que
posteriormente pode ser utilizado para geração de carvão ativado [7].
A obtenção da solução de silicato de sódio pode levar a diversas aplicações a depender do módulo
de sílica gerado. Uma dessas aplicações é na formação de aerogel ou sol-gel, para a formação de sistemas de
353](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-353-320.jpg)
![CAPÍTULO 34. A CINZA DA CASCA DO ARROZ COMO FONTE ALTERNATIVA DE SÍLICA PARA
PRODUÇÃO DE SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE MEDICAMENTOS – UMA REVISÃO E NOVAS
PERSPECTIVAS
liberação de medicamentos. Tais dispersões coloidais possuem alta capacidade de adsorção devido as suas
propriedades como baixa densidade, alta porosidade e grande área específica proporcionando um sistema de
liberação de medicamentos eficiente [14]. Contudo, cabe analisar a estrutura das dispersões para determinar a
afinidade das drogas com o aerogel, o que influenciará na adsorção e dessorção do medicamento no organismo.
Além disso, deve-se atentar para a estabilidade do sistema, pois a degradação do coloide o torna tóxico,
podendo resultar em reações adversas devido a elevada concentração de silício no organismo [9]. A Figura 34.1
apresenta as áreas em que o aerogel pode ser aplicado, bem como suas características.
Figura 34.1 – Aplicações do Aerogel (Adaptado de Zheng et al.).
Jabbari-Gargari et al. (2021) [5] reportaram a modificação da estrutura do aerogel com ácido
carboxílico indicando um beneficiamento no carregamento da droga no novo sistema, e maior capacidade
de ajuste da dissolução da droga. As propriedades químicas como pH, força iônica, temperatura e presença
de surfactantes do meio em que o sistema está sendo preparado influenciam diretamente na determinação
da dissolução dos medicamentos e hidratação do aerogel. O objetivo do presente trabalho é demonstrar a
viabilidade da utilização da cinza da casca do arroz como fonte de sílica biogênica para preparo de sistemas
de transporte de medicamentos através de uma análise crítica dos trabalhos que vêm sendo desenvolvidos ao
longo do tempo, além de realizar uma discussão crítica para contribuições futuras.
34.2 Materiais e métodos
Pesquisa feita na base de dados Scopus com as palavras-chave “Rice Husk Ash” e “Drug Delivery”
aplicado no título e resumo, no período compreendido entre 2012-2022 resultou na seleção de quinze artigos
voltados para a utilização da CCA como fonte de sílica amorfa para formação de sistemas de liberação de
medicamentos. Através da leitura buscou-se verificar as metodologias utilizadas no processo de extração da
sílica e preparo das soluções coloidais, bem como os processos de carregamento e liberação de medicamentos e
caracterização dos sistemas obtidos.
354](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-354-320.jpg)
![CAPÍTULO 34. A CINZA DA CASCA DO ARROZ COMO FONTE ALTERNATIVA DE SÍLICA PARA
PRODUÇÃO DE SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE MEDICAMENTOS – UMA REVISÃO E NOVAS
PERSPECTIVAS
34.3 Resultados
34.3.1 Processos de extração da sílica e preparo do aerogel
O processo de extração da sílica pode ser realizado através do tratamento térmico e do tratamento
químico. A desvantagem de se realizar o tratamento térmico recai sobre os custos do processo devido à
necessidade de se empregar grande quantidade de energia por um período prolongado de tempo e da obtenção
de sílica de baixa qualidade [7].
Via tratamento químico, o processo mais difundido na atualidade é a lixiviação alcalina, resultando
em uma solução de silicato de sódio alcalina. Neste processo, uma solução de hidróxido de sódio (NaOH) é
adicionada à cinza em um sistema de refluxo com agitação constante por um período de no mínimo 1h e com
temperatura de reação em torno de 100 °C [7]. Já o preparo do aerogel, é comumente realizado através do
método sol-gel a baixas temperaturas [8].
Patel, Shettigar e Misra (2017) [7] reportaram uma metodologia partindo de um pré-tratamento
utilizando diversos ácidos com concentrações variadas. Já o processo de extração alcalina foi realizado com
NaOH com concentrações de 2,0; 2,5 e 3,0 N.
Rajanna, Kumar, Vinjamur (2015) [10] utilizaram as metodologias usuais para produção da solução
de silicato. Todavia, no processo de preparo do aerogel de micropartículas de sílica utilizaram a técnica
combinada de preparo do sol-gel com emulsificação. Primeiramente, foi gerada uma solução contendo óleo
mineral (querosene) e uma mistura com dois surfactantes comerciais, Span™80 e Tween®80. A solução de
silicato de sódio foi adicionada gota a gota sob agitação. A segunda etapa consistiu da adição de uma solução
de HCl 1N até que fosse atingido o pH de 7,0. O processo foi mantido sob agitação por um período de 1h
e deixado em repouso por 1h para a formação e decantação das partículas. O gel formado foi tratado com
diferentes concentrações e período de tempo com uma solução de etanol/água para remoção das moléculas de
água das partículas e posteriormente seco utilizando dióxido de carbono supercrítico para que os poros não
colapsassem e a rede cristalina não fosse conturbada, permitindo, assim, a conservação da estrutura original
das partículas de sílica no gel. Posteriormente, a mesma técnica foi reproduzida, contudo, com a utilização
de hidróxido de amônio na segunda etapa. A Figura 34.2 representa as etapas do processo de formação do
aerogel.
Figura 34.2 – Preparo do aerogel com micropartículas de sílica (Adaptado de Rajanna et al.).
Suttiruengwong, Pivsa-Art e Chareonpanich (2018) [13] realizaram o preparo de sílica hidrofílica e
hidrofóbica, utilizando o glicerol em excesso como agente extrator da sílica, que foi misturado a 200°C por um
período de 2h. Após a remoção do glicerol, foi realizada a hidrólise com água deionizada em diversos períodos
de tempo com posterior lavagem com água destilada e secagem. A modificação da sílica para obtenção de sua
355](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-355-320.jpg)
![CAPÍTULO 34. A CINZA DA CASCA DO ARROZ COMO FONTE ALTERNATIVA DE SÍLICA PARA
PRODUÇÃO DE SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE MEDICAMENTOS – UMA REVISÃO E NOVAS
PERSPECTIVAS
forma hidrofóbica foi feita em uma solução de água/etanol com a utilização do reagente trimetilmetoxisilano
(TMMS).
A utilização de agente diretor de estrutura, Pluronic®123, em conjunto com um expansor de micelas,
1,3,5- trimetilbenzeno (TMB) também foi reportado no preparo do aerogel [4]. A mistura dos reagentes com
a solução de silicato foi feita até a completa homogeneização e posteriormente o pH foi ajustado com HCl.
A temperatura foi mantida constante e o meio agitado durante 20h. A solução foi aquecida até 100 °C e
deixada em repouso por 48h. Por fim, foi realizada a centrifugação e calcinação. No estudo de liberação,
o sistema formado foi misturado com surfactantes e mantido em repouso a 37 °C por uma semana. Em
determinados intervalos de tempo, o sobrenadante formado foi diluído em acetonitrila para preparação da fase
móvel passando pelo processo de filtração e possibilitando a análise por HPLC.
Diferenciando-se das metodologias convencionais, Liang e Zhang (2020) [6] realizaram um processo
de extração utilizando uma mistura de soluções alcalinas e posterior emprego de uma solução de ácido
2-acrilamido-2-metilpropano sulfônico (AMPS), como agente de dispersão e precipitação. Neste processo, a
solução alcalina contendo 20% de carbonato de sódio foi adicionada à cinza da casca e arroz e mantida sob
agitação por 2,5h a temperatura de 95 °C. Decorrido o tempo de reação, a solução foi filtrada e, ao filtrado foi
adicionada a solução de AMPS, com concentração ótima de 25% em massa, a uma vazão de 0,05 mL/s a 40
°C. A solução foi deixada em repouso por 3h até a formação do gel que sofreu ajuste do pH com lavagem com
água deionizada e posteriormente foi feita uma filtração para recuperação da solução de AMPS. A Figura 34.3
mostra o diagrama de blocos do processo de formação do aerogel proposto por Liang e Zhang (2020) [6].
Figura 34.3 – Diagrama de blocos do processo de extração de sílica (adaptado de Liang e Zhang (2020)).
Outros métodos químicos para obtenção da sílica foram realizados utilizando tolueno/etanol, NaClO2,
ácidos orgânicos e líquidos iônicos, bem como a utilização de micro-ondas para a produção do gel [7].
356](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-356-320.jpg)
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PRODUÇÃO DE SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE MEDICAMENTOS – UMA REVISÃO E NOVAS
PERSPECTIVAS
34.3.2 Carregamento e liberação de medicamentos
Os processos de impregnação de medicamentos no aerogel podem ser realizados através de quatro
estratégias que são diferenciadas pelas etapas de carregamento. Cada estratégia é recomendada pelas caracte-
rísticas e interação do sistema droga-aerogel. Primeiramente, temos a adição do medicamento diretamente na
solução coloidal. Segundo, devido a solubilidade da droga no solvente, a molécula bioativa é adicionada no
aerogel já formado seguido da remoção do solvente. A terceira metodologia é realizada com a adição da droga
durante o processo de secagem. Por fim, tem-se a utilização de CO2 supercrítico [3]. A Figura 34.4 mostra as
etapas para impregnação das moléculas biologicamente ativas por diferentes estratégias.
Figura 34.4 – Metodologias de carregamento de drogas em sistemas de liberação de medicamentos (adaptado
de García-González et al. (2021) [3].
Já o mecanismo de liberação segue as etapas de dissolução da droga e transporte da molécula do
sistema para o meio. Os mecanismos sofrem ação da hidratação do sistema, hidrofílico ou hidrofóbico, interação
molécula-aerogel e transferência de massa do sistema de liberação de medicamento para o meio de dissolução
[3].
A dissolução do ibuprofeno com a utilização de CO2 em condições supercríticas apresentou bons
resultados. Neste processo, o gás foi pré-aquecido e pressurizado antes da alimentação em uma autoclave,
já alimentada com os reagentes, que foi mantida sob agitação por 48h para garantir que o equilíbrio fosse
obtido. A quantidade de material adsorvido foi determinada tanto por diferença de massas, antes e após
o carregamento, quanto por espectrometria no UV-VIS [13]. A liberação do ibuprofeno neste processo foi
realizado em meio ácido contendo HCl concentrado a temperatura de 37 °C, sob agitação. A análise foi
realizada, após a filtração do meio, por espectrofotometria no UV-Vis.
Rajanna, Kumar, Vinjamur (2015) [10] realizaram o carregamento do ibuprofeno no aerogel através
da pressurização com CO2, por 24h para se atingir o equilíbrio de adsorção. A cinética de liberação foi
realizada em meio ácido e a dissolução da droga foi feita com a adição de dodecil sulfato de sódio. As
alíquotas do sobrenadante formado foram retiradas e analisadas por espectroscopia no UV-Vis, em tempos
pré-determinados.
357](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-357-320.jpg)
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PRODUÇÃO DE SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE MEDICAMENTOS – UMA REVISÃO E NOVAS
PERSPECTIVAS
Iqbal et al. (2018) [4] realizaram o carregamento do a-mangostin, um metabólito natural da classe de
polifenóis, xantonas, diluído em etanol e misturado no aerogel. A mistura, foi agitada a 35 °C e seca a 100 °C
por 24h.
34.4 Análise e discussão
O processo de extração da sílica via rota química foi realizado em todos os processos citados, contudo,
os reagentes utilizados foram modificados, demonstrando a viabilidade de se extrair a sílica de diferentes
formas e em condições operacionais semelhantes. Através da lixiviação alcalina foi possível obter a solução de
silicato com aproximadamente 90% em massa de sílica com a utilização de NaOH na concentração de 2.5N [7].
Com a utilização do glicerol seguida de hidrólise, as características do poro mudaram com o aumento
de tempo de reação até 48h. O trimetilmetoxisilano (TMMS) fez com que a solução mudasse de hidrofílica
para hidrofóbica [13].
A presença de um anel aromático e de uma cadeia carbônica hidrofóbica favorece a adsorção na
superfície, e sua cinética de reação foi caracterizada como de primeira ordem. A modificação na superfície do
gel tratado com TMMS fez com que o poder de adsorção diminuísse. A liberação da droga no meio ácido
foi pequena em relação ao gel não tratado, o que demonstrou uma maior estabilidade devida ao seu caráter
hidrofóbico [13]. Apesar da pequena quantidade de ibuprofeno adsorvido pelo gel modificado com TMMS, seu
mecanismo de liberação foi lento, o que favorece o controle.
Iqbal et al. (2018) [4] realizaram a confirmação do carregamento do aerogel pela coexistência de
bandas da sílica e a-mangostin na análise de Espectroscopia no Infravermelho por Transformada de Fourier
(FTIR). A Análise Termogravimétrica (TGA) permitiu verificar que o aerogel foi capaz de imobilizar a
droga. Na realização do teste in vitro, nos primeiros 15 min, houve um pico de liberação da molécula de
aproximadamente 47% do total carregado com estabilização da liberação no decorrer do tempo.
A presença de poros grandes permitiu que 80% do ibuprofeno carregado fossem liberado nos primeiros
15 min devido a alta difusividade do ibuprofeno e rápida penetração do meio [10].
A formação do gel foi realizada com metodologias diferentes. A produção do coloide com a utilização
de AMPS demonstrou vantagens quanto aos processos usuais quando comparados à pureza da sílica obtida,
área específica e uniformidade das partículas [6].
A concentração da sílica no aerogel influencia a biocompatibilidade do sistema de transporte de
medicamentos. Sistemas mais eficientes são formados com concentração de 0,16% de sílica no aerogel. A medida
de eficiência foi realizada in vitro com o emprego de fluido corporal simulado, tris-hidroxymetil-aminometano,
e célula de fibroblasto humano [11].
34.5 Conclusões
Nos trabalhos realizados, as soluções coloidais obtidas tendo a CCA como fonte de sílica apresentaram
resultados promissores, indicando que o CCA tem potencial para produção de veículos de distribuição de
358](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-358-320.jpg)
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PERSPECTIVAS
medicamentos. Novos agentes de extração e novas condições de reação vêm sendo estudadas visando obter
uma rota de extração de sílica mais econômica e com tempos de reação mais reduzidos.
A estrutura cristalina e as características dos poros sofrem influência do modo como a solução coloidal
é preparada. E, como a estrutura cristalina determina a afinidade do gel pela molécula, condições ideais de
temperatura, grau de agitação e tempo de reação, agentes dispersivos e outros reagentes para geração do
sistema de liberação de medicamentos devem ser buscadas.
Diferenciando-se dos trabalhos já realizados, e buscando-se uma maior eficiência e controle do
tratamento terapêutico, os estudos devem, além da formação dos sistemas, se aprofundarem no estudo
termodinâmico e cinético, modelando os mecanismos de adsorção e dessorção para cada classe de molécula, e
determinando os parâmetros de síntese.
A presença do grupo silinol no aerogel permite que drogas que contenham grupos capazes de realizar
ligação de hidrogênio se adsorvam quimicamente, seguida da fisissorção em múltiplas camadas. A presença
dessas múltiplas camadas faz com que haja um desprendimento rápido da droga, o que favorece o tratamento
terapêutico no qual seja necessária ação rápida do medicamento.
A utilização de diferentes drogas para estudo de sistemas de liberação de medicamentos é restrita,
tendo pouca variabilidade nos estudos. O ibuprofeno foi a molécula encontrada como modelo na maioria dos
trabalhos encontrados na literatura. Outras moléculas da mesma classe devem ser estudadas para que se
possam extrapolar os modelos termodinâmicos e cinéticos para toda a classe. O mesmo deve ser expandido
para outras classes de drogas.
Para análises in vitro, devem-se buscar condições de temperatura e acidez próximas do local onde
o medicamento deva agir. Além disso, o estudo possibilitará a aplicação dos sistemas em tratamentos
transdermais, transpulmonares com administração local, oral e nasal.
Por fim, o aprofundamento dos estudos permitirá que os testes sofram scale up até que alcancem os
padrões necessários para serem aplicados em escala industrial.
Agradecimentos
Os autores agradecem a Universidade do Estado do Rio de Janeiro pelo apoio ao desenvolvimento da
pesquisa .
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![35 LIPOSSOMAS COMO CARREADORES DE FÁRMA-
COS
Hévellin Talita Sousa Lins1
, UFPE2
, ORCID 0000-0001-5431-9525;
Tainara Fernandes Dantas, UFPE2
, ORCID 0000-0001-9623-5135;
Rafael Artur de Queiroz Cavalcanti de Sá, UFPE2
, ORCID 0000-0002-0313-1482;
Carina Lucena Mendes Marques, CETENE3
, ORCID 0000-0002-3111-7063;
Maria Betânia Melo de Oliveira, UFPE2
, ORCID 0000-0001-5188-3243.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598399
Como citar
LINS, H. T. S.; DANTAS, T. F.; de SÁ R. A. de Q. C.; MARQUES, C. L. M.; de OLIVEIRA;, M. B. M.
LIPOSSOMAS COMO CARREADORES DE FÁRMACOS. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.;
MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3,
Recife - PE, Brasil. 2023. p. 360-365.
Tópicos
35.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 362
35.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 363
35.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 363
35.4 Discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 363
35.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 365
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 365
RESUMO
A nanobiotecnologia vem evoluindo nos últimos anos e, cada vez mais, observa-se sua utilização em
diversas áreas. Na Farmacologia, seu uso dá-se como nanocarreadores no transporte de vacinas, fármacos,
genes, enzimas e proteínas, além da fabricação de cosméticos. Várias bioestruturas podem ser utilizadas como
nanocarreadores, dentre elas: as nanopartículas lipídicas sólidas, os dendrímeros, as miscelas e os lipossomas.
Dentre os biomateriais utilizados para encapsular fármacos, temos os lipossomas, que são vesículas formadas
1 Email: hevellin.slins@ufpe.br
2 Universidade Federal de Pernambuco
3 Centro de Tecnologia Estratégicas do Nordeste](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-361-320.jpg)
![CAPÍTULO 35. LIPOSSOMAS COMO CARREADORES DE FÁRMACOS
por uma ou mais bicamadas fosfolipídicas, orientadas concentricamente em volta de um compartimento aquoso,
permitindo que substâncias hidrofílicas e/ou lipofílicas sejam carregados. Este trabalho corresponde a uma
revisão literária do tipo qualitativa. Para isso, foram realizadas buscas em bases de dados científicos como:
PubMed e Science Direct. Os critérios de inclusão foram artigos publicados de 2007 a 2021 na língua inglesa e
portuguesa, utilizando os seguintes descritores: Nanocarriers. Lipossomes. Drug delivery. Foram analisados
10 artigos que incluíam a temática. Os resultados revelaram que os nanocarreadores são nanoestruturas
desenvolvidas com o intuito de proporcionar uma entrega mais eficiente de drogas em seus sítios ativos,
permitindo que seja realizada uma interação biomolecular eficaz e mais direcionada, diminuindo efeitos
colaterais causados durante tratamentos. Os lipossomas são nanocarreadores formados por uma ou mais
bicamada fosfolipídica concêntrica, com um compartimento aquoso no centro, permitindo o transporte de
fármacos hidrofílicos e/ou lipofílicos, onde os hidrofílicos ficam encapsulados no compartimento aquoso e
os lipofílicos encontram-se inseridos ou adsorvidos na membrana. A inclusão de fármacos na nanoestrutura
das vesículas melhora a solubilização de seus compostos ativos em solução e protege contra sua degradação
química e biológica. Desta forma os lipossomas conseguem melhorar o desempenho das drogas encapsuladas,
reduzem seus efeitos colaterais e toxicidade e aumentam, assim, a sua liberação de forma controlada in vitro e
in vivo. A evolução das pesquisas científicas no ramo da nanobiotecnologia contribuíram para o surgimento e
aprimoramento de nanocarreadores de fármacos, dentre estes os lipossomas correspondem a um alternativa
que vem sendo aprimorada para aumentar sua estabilidade e melhorar sua interação com fluidos corporais,
tornando-os mais eficientes e utilizáveis na liberação controlada de drogas.
Palavras-chave: Nanocarriers, Nanoparticles, Drug delivery.
35.1 Introdução
A Nanobiotecnologia vem contribuindo com vários avanços nas áreas de tecnologia nos últimos anos,
estando envolvida em várias áreas distintas da ciência e tecnologia, e principalmente na medicina [3]. Dentre
esses avanços, um dos mais importantes e muito empregados, é a utilização de nanocarreadores, que exercem
a função de carregar e entregar fármacos, tornando sua administração mais eficiente, além de servirem como
ferramenta de diagnóstico [7].
Esses nanomateriais são avaliados quanto à sua segurança, eficiência, toxicidade, biodisponibilidade,
estabilidade, capacidade de evasão do sistema imune e direcionamento de localização específico. Existem
vários tipos de nanocarradores, dentre eles podem ser citados as micelas, hidrogéis, nanopartículas magnéticas,
dendrímeros, nanopartículas lipídicas sólidas e os lipossomas [15]. Os lipossomas são moléculas de transporte
muito conhecidas na nanobiotecnologia. Eles apresentam facilidade de fabricação que possibilita controlar
seu tamanho, possuem revestimento furtivo que permite uma maior duração na corrente sanguínea, sendo
normalmente formados por derivados naturais de fosfolipídeos que reproduzem as propriedades das membranas
biológicas [9].
Lipossomas podem apresentar tamanhos que variam entre 100 a 500 nm, chegando até alguns
micrômetros, fabricados por meio da automontagem de fosfolipídeos e formados por um grupo de cabeça de
fosfato polar e caudas lipídicas hidrofóbicas. Diante disso, a síntese dos lipossomas ocorre quando eles são
expostos a um ambiente aquoso onde as caudas hidrofóbicas se auto-orientam, resultando em uma formação
esférica, disposta de um meio aquoso interno [2]. Diante da composição molecular das vesículas dos lipossomas
362](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-362-320.jpg)
![CAPÍTULO 35. LIPOSSOMAS COMO CARREADORES DE FÁRMACOS
eles tornam-se mecanismos de entrega de fármaco de liberação controlada promissora, principalmente por
conseguirem encapsular moléculas hidrofílicas e hidrofóbicas, já sendo utilizados no carreamento de drogas
antineoplásicas, antimicrobianas, antiparasitárias, hormonais, proteicas e ácidos nucleico [11].
35.2 Materiais e métodos
Foi realizada uma revisão da literatura, de abordagem qualitativa, a qual busca fornecer sínteses da
produção científica anteriormente publicadas sobre o tema abordado, permitindo a descrição e geração de novos
conhecimentos, pautados nos resultados encontrados. A pesquisa foi elaborada através de algumas etapas,
sendo a primeira, a formulação do problema (temática a ser estudada), seguida da coleta de dados, análise,
interpretação e apresentação dos resultados. Levando em consideração o objetivo do estudo, a coleta de dados
foi realizada através de buscas executadas em duas bases de dados, PubMed e Science Direct. Foram utilizadas
para a busca os seguintes descritores Nanocarriers. Nanoparticles. Drug delivery, unidas pelo boleano and no
momento das buscas.
Foram incluídos estudos publicados entre os anos de 2007-2021, língua inglesa e portuguesa, que
abordassem a temática. Foram excluídos os estudos que não se enquadrassem na temática escolhida, nos
idiomas citados e que não estivessem dentro do período de tempo estipulado. Além disso, foram excluídos
os estudos que fossem contrários aos critérios de inclusão como também os que foram duplicados; estudos
que não estivessem completos; e estudos que não apresentavam viável descrição metodológica. Em seguida,
os artigos selecionados foram lidos por inteiro, sendo incluídos os artigos científicos que abordaram o tema
tratado no presente estudo. Os processos relacionados às buscas nas bases de dados foram exibidos em formato
de fluxograma na seção resultados.
35.3 Resultados
As buscas nas bases de dados resultaram em 234 estudos (Figura 35.1), e após as etapas de seleção
dos estudos, foram incluídos 10 artigos que abordaram a importância dos lipossomas como carreadores de
fármacos.
35.4 Discussão
Os lipossomos são vesículas que podem ser unilamelares ou multilamelares, dependendo da forma
como são produzidas. Essas vesículas possuem uma bicamada de fosfolipídeos com um compartimento aquoso
no centro, são capazes de carregar moléculas lipofílicas e hidrofílicas. Também podem ser revestidos de
moléculas poliméricas que contribuem para a estabilidade, maior período de meia-vida no sangue com uma
liberação mais sustentada de fármaco [7]. Essas nanoestruturas são moléculas que possuem uma versatilidade
estrutural muito grande (tamanho, composição, carga de superfície, fluidez de membrana e etc), e devido a
isso, tornaram-se potentes carreadores para vários tipos de terapias, acrescentando maior eficácia e diminuindo
toxicidade [4]. Além disto a liberação de um fármaco pelos lipossomas depende de alguns fatores biológicos
como, pH, gradiente osmótico e ambiente circulante ao redor. Destaca-se, também, que um tempo maior na
363](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-363-320.jpg)
![CAPÍTULO 35. LIPOSSOMAS COMO CARREADORES DE FÁRMACOS
Figura 35.1 – Fluxograma da seleção dos artigos incluídos nesta revisão.
circulação promove um aumento na sua concentração mas diminuição em quantidade. Além disso, as interações
lipossomais com as células podem ocorrer por meio de transferência de lipídeos, adsorção, endocitose e fusão
[14].
Diante disto, uma vez dentro do lipossoma o fármaco torna-se protegido contra eventos fisiológicos
como degradação, inativação imunológica e química, depuração plasmática, tornando a meia-vida do fármaco
mais longa [5]. Já a fluidez da membrana dos lipossomas facilita o cruzamento das bicamadas pelas moléculas
farmacológicas, influenciando a taxa de liberação controlada de fármaco pela nanoestrutura [10]. Além de
transportarem moléculas lipofílicas e hidrofílicas, também são capazes de transportar com sucesso pequenas
moléculas, proteínas e ácidos nucléicos. Sendo consideradas plataformas de nanomedicina que possuem sucesso
desde o conceito a aplicação [13].
Já em relação a utilização de lipossomos em terapia contra o câncer, esses nanomateriais possuem
biocompatibilidade e perfis quase biologicamente inexistentes para a maioria dos pacientes, não causam reação
antigênica ou tóxica na maioria dos casos, porém a injeção de drogas lipossomais pode causar reações de
hipersensibilidade com ativação do sistema complemento. Também apresentam a vantagens de poderem ter suas
características físico-químicas modificadas de forma mais simples, otimizando esse processo [12]. Outrossim,
os lipossomas podem ser naturais ou sintéticos, porém os que são compostos por lipídeos naturais são vistos
como pouco imunogênicos, possuem baixa toxicidade e são biologicamente inativos. Esses nanocarreadores
lipossomais também são amplamente utilizados no combate ao câncer, pois conseguem prolongar o tempo de
retenção da droga aprisionada nas células cancerígenas [1].
Já em tratamentos de tuberculose, por exemplo, os lipossomas são utilizados também pela alta
capacidade de direcionamento aos tecidos pulmonares, aumentando a resposta terapêutica. Eles tem sido
utilizados principalmente como carreadores de drogas antimicrobianas para os tecidos pulmonares afetados,
ganhando destaque por serem absorvidos rapidamente pelos macrófagos que é normalmente M. tuberculosis
reside [6]. Além disso, os lipossomas também são objetos de estudos para entrega de fármacos que produzem
um melhoramento da imagem de métodos de diagnóstico, como por exemplo na ressonância magnética,
permitindo monitoramento e avaliação em tempo real de assinaturas biológicas que podem levar a melhora do
364](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-364-320.jpg)
![CAPÍTULO 35. LIPOSSOMAS COMO CARREADORES DE FÁRMACOS
tratamento e personalização do mesmo [8].
35.5 Conclusões
A evolução das pesquisas científicas no ramo da nanobiotecnologia contribuíram para o surgimento e
aprimoramento de nanocarreadores de fármacos, dentre estes os lipossomas correspondem a uma alternativa
que vem sendo aprimorada para aumentar sua estabilidade e melhorar sua interação com fluidos corporais,
tornando-os mais eficientes e utilizáveis na entrega controlada de drogas.
Agradecimentos
Nossos agradecimentos ao programa de Pós Graduação em Ciências Biológicas (PPGCB), Universidade
Federal de Pernambuco (UFPE), e ao órgão de fomento Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível
Superior CAPES.
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![36 ESTUDO DA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA
DE FILAMENTOS DE POLICAPROLACTONA E
POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFA-
TURA ADITIVA
Luciara da Silva1
, UFRRJ2
, ORCID 0000-0002-3882-7471;
Ester Costa de Almeida, UFRRJ2
, ORCID 0000-0002-2446-1173;
Neilton Paixão de Jesus Junior, UFRRJ2
, ORCID 0000-0003-3797-8208;
Tiago José Bandeira Sales, UFRRJ2
, ORCID 0000-0001-6072-034X;
Roberta Helena Mendonça, UFRRJ2
, ORCID 0000-0003-1034-7027.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598526
Como citar
da SILVA, L.; de ALMEIDA; E. C.; JUNIOR, N. P. de J.; SALES, T. J. B.; MENDONÇA, R. H. ESTUDO
DA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO
LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.;
MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3,
Recife - PE, Brasil. 2023. p. 366-377.
Tópicos
36.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 369
36.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 370
36.2.1 Materiais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 370
36.2.2 Métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 370
36.2.2.1 Preparo das matrizes polímero/fármaco . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 370
36.2.2.2 Extrusão a Quente – HME . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 371
36.2.3 Caracterizações dos filamentos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 371
36.2.3.1 Microscopia eletrônica de varredura (MEV) e análise quantitativa por EDS . . . . . . 371
36.2.3.2 Ensaio de liberação in vitro . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 371
36.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 371
1 Email: luciaraufrrj@hotmail.com
2 Universidade Federal Rural do Rio de Janeiro](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-367-320.jpg)
![CAPÍTULO 36. ESTUDO DA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE
POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA
36.1 Introdução
A osteoporose é uma doença caracterizada pela fragilidade óssea e alterações na sua microarquitetura,
tem como desfecho clínico mais importante a ocorrência de fraturas ósseas por baixo impacto [7]. Segundo
dados da International Osteoporosis Foundation (IOF) e do Manual Brasileiro de Osteoporose (2021) [15], a
população está envelhecendo e tendo uma expectativa de vida maior, este fator faz com que a osteoporose
seja um problema de saúde pública, pois há maior risco de fraturas entre as pessoas mais velhas. Alternativas
de regeneração tecidual têm sido desenvolvidas, afim de contornar os problemas causados pela osteoporose.
Para esse propósito, têm sido consideradas técnicas da Engenharia Tecidual, que é um campo multidisciplinar
que envolve a aplicação de princípios e métodos da engenharia e das ciências da saúde para assistir e acelerar
a regeneração e o reparo de tecidos defeituosos ou danificados, com a utilização de biomateriais [20].
Embora que o desenvolvimento de biomateriais esteja evoluindo, ainda não existem biomateriais
clinicamente aprovados e designadamente adaptados para aplicações em ossos osteoporótico, sendo necessário
o desenvolvimento de biomateriais que atuem no restabelecimento a regeneração óssea normal no local da
fratura [10]. Com isso, além de selecionar o material constituinte da estrutura, há a seleção da técnica utilizada
para produção da mesma, sendo a manufatura aditiva (AM) a mais utilizada.
A AM é definida como os processos de fabricação com o objetivo de se criar um objeto tridimensional
por camadas a partir de um modelo virtual. Apenas nos últimos cinco anos foi normatizada pela série ASTM
52900 e as normas ISO 17296, DIS 20195 e ASTM F2792 [17, 3], sendo subdividida em sete categorias
disponíveis comercialmente: (1) jateamento de aglomerante; (2) deposição direta por aplicação de energia;
(3) extrusão de material; (4) jateamento de material; (5) fusão seletiva de material em pó; (6) laminação de
chapas e (7) fotopolimerização de líquido [3].
O uso das tecnologias de AM, como Hot-Melting Extrusion(HME) e impressão tridimensional 3D,
no desenvolvimento de arcabouços porosos aplicáveis à engenharia óssea tem sido estudados por vários
pesquisadores, pois essas tecnologias são capazes de fabricar por extrusão e deposição um termoplástico ou
solução por meio de um bocal, incluindo o modelamento por deposição de material fundido (FDM, sigla do
inglês para fused deposition modeling) e permitindo a construção de materiais com estrutura pré-definida e de
alta complexidade a partir de modelos digitais, de acordo com a necessidade dos pacientes, respectivamente [11].
HME é um processo de fabricação semi-contínuo ou contínuo que envolve a fusão, mistura, homogeneização e
bombeamento de matérias-primas alimentadas. Esta técnica tem sido usada de forma mais ampla na indústria
farmacêutica pelo fato de seu processamento ser simples, ter baixo impacto ambiental, já que esta técnica
não requer a utilização de solvente, e pelo menor custo de produção [9]. Destaca-se ainda pela produção de
implantes de longa duração, de formas farmacêuticas de liberação sustentada/prolongada e de filamentos
utilizados na produção de sistemas de liberação feitos por impressão 3D [9, 18].
O sistema de liberação controlada revoluciona o campo de entrega de drogas, uma vez que a ação
do fármaco é maximizada através do controle temporal e espacial [5]. Assim, o princípio ativo é distribuído
sem sofrer mudanças conformacionais na estrutura e colapsos em outros tecidos ou regiões do sistema. Na
farmacologia o sistema de liberação controlado veio a ser utilizado por volta do século XX não substituindo
totalmente os métodos de liberação convencional [5].
Os polímeros se destacam entre os principais materiais para a produção de biomateriais pela possibi-
369](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-369-320.jpg)
![CAPÍTULO 36. ESTUDO DA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE
POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA
lidade de alterações químicas, físicas e tratamentos superficiais. Neste presente trabalho, utiliza-se de dois
polímeros a policaprolactona (PCL) e o Poli (Ácido Láctico) (PLA). O PCL que é um poliéster alifático
amplamente empregado na produção de biomateriais, devido a sua capacidade de degradação e baixa toxici-
dade, permitindo sua aplicação na engenharia tecidual e na produção de arcabouços usados como matrizes
carregadoras de substâncias ativas (fármacos, fatores de crescimento entre outras) [8, 6]. O poli(ácido lático)
(PLA) é um poliéster, que tem como característica a biocompatibilidade e bioreabsorção, este polímero é de
grande interesse tecnológico devido às suas aplicações no campo ambiental, como plástico biodegradável, e
na área biomédica é atualmente um dos polímeros mais utilizados, pesquisado para preparação de suturas
cirúrgicas, scaffolds e sistemas de liberação de fármacos [2].
Um biomaterial ideal, para atuar no tratamento de defeitos ósseos, deve servir ao propósito de fornecer
substâncias, capazes de tratar a doença causadora da perda óssea [21]. Em relação a osteoporose, geralmente
o tratamento é feito por duas classes farmacêuticas: os inibidores da reabsorção óssea, que inibem a ação
dos osteoclastos; e os agentes anabólicos, que efetivamente aumentam a massa óssea. Sendo assim, dentre os
medicamentos utilizados no tratamento da osteoporose, um dos mais empregados são as estatinas [12].
As estatinas são medicamentos utilizados para a redução de taxas elevadas de colesterol, entretanto,
diversos estudos apontam que elas possuem ação no tecido ósseo através da proteína morfogenética óssea
BMP-2. As estatinas tem a capacidade de intensificar a reabsorção de materiais sintéticos e aprimorar o tecido
ósseo. Dessa maneira, supõem-se que se as estatinas orientadas exclusivamente ao osso, podem ser benéficas
no tratamento da osteoporose e fraturas [13].
36.2 Materiais e métodos
36.2.1 Materiais
Para a produção dos filamentos de PCL/ATV, foram utilizados pellets de policaprolactona, atorvasta-
tina em forma de pó e o solvente clorofórmio.
Em relação a produção dos filamentos de PLA/ATV, foram utilizados pellets de poli (ácido láctico),
atorvastatina em forma de pó e o solvente clorofórmio.
36.2.2 Métodos
36.2.2.1 Preparo das matrizes polímero/fármaco
Em balões de fundo chato foram adicionados 75 ml de clorofórmio, solubilizou-se 7,2 g de Atorvastatina
(ATV), o sistema foi mantido sob agitação por aproximadamente 30 minutos. Em um dos balões, foi adicionado
60 g de PCL e no outro 60 g de PLA. As soluções permaneceram sob agitação magnética e aquecimento
constante à 30 °C por 4 horas até sua completa homogeneização. As soluções resultantes foram vertidas
em placas de petri para a evaporação do solvente. Desse modo foram obtidas matrizes de PCL/ATV e de
PLA/ATV.
370](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-370-320.jpg)
![CAPÍTULO 36. ESTUDO DA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE
POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA
36.2.2.2 Extrusão a Quente – HME
Para a produção dos filamentos por HME, as matrizes de PCL/ATV e de PLA/ATV foram cortadas,
com tamanhos próximos aos dos pellets de PCL e PLA. Os filamentos foram produzidos na extrusora Filamaq
3D. Para a produção dos filamentos de PCL/ATV (PCL−ATVf) a temperatura de extrusão foi igual a 69
°C. Já para a produção do filamento de PLA/ATV (PLA−ATVf) a temperatura utilizada foi de 169 °C. Os
valores utilizados foram selecionados com base em trabalhos desenvolvidos no Laboratório de Desenvolvimento
de Materiais (LADEMAT – IT/DEQ/UFRRJ), tais como Pereira (2020) [14] e de Almeida (2020) [1].
36.2.3 Caracterizações dos filamentos
36.2.3.1 Microscopia eletrônica de varredura (MEV) e análise quantitativa por EDS
As análises por microscopia eletrônica de varredura foram realizadas em microscópio FEI, Quanta
FEG 450, instalado no Laboratório Sistema Nacional de Laboratórios em Nanotecnologias do Instituto
Nacional de Tecnologia (INT) com aumento, tensão de 15kV-20kV.
36.2.3.2 Ensaio de liberação in vitro
Inicialmente, realizou-se a varredura da solução tampão fosfato (pH 7,4) para que fosse possível
observar o perfil e em qual comprimento de onda ele é absorvido por UV-visível. Procedeu-se a varredura no
espectrofotômetro na faixa de 190 a 600 nm para escolher o comprimento de onda adequado para análise da
ATV.
Para a quantificação do fármaco, foi necessário fazer uma curva padrão, onde foi preparada uma
solução tampão fosfato (PBS), pH 7,4 e a ATV. Preparou-se uma solução mãe de atorvastatina em PBS, em
seguida, dilui-se essa solução em concentração de: 0,025; 0,020; 0,015; 0,010; 0,005 µg/ml. As soluções foram
analisadas por UV-vis para a criação da curva de calibração e pôde-se obter o coeficiente de correlação. Com
isto, os filamentos carreados com fármaco foram analisados.
Todas essas análises foram realizadas em um espectrofotômetro UV-Vis Spectrophotometer Kasuaki,
modelo IL-593-S. Amostras de PCL-ATVf e PLA−ATVf medindo 10 cm foram imersas em 25mL de solução
tampão fosfato (pH 7,4), todo o processo foi realizado em triplicata. Estes foram levados ao shaker Ethik
Technology 430/RBD, onde permaneceram em agitação constante e temperatura constante de 37 °C. Este
ensaio teve duração de 8 horas com alíquotas sendo retiradas em intervalos de 60 min para que fossem
analisadas.
36.3 Resultados
36.3.1 Caracterizações dos filamentos de PCL/ATV e PLA/ATV
36.3.1.1 Análise morfológica (MEV) e análise quantitativa por EDS
371](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-371-320.jpg)
![CAPÍTULO 36. ESTUDO DA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE
POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA
sido originadas devido ao processo de fratura, isto se deve a maleabilidade do polímero PCL. Outro fator a ser
observado na superfície de fratura é que não há a presença de aglomerados de fármaco. Em relação a superfície
de fratura do filamento de PLA−ATVf, não é possível ver aglomerados de fármaco. O mesmo pode ter formado
partículas submicrométricas ou se solubilizado a matriz polimérica. As analises estão representadas na Figura
36.4.
O filamento de PCL puro, atorvastatina, PCL−ATVf e PLA−ATVf foram submetidos a análise
quantitativa por EDS e os mesmos estão detalhados na tabela 1. Na análise quantitativa por EDS do filamento
de PCLp verifica-se a presença dos elementos carbono (C) e oxigênio (O). No fármaco ATV possível observar
a presença dos elementos carbono, oxigênio, flúor, nitrogênio e cálcio. Segundo a literatura a fórmula empírica
da atorvastatina cálcica é (C33H34FN2O5)2Ca-3H2O, então pode-se afirmar que os elementos característicos
encontrados no EDS são os mesmos presentes na atorvastatina cálcica [19]. Na análise dos filamentos de
PCL−ATVf e do PLA−ATVf é possível observar a presença dos elementos característicos da ATV, que são os
elementos oxigênio (O), carbono (C), nitrogênio (N), flúor (F), cálcio (Ca) e Sódio (Na). Esses elementos
fazem parte da estrutura química do fármaco, sendo característicos do mesmos [19]. Os picos dos filamentos
com fármaco têm menor intensidade em razão do fármaco estar disperso na matriz polimérica. Observou-se
que fazendo os mapas de EDS em pontos de aglomerados de atorvastatina, os picos de cálcio (Ca), flúor (F) e
nitrogênio (N) são mais intensos. Vale salientar que é possível garantir a presença do fármaco no filamento
pelos resultados encontrados no EDS, uma vez que comparando o MEV dos filamentos de PCL e PCL/ATV
não é possível distingui-los visualmente.
36.4.2 Estudos do sistema de liberação de fármaco (ATV)
Afim de avaliar a capacidade dos filamentos de liberar ATV, os mesmos foram submetidos a um
ensaio de liberação. A liberação foi feita em solução tampão fosfato pH 7,4, a 37 °C, para simular as condições
fisiológicas do paciente.
Para identificar o comprimento de onda onde ocorre absorção atribuída à ATV, foi feita uma varredura
de ATV em PBS na faixa de 190 nm a 600 nm. O resultado da varredura, apresentado na Figura 36.5, mostra
que o comprimento de onda com maior intensidade de absorbância foi de 292,5 nm.
Assim, para quantificar a atorvastatina construiu-se uma curva padrão. Esta curva foi preparada em
solução tampão fosfato (PBS), pH 7,4 e a ATV apresentou banda de absorção na faixa de 292,5 nm. Com base
na curva padrão encontrada para a atorvastatina, obteve-se a Equação 36.1, onde o modelo linear correlaciona
a absorbância e a concentração
Equação 36.1: Modelo linear absorbância/concentração
y = 28, 267x + 0, 0744 (36.1)
Onde:
• x= concentração (mg/mL);
• y= absorbância obtida.
375](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-375-320.jpg)
![CAPÍTULO 36. ESTUDO DA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE
POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA
O coeficiente linear da curva (R2
) foi de 0,9861 , e segundo a literatura R2
acima de 0,95 quer dizer
que o modelo é satisfatório [4]. A partir desta equação, as concentrações de atorvastatina foram estimadas
matematicamente.
O percentual de massa dissolvida em função do tempo para o filamento PCL−ATVf é mostrado
na Figura 36.6. Os dados experimentais de liberação foram ajustados por uma equação não-linear, para
que se possa analisar o comportamento da liberação do fármaco e os fenômenos envolvidos durante esse
processo. O valor do coeficiente linear (R2
) encontrado após o ajuste da equação não - linear foi de 0,98026,
sendo assim considerado satisfatório. Pelo percentual de massa dissolvida, nota-se que ao final do ensaio
de 8 horas, o máximo de dissolução do fármaco na amostra de PCL−ATVf foi de 0,20%. De acordo com
Rong e colaboradores (2012) [16], a dissolução do fármaco contido nos filamentos pode ser considerada como
prolongada, quando a liberação do insumo ativo dos filmes não alcançou 50% de liberação após 100 horas
de análise. Com os valores obtidos em 8 horas, pode-se afirmar que o filamento PCL−ATVf atingirá 50% de
liberação do fármaco em 2000 horas, sendo considerada a liberação do fármaco como prolongada.
Para o filamento PLA/ATV foi utilizada a mesma curva padrão para análise de liberação do fármaco
ATV, com banda de absorção de absorção na faixa de 292,5nm. O percentual de massa dissolvida em função
do tempo é mostrado na Figura 7. Os dados experimentais de liberação foram ajustados por uma equação
não-linear, através do programa OriginPro e obteve-se o valor do coeficiente linear (R2
) igual a 0,908, que
segundo a literatura, está um pouco abaixo do esperado que seja satisfatório. Foi observado que durante
as 8 horas de ensaio, o percentual máximo de massa dissolvida corresponde a 0,18%. Segundo estudos de
Li et al. (2008) [8], propôs estudos in vitro com filmes porosos de PLA com termogel carreados com ATV,
os resultados obtidos apresentam rápida liberação inicial com valores de 24,76 ± 1,35% e 36,17 R± 1,57%
detectadas durante os primeiros 6 dias. Durante 24 dias, a ATV foi liberada deforma contínua e lenta, onde
cerca de 86% do fármaco foi liberado em solução de elastase. O autor sugere que a taxa de liberação maior
que 50% se deve ao fato da solução de elastase possuir propriedade que promove a degradação de matrizes
poliméricas rapidamente.
Ao se fazer o comparativo entre os filamentos e suas liberações de fármaco (ATV) em relação ao
percentual de massa dissolvida, pode-se observar pela Figura 36.8 que o filamento de PCL−ATV−f foi mais
efetivo do que o filamento PLA−ATV−f, isso pode ter ocorrido devido a interação do fármaco com o polímero.
Segundo Pereira (2020) [14], a morfologia de matrizes poliméricas influencia no comportamento da liberação
do fármaco, assim como a taxa de degradação, hidrofilicidade/hidrofobicidade e na composição dos dispositivos
de liberação controlada. Assim, polímeros como a PCL e filamentos que a tenham em sua composição, tendem
a liberar o fármaco mais facilmente devido a sua temperatura de fusão. Neste estudo os autores observaram
que a policaprolactona com Tg por volta de 37 °C seria um portador de drogas em potencial.
36.5 Conclusões
No presente trabalho, filamentos de PCL e PLA contendo ATV foram obtidos de forma satisfatória.
As imagens obtidas pelo MEV mostraram a uniformidade da superfície e da superfície de corte de ambos
os filamentos. A análise quantitativa EDS confirmou a presença de elementos característicos da ATV nos
filamentos.
376](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-376-320.jpg)
![CAPÍTULO 36. ESTUDO DA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE
POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA
A análise de liberação do fármaco dos filamentos obtidos indicou que, ao final dos ensaios (após 8
horas), a dissolução obtida chegou no máximo a 0,20% no filamento PCL−ATVf e de 0,18% no filamento
PLA−ATVf, e sendo correlacionados a outros estudos já realizados, indicaram uma liberação prolongada da
ATV.
Os dados experimentais da análise de liberação dos filamentos foram ajustados no programa OriginPro.
O ajuste para os dois filamentos estudados apresentou coeficiente de correlação (R2) acima de 0,95 para o
filamento PCL−ATVf, sendo considerado satisfatório e de 0,908 para o filamento de PLA−ATVf, apresentando-
se um pouco abaixo do satisfatório.
Assim, pode-se dizer que que o método de produção da matriz polimérica e o método de HME são
eficientes para a produção de filamentos poliméricos carreados com fármacos. O processamento e a morfologia
das amostras têm influência direta na liberação do fármaco.
Os polímeros biodegradáveis PCL e PLA apresentam condições adequadas para o controle da liberação
da atorvastatina, sendo uma alternativa promissora para a Engenharia de Tecidos.
Agradecimentos
Os autores agradecem ao CNPq, ao Instituto Nacional de Tecnologia, à Rede NanoSaúde e à
Universidade Federal Rural do Rio de Janeiro.
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![37 IMPORTÂNCIA DA TOMOGRAFIA COMPUTADO-
RIZADA DE FEIXE CÔNICO NO DIAGNÓSTICO E
TRATAMENTO DOS CISTOS E TUMORES ODON-
TOGÊNICOS
Luis Eduardo Benevides de Moraes1
, UFRJ2
, ORCID 0000-0001-6467-5531;
Eduardo Jose de Moraes, IDM3
, ORCID 0000-0002-6662-2561;
Sergio Adrian Olate, UniFrontera, ORCID 0000-0001-8153-0676;
Hilton Augusto Koch, UFRJ2
, ORCID 0000-0002-6525-0102.
ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.582978
Como citar
da MORAES, L. E. B.; de MORAES, J. E.; OLATE S. A.; KOCH, H. A. IMPORTÂNCIA DA TOMOGRAFIA
COMPUTADORIZADA DE FEIXE CÔNICO NO DIAGNÓSTICO E TRATAMENTO DOS CISTOS E
TUMORES ODONTOGÊNICOS. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de
SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p.
379-389.
Tópicos
37.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 381
37.1.1 Caso 1: Ameloblastoma Multicístico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 382
37.1.2 Caso 2: Ameloblastoma Unicístico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 382
37.1.3 Caso 3: Queratocisto Odontogênico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 383
37.1.4 Caso 4: Tumor Odontogênico Adenomatóide . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 384
37.1.5 Caso 5: Cisto Residual . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 385
37.2 Discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 386
37.3 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 388
Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 388
1 Email: luisedu_bm@hotmail.com
2 Universidade Federal do Rio de Janeiro
3 Instituto de Moraes](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-380-320.jpg)
![CAPÍTULO 37. IMPORTÂNCIA DA TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA DE FEIXE CÔNICO NO
DIAGNÓSTICO E TRATAMENTO DOS CISTOS E TUMORES ODONTOGÊNICOS
RESUMO
O objetivo deste artigo foi apresentar demonstrar a importância da Tomografia Computadorizada
de Feixe Cônico (TCBFC) no diagnóstico por imagens e acompanhamento de tratamentos de tumores
odontogênicos após reconstrução óssea e reabilitação protética com implantes dentários, enfatizando a
relevância desta técnica no controle de imagens a longo prazo. Casos clínicos: Foram selecionados cinco
pacientes com diagnóstico de tumores odontogênicos e tratados com técnicas conservadoras de descompressão
e enucleação das lesões seguidas de reconstrução óssea que foram acompanhadas durante e após o tratamento.
Tomografias Computadorizadas Cone Beam foram realizadas para diagnóstico inicial e periodicamente para
controle de seguimento durante um período de 5 a 10 anos. As Tomografias Computadorizadas de Feixe
Cônico (TCFC) realizadas para controle mostraram uma remodelação satisfatória dos enxertos ósseos e
o sucesso na reabilitação com implantes. Não foram observados sinais de recidiva nas áreas enucleadas e
reconstruídas. Conclusão: As Radiografias Convencionais, a Tomografia Computadorizada Fan Beam, a
Tomografia Computadorizada Cone Beam e Ressonância Magnética Nuclear (RM) são exames de imagens
citados pela literatura e podem ser utilizadas rotineiramente no diagnóstico e acompanhamento de tumores
odontogênicos, no entanto, a TCFC é uma técnica eficiente para diagnóstico e acompanhamento por imagem,
pois permite a visualização de lesões com mais detalhamento em três dimensões.
Palavras-chave: Tumores Odontogênicos, Tratamento conservador, Tomografia Computadorizada
Cone Beam, Tomografia Computadorizada Fan Beam, Ressonância magnética nuclear.
37.1 Introdução
Os tumores odontogênicos constituem um grupo heterogêneo de lesões com características clínicas
e histopatológicas diversas. O comportamento biológico dessas lesões inclui proliferações hamartomatosas,
tumores benignos não agressivos, tumores agressivos e malignos [6]. Alguns autores afirmam que essas lesões
compreendem quase 3% de todas as lesões dos maxilares [5] e pode causar expansão e destruição óssea,
resultando eventualmente em deformidade facial [22].
O exame clínico e os exames complementares de imagem são de suma importância para o diagnóstico
e tratamento. As radiografias odontológicas e panorâmicas são frequentemente solicitadas para avaliação
inicial das lesões, porém essas técnicas radiográficas apresentam inúmeras limitações e trazem informações
insuficientes [29]. Muitas lesões apresentam características clínicas, morfológicas e radiográficas semelhantes
entre si [2, 4, 20] e diagnóstico por imagem mais avançado técnicas como a Tomografia Computadorizada Fan
Beam (FBCT), Tomografia Computadorizada Cone Beam (CBCT), Ressonância Magnética Nuclear (RMN) e
Ultrassonografia são necessárias para melhor caracterização da lesão, seu tecido adjacente e vascularização[29].
O tratamento geralmente é dividido em abordagem radical e conservadora e muitas modalidades
terapêuticas são preconizadas pela literatura científica. Alguns cistos e tumores apresentam taxas de recorrência
significativas, que muitas vezes resultam em tratamentos mais agressivos e com maior morbidade, como as
grandes ressecções ósseas com margens de segurança [7, 3]. Técnicas conservadoras como descompressão e
marsupialização podem resultar em redução do tamanho das lesões, minimizando riscos de sequelas associadas
a grandes ressecções. Técnicas adjuvantes menos invasivas como ostectomia periférica, aplicação de solução de
381](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-381-320.jpg)
![CAPÍTULO 37. IMPORTÂNCIA DA TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA DE FEIXE CÔNICO NO
DIAGNÓSTICO E TRATAMENTO DOS CISTOS E TUMORES ODONTOGÊNICOS
Carnoy e crioterapia são utilizadas para diminuir as taxas de recorrência [18, 30, 23].
A Tomografia Computadorizada Cone Beam (TCCB) foi introduzida no início de 2000 e criou um
novo paradigma para a avaliação das estruturas dentárias e maxilofaciais no consultório odontológico [13]. A
TCFC é de g](https://image.slidesharecdn.com/livrobiomateriais2023-230722151622-17d2e04a/85/Livro-Biomateriais-2023-pdf-382-320.jpg)
Livro Biomateriais 2023.pdf
- 2. Diagramação da capade autoria de Ana Karine Rocha de Andrade Nattrodt e Marvin Nascimento Todas as informações nos textos, figuras, tabelas e fontes de pesquisa são de inteira responsabilidade do(s) autor(es). Todos os direitos autorais são reservados aos autores dos capítulos. Nenhuma parte desta obra poderá ser armazenada, reproduzida ou transmitida por quaisquer que sejam os meios sem permissão prévia do autor, exceto para uso acadêmico. Neste caso, citar a fonte. Ficha Catalográfica I59 Propriedades e Aplicações dos Biomateriais / Carlos Nelson Elias (coord.); Ana Karine Nattrodt (coord.); Roberto Hirsch Monteiro (coord.); Bruno Martins de Souza (coord.). 1. ed., Recife: Even3, 2022. 467 p. PDF Vários colaboradores ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22 1. Biomateriais. 2. Titânio e suas ligas. 3. Implantes dentários CDD: 617.693
- 3. Prefácio Nos últimos anoscom o avanço científico tecnológico em Ciências dos Materiais surgiu o desenvol- vimento de biomateriais que incluíam novas ligas metálicas, materiais cerâmicos e poliméricos de última geração, assim como melhor alcance de propriedades com materiais compósitos. Metodologias de fabricação por manufatura aditiva, a técnica CAD/CAM (Computer-Aided Design/Computer-Aided Manufacturing) passou a ser incrementada em clínicas, laboratórios, assim como novos equipamentos para obtenção de imagem e diagnósticos passaram a ser usados. Sendo assim, a busca por conhecimento sobre biomateriais começou a ser demandada por pesquisadores e profissionais envolvidos na fabricação e uso dos biomateriais, isso de modo a se obter informações que permitem o melhor uso dos biomateriais. Dessa forma, o presente livro surgiu para atender essa demanda. O aumento das aplicações dos biomateriais está relacionado ao desenvolvimento das pesquisas básicas e tecnológicas em execução nas universidades, institutos de pesquisas, instituições de ensino, laboratórios de ensaios, empresas e clínicas médico-odontológicas. Uma marca nesse avanço científico pode ser expressado pelo aumento dos índices de sucesso dos tratamentos com o uso dos implantes dentários osseointegráveis, oferta de novos biomateriais sintéticos para enxertos para regeneração tecidual, aplicações das metodologias da manufatura aditiva para fabricar implantes e próteses personalizadas e com formas de maior complexidade, uso de escaneamentos e de sistemas CAD/CAM para produzir próteses dentárias parciais e totais. Este livro foi uma iniciativa dos alunos do Grupo de Biomateriais do Instituto Militar de Engenharia (IME). O objetivo foi reunir informações sobre diversos temas relacionados ao desenvolvimento e aplicações dos biomateriais. Um agradecimento a todos os alunos do Grupo de Biomateriais do IME que, nas reuniões semanais apresentam seminários sobre diversos temas que envolvem os biomateriais, e em especial os componentes da Comissão Organizadora pelo ótimo trabalho. Em nome dos Editores, desejo fazer um agradecimento especial a todos os autores dos capítulos que realmente tornaram viável esta obra. Carlos Nelson Elias Editor 3
- 4. Apresentação O desenvolvimento daciência e engenharia dos biomateriais se deve ao investimento de infraestrutura em pesquisas de base. Isso de modo em que a grande revolução dos biomateriais se deve ao alto desempenho em suas aplicações. Isso por meio do uso de implantes dentários osseointegráveis de titânio, assim como as tecnologias que permitem a realização de alteração da topografia de superfície desses implantes, biomateriais cerâmicos a base de fosfatos de calcio sendo utilizados como enxertos para a reparação e/ou regeneração tecidual, aplicabilidade da tecnologia CAD/CAM (Computer-Aided Design/Computer-Aided Manufacturing) para fabricar implantes e próteses personalizadas com maior precisão. Uma das consequências dos desenvolvimentos efetuados e aumento dos conhecimentos sobre os biomateriais permitiu que o Brasil se tornasse um dos países com maior produção de implantes dentários. Esse sucesso comprova a excelente qualidade das empresas nacionais, qualidade excepcional da odontologia brasileira e reconhecimento internacional das habilidades dos nossos profissionais. O Congresso de Ciência e Tecnologia dos Biomateriais – Biomat22 surgiu da iniciativa dos alunos do Grupo de Biomateriais do Instituto Militar de Engenharia (IME). O objetivo foi permitir a reunião de alunos de graduação, pós-graduação, pesquisadores, professores e profissionais que atuam no desenvolvimento e aplicações dos biomateriais. Durante o planejamento das atividades do Biomat22 novas ideias surgiram, entre elas a de convidar os fabricantes de implantes dentários para apresentar as características principais de seus produtos. Desse modo criou-se uma sessão de debate exclusiva sobre os implantes de titânio comercialmente puro, de Ti-6Al-4V e de zircônia. A previsão inicial seria termos da ordem de 200 inscritos com a apresentação de 40 a 50 trabalhos. Tivemos 375 inscritos, envio de 120 trabalhos e selecionados 92 trabalhos para apresentação distribuídos em 14 Sessões temáticas. Esses números mostram que existem vários grupos que atuam na aplicação e no desenvolvimento dos novos biomateriais. Um agradecimento a todos os alunos do Grupo de Biomateriais do IME que, nas reuniões semanais apresentam seminários sobre diversos temas que envolvem os biomateriais, e em especial os componentes da Comissão Organizadora pelo ótimo trabalho. A Comissão Organizadora é formada por alunos que participam pela primeira do planejamento, organização e execução de congresso. Desejo fazer um agradecimento especial a todos os participantes e apresentadores dos trabalhos que realmente tornaram viável o Biomat22. Carlos Nelson Elias Presidente da Comissão Organizadora do Biomat22 4
- 5. Comissão Organizadora Carlos NelsonElias (Coordenador, professor/pesquisador), Graduado em Engenharia Metalúrgica - IME (1981); Mestrado em Ciências dos Materiais - IME (1986); Doutor em Ciências dos Materiais - IME (1989); Professor do Instituto Militar de Engenharia (2023). Ana Karine Rocha de Andrade Nattrodt Graduada como Cirurgiã-Dentista - UFPE (2000) ; Especialista em Dentística - UFPE (2005); Mestre em Ciência dos Materiais - IME (2023); Capitão-Dentista do Exército Brasileiro. Bruno Martins de Souza Graduado como Cirurgião-Dentista - UFRJ (2012); Especialista em Implantodontia Oral - UNESA (2016); Mestre em Ciência dos Materiais - IME (2023). Roberto Hirsch Monteiro Graduado como Cirurgião-Dentista - UERJ (2007); Especialista em Prótese Dentária - UNESA (2008); Especialista em Implantodontia oral - SLMandic (2013); Graduado como Engenheiro Mecânico - UNESA (2017); Mestre em Ciência dos Materiais - IME (2020). 5
- 6. Comissão Científica Adriana MarcelaLobato Rocha, Alessandro Brito Thomaz, Ana Karine Rocha de Andrade Nattrodt, André Aguiar Marques, Bruno Martins de Souza, Carlos Nelson Elias, Késia Simões Ribeiro, Larissa Ramos Xavier Coutinho Nascimento, Manuela Cunha Bastos Netto, Nathalia Rodrigues de Oliveira Habib Pereira, Roberto Hirsch Monteiro. 6
- 7. Agradecimentos Agradecemos aos colaboradorespela contribuição na realização deste projeto. Capa Arte de: Ana Karine Rocha de Andrade Nattrodt, Marvin do Nascimento. Imagens são cortesia de: Bruno Martins de Souza, Carlos Nelson Elias, Larissa Ramos Xavier Coutinho Nascimento, Roberto Hirsch Monteiro. Sessões Imagens do início das sessões são cortesia de: SESSÃO 1 - Superfície de um implante dentário (MEV) - Carlos Nelson Elias, SESSÃO 2 - Partículas cerâmicas sinterizando (MEV) - Roberto Hirsch Monteiro, SESSÃO 3 - Hidroxiapatita cúbica (MEV) - Marvin do Nascimento, SESSÃO 4 - Gel com partículas metálicas (MEV) - Ana Karine Rocha de Andrade Nattrodt, SESSÃO 5 - Nanopartículas de Cu2O (MEV) - Adriana Marcela Lobato, 7
- 8. SESSÃO 6 -Partículas de fármaco(MEV) - Adriana Marcela Lobato, SESSÃO 7 - Tomografia computadorizada do elemento dentário em mandíbula - Bruno Martins de Souza. Formatação e layout Formatação e layout de: Roberto Hirsch Monteiro Revisão Científica Bruno Martins de Souza Marvin do Nascimento Nathalia Rodrigues de Oliveira Habib Pereira Roberto Hirsch Monteiro Apoio 8
- 9. . Sumário I IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS23 1 FATORES QUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24 1.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25 1.2 Métodos de quantificar a estabilidade primária . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27 1.2.1 Torque de inserção . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27 1.2.2 Strain gage . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27 1.2.3 Análise da frequência de ressonância de implantes dentários . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 28 1.3 Fatores que influenciam na estabilidade primária dos implantes . . . . . . . . . . . . . . 28 1.3.1 Diâmetro e comprimento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29 1.3.2 Forma . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30 1.3.3 Perfil das roscas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30 1.3.4 Microgeometria . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 31 1.3.4.1 Superfície dos implantes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 31 1.4 Parâmetros relacionados ao hospedeiro que influenciam na estabilidade primária . . . . 33 1.4.1 Densidades ósseas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 33 1.4.2 Deformação do osso . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 34 1.4.3 Necrose óssea . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 35 1.5 Influência da técnica cirúrgica na estabilidade primária . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 36 1.5.1 Técnica cirúrgica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 36 1.6 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 37 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 38 2 IMPLANTES DE TITÂNIO OSSEOINTEGRÁVEIS COM SUPERFÍCIES BIOMIMÉTICAS 42 2.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 43 2.2 O titânio na implantodontia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 43 2.3 Tratamento de superfície dos implantes de titânio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 44 2.4 Superfícies biomiméticas dos implantes dentários . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 44 2.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 46 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 47 3 AVALIAÇÃO CLÍNICA DE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS COLOCADOS EM OSSO TIPO IV:UM ESTUDO RETROSPECTIVO (5-18 ANOS DE ACOMPANHA- MENTO) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49 3.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 50 3.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51 3.2.1 Pacientes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51
- 10. SUMÁRIO 3.2.2 Sistema deimplante . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51 3.2.3 Planejamento do tratamento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52 3.2.4 Procedimentos cirúrgicos e protéticos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52 3.2.5 Acompanhamento pós-operatório . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53 3.2.6 Análise estatística . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53 3.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53 3.4 Discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 55 3.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 56 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 56 4 O USO DO TITÂNIO NA IMPLANTODONTIA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 60 4.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 61 4.2 Metodologia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 61 4.3 A Implantodontia e os biomateriais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 62 4.4 O titânio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 63 4.5 Osseointegração . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 64 4.6 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 65 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 66 5 FUNCIONALIZAÇÃO DE SUPERFÍCIES DE TI-6AL-4V POR INCORPORAÇÕES DE ÍONS E/OU PARTÍCULAS EM REVESTIMENTOS OBTIDOS POR ANODIZAÇÃO ASSISTIDA POR PLASMA: UMA REVISÃO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 67 5.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 68 5.2 Plasma Electrolytic Oxidation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 69 5.3 Eletrólitos e incorporações . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 70 5.4 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 74 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 75 6 EFEITO DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE NAS PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DOS IMPLANTES DE TITÂNIO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 78 6.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 79 6.2 Métodos de modificação de superfícies . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 80 6.2.1 Tratamento com ácido . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 81 6.2.2 Jateamento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 81 6.2.3 Anodização . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 82 6.2.4 Tratamento com plasma . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 82 6.2.5 Revestimentos com fosfatos de cálcio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 83 6.3 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 83 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 84 7 COMPORTAMENTO GALVÂNICO ENTRE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS E ABUTMENT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 86 7.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 87 7.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 88 10
- 11. SUMÁRIO 7.3 Resultados .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 88 7.3.1 Medida de potencial de circuito aberto . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 88 7.3.2 Medidas galvânicas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 89 7.4 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 90 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 91 8 LIGA TI-47NB: UMA ALTERNATIVA PROMISSORA PARA UTILIZAÇÃO COMO BIOMATERIAL . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 92 8.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 93 8.2 Revisão de literatura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 93 8.2.1 Uso da liga Ti-Nb na fabricação de implantes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 94 8.2.2 Efeito do tratamento térmico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 94 8.2.3 A resistência à corrosão dos biomateriais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 95 8.2.4 Molhabilidade . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 95 8.3 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 95 8.4 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 96 8.4.1 Análise microscópica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 96 8.4.2 Microdureza . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 97 8.4.3 Molhabilidade . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 97 8.4.4 Teste de corrosão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 98 8.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 99 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 99 9 IMPLANTES DE PEQUENOS DIÂMETROS: UMA REVISÃO NARRATIVA . . . . . . 101 9.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 102 9.2 Aplicação dos implantes de pequeno diâmetro . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 102 9.3 Limitações dos implantes de pequeno diâmetro . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 104 9.4 Implantes comerciais de pequeno diâmetro . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 104 9.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 104 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 105 10 DESAFIOS E AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL . . . . . . . . . . . . . . . . 106 10.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 107 10.2 Processos de manufatura aditiva . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 109 10.2.1 Processos via polimerização . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 109 10.2.2 Processos via sinterização ou fusão e solidificação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 110 10.3 Desenvolvimento tecnológico no setor da saúde . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 111 10.4 Considerações finais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 113 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 114 11 ANÁLISE DE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS TRATAMEN- TOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 116 11.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 117 11
- 12. SUMÁRIO 11.2 Revisão deliteratura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 119 11.2.1 Complicações . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 119 11.2.1.1 Falhas cirúrgicas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 120 11.2.1.2 Falhas por localização . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 121 11.2.1.3 Falhas por condições relacionadas aos pacientes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 121 11.2.1.4 Falhas associadas às condições dos implantes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 121 11.2.1.5 Influência das condições protéticas nas falhas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 122 11.2.1.6 Falhas devido à outras condições . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 123 11.2.2 Fatores de risco e análise de falhas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 123 11.3 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 127 11.4 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 128 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 129 12 PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA . . . . . . . . . . . 131 12.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 132 12.1.1 Biomateriais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 133 12.1.2 Biocompatibilidade . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 133 12.1.3 Osseointegração . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 134 12.2 Revisão da literatura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 134 12.2.1 Características do Ticp e da liga Ti-6Al-4V . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 134 12.2.2 Mecanismo de bioatividade dos implantes dentários . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 135 12.2.3 Influência da superfície dos implantes dentários nas células. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 137 12.2.4 Morfologia da superfície do implante . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 138 12.2.5 Tratamento da superfície dos implantes dentários. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 138 12.3 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 140 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 140 13 BIOCOMPATIBILIDADE, RESPOSTA TECIDUAL E INTERFACE DOS IMPLANTES DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 143 13.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 144 13.2 O Titânio e a biocompatibilidade . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 145 13.3 Processo inflamatório no Ticp . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 147 13.4 Interface implante-osso e osseointegração . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 148 13.5 Resposta tecidual e a formação óssea . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 149 13.6 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 153 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 153 14 O CENÁRIO ATUAL DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE EM IMPLANTES DENTÁ- RIOS COMERCIALIZADOS NO BRASIL . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 155 14.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 156 14.2 O fenômeno da osseointegração em implantes dentários . . . . . . . . . . . . . . . . . . 157 14.3 Interação células – Superfície dos implantes dentários . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 157 12
- 13. SUMÁRIO 14.4 Os tratamentosde superfície predominantes no Brasil . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 158 14.4.1 Implantes dentários usinados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 158 14.4.2 Superfícies com ataque ácido . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 159 14.4.3 Jateamento seguido de ataque ácido . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 159 14.4.4 Anodização . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 160 14.4.5 Superfícies biomiméticas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 160 14.5 Levantamento de dados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 161 14.6 Tratamentos de superfície no cenário nacional . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 161 14.7 Superfícies disponíveis no âmbito nacional . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 161 14.8 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 162 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 163 II BIOMATERIAIS CERÂMICOS 165 15 O DESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCÔNIA: O POTENCIAL DE BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 166 15.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 167 15.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 168 15.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 168 15.3.1 Implantes endósseos de zircônia: Topografia e propriedades de superfície . . . . . . . . . . . . 168 15.3.2 Interação da microbiota subgengival e células com a superfície dos implantes de zircônia . . . 171 15.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 173 15.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 177 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 177 16 DISSILICATO DE LÍTIO – EFEITO DE ADITIVOS NA COMPOSIÇÃO DA VITROCE- RÂMICA DO SISTEMA SIO2-LIO2 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 180 16.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 181 16.2 Revisão de literatura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 181 16.3 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 183 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 184 III ENGENHARIA DE TECIDOS, FILMES E MEMBRANAS 186 17 FUNCIONALIZAÇÃO DE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSO- RES DE ORIGEM NATURAL . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 187 17.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 188 17.2 Polimerização a plasma em baixas temperaturas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 189 17.3 Contaminação de superfícies por biofilme . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 193 17.4 Polimerização à plasma de metabólitos secundários de plantas . . . . . . . . . . . . . . 195 17.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 199 13
- 14. SUMÁRIO Referências . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 200 18 VIAS DE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO: ESTRATÉ- GIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS . . . . . . . . . . . . . . . 205 18.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 206 18.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 207 18.2.1 Fonte de dados e critérios de elegibilidade . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 207 18.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 207 18.3.1 Histologia do complexo amelodentinário . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 207 18.3.2 A composição e arranjo cristalográfico molecular do esmalte e dentina . . . . . . . . . . . . . 209 18.3.3 Propriedades mecânicas do complexo amelodentinário . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 210 18.3.4 Vias de biomineralização de esmalte e dentina da engenharia de tecidos . . . . . . . . . . . . . 212 18.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 214 18.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 216 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 216 19 ESTUDO DA INCORPORAÇÃO DE MARAVILHA CURATIVA EM MATRIZES DE POLICAPROLACTONA E QUITOSANA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 220 19.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 221 19.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 222 19.2.1 Preparo das amostras de PCL e Quitosana . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 222 19.2.2 Variação de massa das matrizes em Maravilha Curativa . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 223 19.2.2.1 Variação de massa das matrizes sob temperatura ambiente em Maravilha Curativa . . . . . . . . . . 223 19.2.2.2 Variação de massa das matrizes a quente em Maravilha Curativa . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 224 19.2.3 Espectrometria de infravermelho com transformada de Fourier (FTIR) . . . . . . . . . . . . . 224 19.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 224 19.3.1 Produção das matrizes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 224 19.3.2 Estudo da variação de massa das amostras . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 225 19.3.2.1 Variação de massa das matrizes sob temperatura ambiente em Maravilha Curativa . . . . . . . . . . 225 19.3.2.2 Variação de massa das matrizes a quente em Maravilha Curativa . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 226 19.3.3 Espectrometria de infravermelho com Transformada de Fourier (FTIR) . . . . . . . . . . . . . 227 19.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 228 19.4.1 Produção das matrizes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 228 19.4.2 Estudo da variação de massa das amostras . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 228 19.4.2.1 Variação de massa das matrizes sob temperatura ambiente em Maravilha Curativa . . . . . . . . . . 228 19.4.2.2 Variação de massa das matrizes a quente em Maravilha Curativa . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 228 19.4.3 Espectrometria de infravermelho com Transformada de Fourier (FTIR) . . . . . . . . . . . . . 228 19.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 229 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 229 20 AVALIAÇÃO IN VIVO DA MEMBRANA DE POLI (ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO GLI- CÓLICO) (PLGA) ASSOCIADA AO FOSFATO DE CÁLCIO NO POTENCIAL INFLA- MATÓRIO: ESTUDO MORFOLÓGICO E HISTOMORFOMÉTRICO . . . . . . . . . . 231 14
- 15. SUMÁRIO 20.1 Introdução .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 232 20.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 234 20.2.1 Apreciação ética . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 234 20.2.2 Grupos amostrais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 234 20.2.3 Avaliação morfológica (microscopia eletrônica de varredura) das membranas . . . . . . . . . . 234 20.2.4 Avaliação do pH em solução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 234 20.2.5 Procedimentos cirúrgicos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 235 20.2.6 Processamento histológico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 235 20.2.7 Análise estatística . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 236 20.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 236 20.3.1 Caracterização morfológica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 236 20.3.2 Avaliação do pH em solução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 236 20.3.3 Análises histológicas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 238 20.4 Discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 239 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 240 21 AVALIAÇÃO DO EFEITO DA INCORPORAÇÃO DA CERA DE CARNAÚBA EM FILMES BIOPOLIMÉRICOS: UMA REVISÃO SISTEMÁTICA . . . . . . . . . . . . . . 242 21.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 243 21.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 244 21.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 244 21.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 248 21.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 248 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 249 IV HIDROGÉIS 251 22 AVALIAÇÃO MORFOLÓGICA DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA POSTE- RIOR INCORPORAÇÃO EM HIDROGÉIS PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS . . . . 252 22.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 253 22.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 254 22.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 254 22.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 255 22.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 255 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 256 23 HIDROGÉIS COM INCORPORAÇÃO DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA APLICAÇÃO NA ENGENHARIA DE TECIDO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 257 23.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 258 23.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 259 23.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 259 23.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 262 23.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 263 15
- 16. SUMÁRIO Referências . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 263 24 HIDROGÉIS QUIMICAMENTE MODIFICADOS COM ADIÇÃO DE ÁCIDO CÍTRICO 265 24.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 266 24.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 267 24.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 267 24.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 268 24.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 269 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 269 25 HIDROGÉIS MODIFICADOS COM NANOPARTÍCULAS DE ÓXIDO DE GRAFENO PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 271 25.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 272 25.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 272 25.2.1 Preparo da solução do hidrogel com nano óxido de grafeno (nGO) . . . . . . . . . . . . . . . 272 25.2.2 Caracterização dos hidrogéis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 273 25.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 273 25.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 273 25.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 274 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 275 26 REGENERAÇÃO DE DEFEITOS NO DISCO ARTICULAR DA ATM, TRATADOS COM HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA . . . . . . . . . . . . . 276 26.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 277 26.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 278 26.2.1 Animais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 278 26.2.2 Isolamento e diferenciação condrogênica das células tronco mesenquimais derivadas da medula óssea. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 278 26.2.3 Matriz de hidrogel de AH . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 279 26.2.4 Testes in vitro de citotoxicidade e adesão celular . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 279 26.2.5 Análise histológica do disco articular . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 280 26.3 Resultado . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 280 26.3.1 Análise morfológica das CTMs-MO em monocamada . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 280 26.3.2 Análise histológica e imunocitoquímica dos pellets . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 280 26.3.3 Testes in vitro de citotoxicidade e adesão celular . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 280 26.3.4 Análise histológica, histomorfométrica e histoquímica do disco da ATM . . . . . . . . . . . . . 282 26.3.4.1 Análise histológica dos discos articulares . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 282 26.3.4.2 Análise histoquímica dos discos articulares . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 283 26.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 283 26.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 286 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 286 16
- 17. SUMÁRIO V NANOMATERIAIS 288 27NANOMATERIAIS A BASE DE CÁLCIO OBTIDOS A PARTIR DA CASCA DE OVO PARA POTENCIAL APLICAÇÃO EM ENGENHARIA DE TECIDO . . . . . . . . . . 289 27.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 290 27.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 291 27.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 292 27.3.1 Teste de chama . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 292 27.3.2 Calcinação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 292 27.3.3 Análise por espectroscopia no UV Vis. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 292 27.3.4 Análise por Espectroscopia no infravermelho por transformada de Fourier (FTIR) . . . . . . . . 293 27.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 293 27.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 295 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 295 28 TERAPIA CONJUGADA PARA TRATAMENTO DO ENVELHECIMENTO FACIAL. EMPREGO DOS FIOS DE POLIDIOXANONA E REPOSIÇÃO HORMONAL BIOI- DÊNTICA COM SUBSTÂNCIAS NANOESTRUTURADAS VIA TRANSDÉRMICA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 297 28.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 298 28.2 Relato de Caso . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 299 28.3 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 301 28.4 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 303 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 303 29 BENEFÍCIOS DA TERAPIA DE REPOSIÇÃO COM HORMÔNIOS ESTERÓIDES NANOESTRUTURADOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE CASO. . . . . 305 29.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 306 29.2 Relato de caso . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 307 29.3 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 310 29.4 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 312 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 312 30 TERAPIA DE REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA NANOESTRUTURADA, VIA TRANSDÉRMICA, PARA TRATAMENTO DE MELASMA . . . . . . . . . . . . . . . . 315 30.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 316 30.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 317 30.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 318 30.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 318 30.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 320 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 320 17
- 18. SUMÁRIO 31 MANUTENÇÃO DESAÚDE DAS ESTRUTURAS MAXILOMANDIBULARES COM REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTEC- NOLOGIA BRASILEIRA. RELATO DE CASO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 322 31.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 323 31.2 Ação da homocisteína sobre osteoblastos e osteoclastos . . . . . . . . . . . . . . . . . . 324 31.3 Tratamento radioterápico e quimioterápico (TRQ) e a formação óssea . . . . . . . . . . 324 31.4 Relato de caso . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 325 31.5 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 327 31.6 Análise e Discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 329 31.7 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 331 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 331 32 NANOEMULSÕES COMO SISTEMAS DE DRUG DELIVERY PARA O CONTROLE DE BIOFILMES BACTERIANOS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 333 32.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 334 32.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 335 32.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 336 32.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 336 32.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 338 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 338 33 APLICAÇÃO DE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA RESIS- TENTES E FORMADORAS DE BIOFILME . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 340 33.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 342 33.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 342 33.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 343 33.3.1 Resistência microbiana . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 343 33.3.2 Biofilme . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 343 33.3.3 Bactérias ESKAPE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 344 33.3.4 Nanopartículas metálicas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 344 33.3.5 Nanopartículas orgânicas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 345 33.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 347 33.4.1 Atividade antimicrobiana e antiformação de biofilme de Nanopartículas Metálicas . . . . . . . 347 33.4.2 Atividade antimicrobiana e antiformação de biofilme de Nanopartículas Orgânicas . . . . . . . 348 33.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 348 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 348 VI SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE MEDICAMENTOS 351 34 A CINZA DA CASCA DO ARROZ COMO FONTE ALTERNATIVA DE SÍLICA PARA PRODUÇÃO DE SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE MEDICAMENTOS – UMA REVISÃO E NOVAS PERSPECTIVAS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 352 34.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 353 18
- 19. SUMÁRIO 34.2 Materiais emétodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 354 34.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 355 34.3.1 Processos de extração da sílica e preparo do aerogel . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 355 34.3.2 Carregamento e liberação de medicamentos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 357 34.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 358 34.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 358 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 359 35 LIPOSSOMAS COMO CARREADORES DE FÁRMACOS . . . . . . . . . . . . . . . . 361 35.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 362 35.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 363 35.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 363 35.4 Discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 363 35.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 365 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 365 36 ESTUDO DA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE POLICA- PROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA 367 36.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 369 36.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 370 36.2.1 Materiais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 370 36.2.2 Métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 370 36.2.2.1 Preparo das matrizes polímero/fármaco . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 370 36.2.2.2 Extrusão a Quente – HME . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 371 36.2.3 Caracterizações dos filamentos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 371 36.2.3.1 Microscopia eletrônica de varredura (MEV) e análise quantitativa por EDS . . . . . . . . . . . . . . 371 36.2.3.2 Ensaio de liberação in vitro . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 371 36.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 371 36.3.1 Caracterizações dos filamentos de PCL/ATV e PLA/ATV . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 371 36.3.1.1 Análise morfológica (MEV) e análise quantitativa por EDS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 371 36.3.1.2 Estudo do sistema de liberação de fármaco (ATV) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 372 36.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 373 36.4.1 Análises morfológica (MEV) e análise quantitativa por EDS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 373 36.4.2 Estudos do sistema de liberação de fármaco (ATV) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 375 36.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 376 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 377 VII APLICAÇÕES DOS BIOMATERIAIS 379 37 IMPORTÂNCIA DA TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA DE FEIXE CÔNICO NO DIAGNÓSTICO E TRATAMENTO DOS CISTOS E TUMORES ODONTOGÊNICOS . 380 37.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 381 37.1.1 Caso 1: Ameloblastoma Multicístico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 382 19
- 20. SUMÁRIO 37.1.2 Caso 2:Ameloblastoma Unicístico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 382 37.1.3 Caso 3: Queratocisto Odontogênico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 383 37.1.4 Caso 4: Tumor Odontogênico Adenomatóide . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 384 37.1.5 Caso 5: Cisto Residual . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 385 37.2 Discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 386 37.3 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 388 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 388 38 IMPORTÂNCIA DA TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA DE FEIXE CÔNICO NA ANÁLISE DE PATOLOGIAS DE SEIO MAXILAR: UM ESTUDO RETROSPECTIVO . 391 38.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 392 38.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 393 38.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 394 38.4 Discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 394 38.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 396 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 396 39 A INFLUÊNCIA DO ACABAMENTO DA SUPERFÍCIE DE INSTRUMENTOS EN- DODÔNTICOS E O SUCESSO CLÍNICO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 399 39.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 400 39.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 401 39.3 Resultados e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 401 39.4 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 404 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 404 40 PROPRIEDADES ÓPTICAS E ESTABILIDADE DE COR DOS ALINHADORES DE USO NA ORTODONTIA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 405 40.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 406 40.2 Revisão de literatura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 407 40.2.1 Estabilidade de cor e propriedades ópticas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 408 40.2.2 Descoloração (Staining) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 409 40.3 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 411 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 411 41 PREPARAÇÃO E CARACTERIZAÇÃO DE PASTA DENTAL CONTENDO VIDRO BI- OATIVO E ANTIMICROBIANO PARA POTENCIAL USO NA HIPERSENSIBILIDADE DENTINÁRIA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 413 41.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 414 41.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 415 41.2.1 Preparação do creme dental . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 415 41.2.2 Preparação do extrato de erva doce e de ginseng (Tintura 20% m/v de planta) . . . . . . . . 416 41.2.3 Preparação do compósito obtido das cinzas da planta Equisetum hyemale (BGCarb) . . . . . . 416 41.2.4 Caracterização das cinzas da planta Equisetum hyemale e do compósito BGCarb . . . . . . . . 416 41.2.5 Testes de estabilidade, em temperatura ambiente e estabilidade acelerada a 50 °C . . . . . . . 416 20
- 21. SUMÁRIO 41.2.6 Ensaio antimicrobianodas preparações de cremes dentais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 417 41.2.7 Ensaios de eficácia no tratamento da hipersensibilidade dentinária . . . . . . . . . . . . . . . . 417 41.3 Resultados e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 418 41.3.1 Caracterização do BGCarb . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 418 41.3.2 Testes de estabilidade, em temperatura ambiente e estabilidade acelerada a 50 °C . . . . . . . 419 41.3.3 Ensaios antimicrobianos das preparações de cremes dentais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 419 41.3.4 Ensaios de eficácia no tratamento da hipersensibilidade dentinária . . . . . . . . . . . . . . . . 420 41.4 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 420 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 422 42 EXPANSÃO PALATAL IMPLANTOSSUPORTADA, ANÁLISE POR EXTENSOMETRIA COM STRAIN GAUGES DAS ÁREAS DE DEFORMAÇÕES ÓSSEAS TRATIVAS E COMPRESSIVAS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 424 42.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 425 42.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 426 42.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 428 42.4 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 432 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 432 43 LEVANTAMENTO BIBLIOGRÁFICO DA BIOPRODUÇÃO DE ÁCIDO SUCCÍNICO E DE SEU USO EM MATERIAIS ENERGÉTICOS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 435 43.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 436 43.2 Estrutura química do ácido succínico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 438 43.3 Produção do ácido succínico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 438 43.4 Mercado de bioprodução de ácido succínico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 440 43.5 Microrganismo empregados e fonte de carbono . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 440 43.6 Aplicações na preparação de materiais energéticos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 442 43.7 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 443 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 444 44 ANÁLISE DE TENSÕES EM IMPLANTES ZIGOMÁTICOS UTILIZANDO A TÉCNICA DE STELLA & WARNER . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 447 44.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 448 44.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 449 44.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 450 44.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 452 44.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 453 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 454 45 ANÁLISE BIOMECÂNICA DE SISTEMA DE REABILITAÇÃO DE FRATURA TRANS- TROCANTÉRICA ESTÁVEL POR PARAFUSO DESLIZANTE DO QUADRIL PELO MÉTODO DE ELEMENTOS FINITOS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 455 45.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 456 45.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 457 21
- 22. SUMÁRIO 45.3 Resultados .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 460 45.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 461 45.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 463 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 463 Índice . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 465 22
- 23.
- 24. 1 FATORES QUEINFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS Larissa Ramos Xavier Coutinho Nascimento1 , IME2 , ORCID 0000-0001-6533-5598; Carlos Nelson Elias, IME2 , ORCID 0000-0002-7560-6926; Guilherme Monteiro Torelly, IME2 , ORCID 0000-0003-3019-2069; Roberto Hirsch Monteiro, IME2 , ORCID 0000-0003-4506-5820; Ana Karine Rocha de Andrade Nattrodt, IME2 , ORCID 0000-0002-0510-3493 ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.573555 COMO CITAR NASCIMENTO, L. R. X. C.; ELIAS, C. N.; TORELLY, G. M.; MONTEIRO, R. H.; NATTRODT, A. K. R. de A. FATORES QUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOIN- TEGRÁVEIS. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 24-41. Tópicos 1.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25 1.2 Métodos de quantificar a estabilidade primária . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27 1.2.1 Torque de inserção . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27 1.2.2 Strain gage . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27 1.2.3 Análise da frequência de ressonância de implantes dentários . . . . . . . . . . . . 28 1.3 Fatores que influenciam na estabilidade primária dos implantes . . . . . . . 28 1.3.1 Diâmetro e comprimento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29 1.3.2 Forma . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30 1.3.3 Perfil das roscas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30 1.3.4 Microgeometria . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 31 1.3.4.1 Superfície dos implantes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 31 1.4 Parâmetros relacionados ao hospedeiro que influenciam na estabilidade primária . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 33 1.4.1 Densidades ósseas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 33 1.4.2 Deformação do osso . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 34 1.4.3 Necrose óssea . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 35 1 Email: larissa.nascimento@ime.eb.br 2 Instituto Militar de Engenharia
- 25. CAPÍTULO 1. FATORESQUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS 1.5 Influência da técnica cirúrgica na estabilidade primária . . . . . . . . . . . . . 36 1.5.1 Técnica cirúrgica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 36 1.6 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 37 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 38 RESUMO Há um consenso entre os pesquisadores que uma das causas do insucesso dos implantes dentários osseointegráveis é a falta de estabilidade primária. A estabilidade primária, normalmente, é medida pelo torque de inserção ou pela análise da frequência de ressonância, como uso do Ostell. Vários fatores relacionados a macro e microgeometria dos implantes interferem na intensidade da tensão compressiva imposta ao osso durante a instalação e no carregamento. Esses fatores influenciam na estabilidade primária e secundária. Eles podem levar a falha dos implantes, quando há danos que ultrapassam o limiar de regeneração óssea. O atrito gerado pelos instrumentos de corte e o tecido ósseo provoca aumento da temperatura e na instalação pode nuclear microtrincas que diminuem a regeneração do tecido ósseo. A extensão dos danos mecânicos e térmicos variam com os parâmetros selecionados na inserção dos implantes. A maioria dos estudos encontrados na literatura dedicaram-se à medição das temperaturas geradas no tecido ósseo durante a perfuração. Existe falta de informação relacionada à análise dos fatores que influenciam na estabilidade primária dos implantes. Neste capítulo são abordados os fatores que influenciam e os métodos de avaliação da estabilidade primária dos implantes dentários. Palavras-Chave: Implantes dentários, Osso, Estabilidade primária. 1.1 Introdução Na implantodontia, a estabilidade primária (mecânica) é um pré-requisito para osseointegração. Ela é afetada pela forma e dimensões (forma, diâmetro, comprimento e perfil dos filetes das roscas), morfologia da superfície, técnica cirúrgica, quantidade e densidade óssea disponível no local do implante [13, 14]. É fundamental entender como os fatores relacionados à morfologia dos implantes influenciam na estabilidade primária e estimar o prognóstico, pois a tensão excessiva na interface osso-implante pode resultar na falha do implante. O osso cortical deve suportar a carga e proporcionar a estabilidade inicial. O osso esponjoso tem baixa influência na estabilidade primária. Ele é mais rico em canais vasculares e participa do suprimento de células progenitoras mesenquimais, sendo responsável pelo processo envolvido na estabilidade secundária (osseointegração) [25]. O perfil dos filetes da rosca é um dos fatores principais que influencia nas tensões de compressão e cisalhamento no osso trabecular, contribuindo com mais de 95% da transferência das forças mastigatórias e da tensão no osso. Os implantes com rosca de perfil quadrado e trapezoidal induzem tensão duas vezes mais intensa do que a rosca de perfil triangular. Os níveis menores de tensão causados pela rosca com perfil triangular podem ser explicados por seu menor ângulo de flanco na parte inferior da rosca. No osso trabecular, a tensão é mais significativa no vértice da rosca e ápice do implante, com menores concentrações na base da rosca. O perfil de rosca triangular pode ser mais apropriado para dissipação de tensão em sítios ósseos 25
- 26. CAPÍTULO 1. FATORESQUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS maxilares posteriores, sendo aquela que mais diminuiu a concentração de tensões e dissipa as tensões no osso trabecular [3]. O diâmetro e o comprimento dos implantes afetam a tensão de compressão no osso perimplantar. Implantes de maior diâmetro proporcionam melhor estabilidade primária, porém o comprimento não interfere de forma significativa na distribuição da tensão [23]. Quanto ao tratamento de superfície variando-se a rugosidade é possível aumentar a área de contato osso-implante e a força de atrito, contribuindo para um aumento na estabilidade primária [22]. Existem na literatura diversos métodos usados para se quantificar a estabilidade dos implantes. Um método comum é a medição do Torque de Inserção (TI) durante a sua instalação na cavidade óssea preparada. Em geral, os valores preconizados são de até 50 N.cm. Atualmente, não se sabe o torque ideal para ter a estabilidade primária em sistemas de implantes unitários. O consenso na prática clínica é de que seria necessário um TI mínimo de 30 N.cm. Fatores que interferem na magnitude do torque, como comprimento do implante, diâmetro, morfologia da superfície, e configuração da rosca, devem ser considerados. A maior rugosidade da superfície resulta em aumento da área, levando ao maior contato osso-implante, o que requer maior torque durante a instalação [24]. Torque Excessivo (TE) pode levar à apoptose dos osteócitos e, consequentemente, promover níveis maiores de secreção de RANKL (ligante do receptor ativador do fator nuclear Kappa δ) e VEGF (fator de crescimento endotelial vascular) para o ambiente circundante, esses removem as células apoptóticas. Níveis maiores de RANKL foram encontrados entre 100 e 200 micrometros de distância das microfissuras, e níveis mais baixos de OPG (osteoprotegerina) foram observados a até 200 micrometros de distância das microfissuras [8]. Pequenas deformações superficiais dos corpos não são perceptíveis clinicamente, necessita-se de um sensor para realizar a sua leitura. Entre os dispositivos para medir pequenas deformações, o strain gage de resistência elétrica é o mais indicado. Esse dispositivo, é fixado na superfície do objeto para medir a deformação relativa superficial. Esse sensor converte a deformação e mede a variação da resistência elétrica gerada pela deformação, a qual (ohms) que é armazenada e processada pelo sistema de aquisição de dados é convertida em tensão. Existem vários tipos de strain gage. A seleção do strain gage depende dos objetivos da aplicação, tamanhos e tipos de materiais. Em testes biomecânicos com ossos, os com metal depositado em material polimérico são os mais usados. Com relação à forma, existem uniaxiais, biaxiais e, com padronizações especiais, como o de três eixos (roseta). As vantagens do uso do strain gage são: a possibilidade de mensurar as deformações em várias partes de uma estrutura com precisão sem destruí-la, permite a análise quantitativa da distribuição das deformações em condições reais e também a possibilidade de servir como transdutores de deformação para resistência no cálculo da força, pressão, torque e deslocamento [8]. Um método não-invasivo de fácil aplicação e seve para quantificar a estabilidade é a análise de frequência de ressonância a qual fornece valores de Coeficiente de Estabilidade do Implante (ISQ) [32]. Existem no mercado vários tipos/números uma grande quantidade de implantes e o conhecimento de suas características são fundamentais para a escolha apropriada, de acordo com as condições mecânicas e clínicas do tecido ósseo envolvido. 26
- 27. CAPÍTULO 1. FATORESQUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS 1.2 Métodos de quantificar a estabilidade primária 1.2.1 Torque de inserção A estabilidade adequada do implante é difícil de ser obtida em todos os tipos de osso. Altos torques de inserção são facilmente alcançados em osso de alta densidade, enquanto valores menores são frequentemente observados em osso de baixa densidade. Ambas as ocorrências podem impactar negativamente na regeneração do osso, uma vez que valores elevados do torque de inserção podem comprimir excessivamente o osso cortical, levando à perda precoce do osso marginal. Por outro lado, valores baixos do torque podem impedir a regeneração inicial na interface osso-implante. O torque de inserção é um parâmetro mecânico influenciado pelo procedimento cirúrgico, forma do implante e qualidade óssea [24]. Valores do TI entre 25 e 45 N.cm foram sugeridos para evitar micromovimentos, que podem levar ao encapsulamento fibroso. Um torque de inserção mais elevado tem sido associado a um aumento na compressão do osso, desencadeando microfraturas e necrose óssea [23]. De modo geral os implantes cônicos apresentam maior torque de inserção do que implantes cilíndricos, tanto na mandíbula quanto na maxila. Implantes cônicos exercem maior força compressiva lateral nas paredes ósseas ao redor do implante e em áreas com qualidade e quantidade óssea inadequadas, recomenda-se o uso de implantes cônicos para obter melhor estabilidade primária [32]. 1.2.2 Strain gage O strain gage é um dispositivo de extensometria utilizado para medir a deformação sofrida por um objeto. O dispositivo é colado na superfície do corpo de prova e com aplicação de carga há deformação e o comprimento do strain gage sofre alteração, criando uma força eletromotriz que é transformada em corrente. Quando uma força é aplicada ao corpo de prova os strain gage medem o alongamento sofrido nele através de mudança na sua resistência elétrica. O strain gage é acoplado a um sistema transdutor de sinais que converte o sinal elétrico em medida de deformação. O alongamento do corpo de prova é lido como tensão, enquanto o encurtamento na direção oposta é registrado como compressão [34]. Uma forma de avaliar os limites de resistência do osso com o uso de strain gage é comparar a deformação com as medidas fisiológicas e de sobrecarga existentes na literatura. O efeito da categorização da tensão compressiva no osso demonstrando uma zona de modelagem-remodelação fisiológica entre 200 e 2500 µϵ (microdeformação), zona de sobrecarga entre 2500 µϵ e 4000 µϵ (onde ocorre dano e microfissuras do osso com algum reparo), e finalmente uma zona de sobrecarga patológica de deformações maiores que 4000 µϵ, onde se observa pouco ou nenhum reparo do osso [45]. Para a obtenção das medidas de deformação, os strain gage são acoplados a um aparelho amplificador analógico. Porém, Cozzolino et al., em 2018, propuseram um modelo de medição da deformação direta in vivo, eliminando o uso do amplificado analógico-digital [7]. A figura 1.1 mostra o strain gage retangular isolado e colados ao corpo de prova de poliuretano. 27
- 28. CAPÍTULO 1. FATORESQUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS Figura 1.1 – (a) Corpo de prova mostrando a disposição dos strain gage; (b) strain gage retangulares (Model PA-06-040 AB-120 - Excell Sensores, Taboão da Serra, São Paulo, Brazil. 1.2.3 Análise da frequência de ressonância de implantes dentários A Análise da Frequência de Ressonância (RFA) de implantes dentários fornece informações sobre a rigidez da interface osso-implante. O valor medido é uma combinação de contato do implante-osso e densidade óssea ao redor dos implantes. O sistema RFA mais recente para uso clínico é o Ostell Mentor (Osstell AB, Gotemburgo, Suécia), que utiliza um transdutor (SmartPeg) aparafusado ao implante. O implante pode ser acessado através de pulsos eletromagnéticos gerados por um dispositivo portátil, que reúne valores numéricos correspondentes ao ISQ. Esses valores podem variar de 1 a 100, com valor um representando estabilidade muito baixa. Valores de ISQ inferiores a 50 são considerados críticos [42]. Há diversas variáveis que podem interferir nos resultados, como quantidade e a qualidade óssea, a técnica cirúrgica, a geometria do implante, o comprimento e o diâmetro. Deve-se levar em consideração também a correlação entre os valores do ISQ e os processos de osseointegração do implante, como método de previsão do prognóstico [7]. Em relação à análise de RFA, estudos recentes realizados com implantes colocados em blocos ósseos artificiais ou em modelos animais, concluíram que os implantes cônicos apresentam valores de ISQ significativamente maiores em comparação com os implantes cilíndricos [42]. 1.3 Fatores que influenciam na estabilidade primária dos implantes A estabilidade primária é um dos pré-requisitos para se atingir a osseointegração e o principal indicador do sucesso dos implantes. Está diretamente influenciada por fatores relacionados ao contato osso-implante, como a forma dos implantes, tratamento de superfície, perfil das roscas, densidade e deformação óssea, torque de inserção, deformação, diâmetro e comprimento dos implantes. Para otimizar a estabilidade primária sem modificar as características ósseas é possível alterar a técnica cirúrgica e a macroestrutura (diâmetro, comprimento, forma e desenho da rosca) e a microestrutura do implante com tratamento de superfície. 28
- 29. CAPÍTULO 1. FATORESQUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS 1.3.1 Diâmetro e comprimento A seleção apropriada do diâmetro do implante é geralmente baseada na quantidade de osso disponível [33]. Quando a espessura do osso cortical não é suficiente, o diâmetro do implante pode influenciar no sucesso do tratamento. Em rebordos alveolares com altura limitada, o uso de implantes maior diâmetro pode aumentar a interface osso-implante. Menores valores de tensão no osso e no implante, mensurados após o carregamento oclusal, têm sido observados em implantes de maior diâmetro, o que se justifica pela melhor distribuição pela maior área de contato entre o implante e o osso peri-implantar [32]. Para suportar cargas mastigatórias um aumento no diâmetro do implante produz uma redução significativa na tensão, particularmente no osso cortical, enquanto o comprimento do implante tem certa influência nos padrões de tensão na interface do implante com o osso trabecular [5]. Uma proposta de uma classificação baseada no comprimento e diâmetro para implantes dentários divide os implantes quanto ao diâmetro em extra pequeno (menor que 3 mm), pequeno (de 3-3.75 mm), padrão (maior ou igual a 3.75 e menor que 5 mm) e grande (maior que 5 mm). Quanto ao comprimento os implantes foram classificados em extra curtos (menor ou igual a 6 mm), curtos (entre 6-10 mm), padrão (maior ou igual a 10 mm e menor que 13 mm) e longo (maior que 13 mm) [26]. Implantes de maiores diâmetro têm maior área de contato osso-implante, maior resistência à fratura e maior estabilidade inicial, além de gerar menor tensão no osso [19]. Na prática clínica, o uso de implantes com maiores diâmetros é limitado pela espessura do rebordo alveolar residual. Sendo assim, o diâmetro do implante deveria ser pelo menos metade da largura do rebordo; entretanto, rebordos alveolares mais estreitos pode haver um aumento da tensão [26]. Durante o carregamento, o aumento no comprimento do implante reduz a deformação óssea e a tensão máxima em comparação com implantes curtos [19]. Estudos avaliando o efeito do diâmetro do implante e do comprimento do implante em simulação por elementos finitos comprovaram uma redução da tensão na interface osso implante com a aplicação de cargas verticais e oblíquas ao pilar com o aumento do diâmetro e com menor efeito com o aumento do comprimento [30]. Uma consideração sobre a tensão e deformação no osso é que há variação de acordo com as diferentes partes da estrutura implanto-suportada. Outros parâmetros que influenciam na transferência de cargas mastigatórias para o osso são o tipo de carregamento, a interface osso-implante, o comprimento e diâmetro dos implantes, a forma e características das superfícies do implante, tipo e material da prótese e qualidade e quantidade do osso adjacente. Durante o carregamento centralizado, a tensão máxima está localizada na cortical do osso, isso ocorre na área de contato com o implante. Quando a tensão máxima está no osso trabecular há uma concentração desta em torno do ápice do implante. No osso cortical, a distribuição da tensão é restrita à área imediata ao redor do implante, mas no osso trabecular, a distribuição da tensão é em uma área mais ampla [52]. 29
- 30. CAPÍTULO 1. FATORESQUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS 1.3.2 Forma A forma dos implantes influencia na estabilidade primária. O corpo do implante pode ser cilíndrico, cônico ou cilíndrico com o ápice cônico. Há um consenso de que implantes cônicos oferecem maior estabilidade primária e torque de inserção que os cilíndricos [41].Os implantes dentários cônicos apresentam maior estabilidade primária quando posicionados em blocos de poliuretano de baixa densidade em comparação com a macrogeometria cilíndrica. Este fato pode ajudar os clínicos na escolha de um implante mais adequado para uso em tecido ósseo de baixa densidade [12]. A forma da parte cervical do implante é muitas vezes imprescindível para a obtenção de estabilidade, principalmente em ossos de baixa densidade, nos quais o osso medular é muito trabeculado, oferecendo pouca resistência à inserção do corpo do implante. O que se observa clinicamente é que nestes casos o implante apenas atinge uma certa estabilidade no final da instalação, devido à resistência da cortical à inserção da cervical do implante [44]. Entre as vantagens do implante cônico ou em forma de raiz sobre a forma cilíndrica está o menor espaço necessário na região apical, sendo úteis em regiões finas com concavidades labiais ou linguais, melhor estabilidade primária para colocação imediata nas cavidades alveolares e melhor distribuição das forças compressivas [16]. O implante cilíndrico necessita de um bom tratamento de superfície para compensar o menor contato com o tecido ósseo. 1.3.3 Perfil das roscas Os implantes podem ser encontrados com diferentes geometrias, e formas dos filetes das roscas. O objetivo dos vários modelos dos implantes existentes no mercado é obter uma melhor distribuição das tensões no tecido ósseo. Os filetes de roscas são eficazes para aumentar o contato inicial com o osso circundante através da conversão de movimento rotativo em movimento linear, contribuindo para a estabilidade primária. No entanto, eles exibem diferenças na transmissão de cargas ao osso adjacente. O passo e o ângulo da face da rosca mudam a direção da força na interface osso-implante [16]. Existem diferentes formas de roscas para implantes, sendo classificadas como: triangulares, quadradas, trapezoidais e suas variações. A intensidade da tensão cisalhante gerada pelos diferentes formatos de roscas aumenta à medida que o ângulo da rosca aumenta. Implantes com roscas quadradas dissipam cargas axiais com eficiência, principalmente por meio de uma força compressiva [38]. Implantes com roscas em forma de V e com rosca reversa transmitem uma combinação de forças de compressão, tração e cisalhamento [9]. Com relação aos tipos de roscas a serem utilizados, é possível verificar uma maior indicação para utilização de roscas quadradas em áreas que apresentam tecido com baixa densidade para a dissipação das tensões, melhorar o travamento e favorecer o processo da osseointegração. No entanto, a técnica de instalação do implante com este tipo de rosca em osso de densidade elevada apresenta maior resistência pela ausência de uma superfície com formato cortante, como o da rosca triangular [31]. A diminuição do passo da rosca auxilia na estabilidade do implante e o aumento da profundidade da rosca favorece a estabilidade em pacientes com má qualidade óssea. As microrroscas no colo do implante tem o objetivo de aumentam o contato osso-implante e contribui para a manutenção do osso marginal [4]. 30
- 31. CAPÍTULO 1. FATORESQUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS A forma do implante é um dos fatores-chave para modular a estabilidade primária e a distribuição da tensão para o osso peri-implantar. As características geométricas de um implante afetam fortemente sua área de superfície e, como consequência, influenciam a quantidade de Contato Osso-Implante (BIC). Implantes com roscas mais profundas, passo pequeno e ângulo de hélice reduzido aumentam a estabilidade primária e o contato osso-implante, mas reduz a osseocompressão [38]. Geramizadeh et al. (2018) [17], fazendo a comparação entre três implantes de acordo com sua macrogeometria usando um modelo de Análise por Elementos Finitos (AEF) chegaram à conclusão de que um implante cônico com microrroscas na área superior e roscas em forma de V no terço médio e inferior do corpo tem a distribuição de tensões mais uniforme e desejável no entorno do osso cortical [17]. Abuhussein et al. (2010) [1], por meio de uma revisão avaliaram a influência dos tipos de roscas na distribuição das tensões no tecido ósseo e na estabilidade dos implantes. Os autores verificaram que as roscas ou microrroscas eram favoráveis para a preservação óssea marginal, e o maior número e tamanho das roscas contribuem para o aumento da estabilidade primária [1]]. 1.3.4 Microgeometria 1.3.4.1 Superfície dos implantes Nas últimas décadas surgiram mudanças dos paradigmas sobre como as características da superfície dos biomateriais que influenciam na resposta biológica. Foram desenvolvidas superfícies com microrrugosidade como a molhabilidade aumentam a energia de superfície, melhorando o contato celular e a osseointegração dos implantes de titânio. Os efeitos sinérgicos das características da topografia em nanoescala, a molhabilidade e a qualidade da interface implante-osso são relevantes para o sucesso dos sistemas de implante. Vários tratamentos da superfície dos implantes são usados, os quais influenciam na interação do titânio com os tecidos biológicos. Os tratamentos das superfícies interferem no processo de osseointegração, na molhabilidade, rugosidade e morfologia. A rugosidade da superfície dos implantes altera a adesão e fixação das células osteogênicas. A rugosidade pode ser quantificada por vários parâmetros, sendo o Ra o mais usado, o qual representa o valor médio aritmético do tamanho dos picos e vales existentes na superfície em relação a uma linha média imaginária calculada. Quanto à dimensão da rugosidade dos implantes, pode-se dividi-la em três níveis: macrorrugosidade, microrrugosidade e nanorrugosidade. A macrorrugosidade com ordem de grandeza de milímetro não influencia na osseointegração, mas afeta a distribuição das forças para o osso e na estabilidade do implante [46]. Sendo assim, idealmente, a rugosidade necessária para a formação óssea de qualidade ocorre quando se tem uma superfície com Ra entre 1,0 e 2,0 µm de rugosidade [17]. Na região do segmento subepitelial, a rugosidade em torno de 1,0 µm (Ra) permite a adesão do tecido conjuntivo. Para a região endóssea, a superfície do implante deve induzir a regeneração e a remodelação óssea, promover ótima distribuição de cargas, aumentar a área de contato e levar à máxima deposição celular [46]. A molhabilidade interfere no comportamento celular e é avaliada pelo ângulo de contato. A composição química e a energia de superfície são essenciais para a adesão dos osteoblastos, sendo a primeira fase de interação entre as células e o biomaterial, orientando a proliferação celular no contato com o implante [14]. As superfícies dos implantes determinam as reações interfaciais primárias com componentes do sangue, 31
- 32. CAPÍTULO 1. FATORESQUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS células ósseas, epiteliais e do tecido conjuntivo, como adsorção de macromoléculas, adesão celular, proliferação e diferenciação. Os orifícios para a inserção dos implantes dentários são imediatamente preenchidos com sangue devido à ruptura de vasos sanguíneos danificados e trauma vascular no osso. A formação de coágulo de fibrina está associada à maioria dos processos de cicatrização de feridas e parece estar ligado a reações iniciais de osseointegração. O coágulo sanguíneo serve de arcabouço à migração de células-tronco mesenquimais e secreção de enzimas fibrinolíticas. Este processo de migração para um arcabouço de tecido conjuntivo temporário é denominado osteocondução, sendo a primeira fase da osseointegração. Após a osteocondução, há formação do novo osso que é iniciada pela diferenciação de osteoblastos [1]. Os objetivos dos tratamentos das superfícies dos implantes são: reduzir o tempo de carregamento após a cirurgia, acelerar o crescimento e maturação óssea para permitir o carregamento imediato, aumentar a estabilidade primária, garantir o sucesso na aplicação em osso com menor densidade e quantidade, obter crescimento ósseo diretamente na superfície do implante, aumentar a área de osseointegração, obter contato osso-implante sem a interposição de camadas proteicas amorfas, atrair células osteoblásticas, pré-osteoblásticas e mesenquimais, atrair proteínas de ligação específicas para células osteogênicas (fibronectina) e obter maior concentração possível de proteínas de ligação celular [13]. Implantes orais moderadamente rugosos são os comercializados, com base nas evidências científicas de que essas superfícies proporcionam melhor resposta óssea. Uma tendência geral nos experimentos in vivo é que o aumento do valor de Ra resulta em aumento da resistência ao cisalhamento interfacial [2]. Usando o método de AEF, Halldin et al. (2015) [21] estimaram a resistência ao cisalhamento interfacial para diferentes superfícies. Foi constatado que uma superfície com o valor de Ra (altura média das estruturas) de 1,51 teve um valor de 45% de aumento da resistência ao cisalhamento interfacial em 12 semanas de cicatrização em comparação com uma superfície com um valor de Ra de 0,91 [21]. Além disso, implantes com tratamento de superfície apresentam maior tensão e deformação no osso cortical do que implantes usinados, o que os autores atribuem ao aumento da área dos implantes com superfície tratada, porém há melhor distribuição da tensão de compressão no osso peri-implantar [28]. A modificação da superfície dos implantes é recomendada por ampliar a área de contato ósseo, permitindo assim maior resistência à força de cisalhamento, devido ao aumento do coeficiente de atrito [18]. Na figura 1.2, observa-se os fatores que influenciam na estabilidade primária como o tratamento de superfície, o perfil da rosca e forma dos implantes. Figura 1.2 – Implantes com diferentes formas que influenciam a estabilidade primária: 1- Implante usinado; 2- Implante com superfície com duplo ataque ácido; 3- Perfil de rosca trapezoidal; 4- Corpo cilíndrico e rosca triangular; 5- Cônico. 32
- 33. CAPÍTULO 1. FATORESQUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS 1.4 Parâmetros relacionados ao hospedeiro que influenciam na estabilidade primária 1.4.1 Densidades ósseas Existem três parâmetros que, basicamente, caracterizam os diferentes tipos de osso que influenciam na estabilidade primária: densidade, deformação na instalação e ocorrência de necrose. Como a tensão máxima ocorre no nível cortical, tem sido recomendado que o osso cortical nos locais de inserção de implantes deve ter pelo menos 1,0 mm de espessura. A densidade mineral óssea também é importante para garantir a estabilidade dos implantes endósseos. Isso de modo em que há aumentos significativos no torque de inserção quando os minimplantes foram inseridos em corticais mais espessa, enfatizando o aumento do torque de inserção com a elevação da densidade óssea [28]. As variações das densidades ósseas nas diferentes regiões dos maxilares podem ser parcialmente responsáveis pelas maiores evidências das falhas clínicas na maxila do que na mandíbula [49]. Dados da literatura citam que a densidade óssea é o principal fator que influencia na estabilidade primária dos implantes dentários [41]. Isso se baseia na observação de que nenhuma outra característica (forma e dimensão, técnica cirúrgica e superfície dos implantes) foi capaz de gerar grandes variações nos valores de torque de inserção. A densidade óssea é o parâmetro mais importante para a obtenção da estabilidade inicial [41]. Duas classificações são usadas na implantodontia para qualificar as densidades ósseas e auxiliar no planejamento clínico-cirúrgico e na previsibilidade do tratamento com implantes dentários. Lekholm e Zarb, em 1985, propuseram uma classificação com base na qualidade óssea e nas densidades, propondo 4 classes de osso (Figura 1.3) [18]: DI: osso compacto e homogêneo; DII: espessa camada de osso compacto circundando núcleo de osso trabecular denso; DIII: fina camada de osso cortical circundando núcleo de osso trabecular denso com resistência favorável; DIV: fina camada de osso cortical circundando núcleo de osso trabecular de baixa densidade. Figura 1.3 – Classificação da qualidade óssea. Proposta adaptada de Lekholm e Zarb, 1985 [50]. Em 1988, Misch propôs que o osso pode ser dividido em quatro grupos com base nas características da cortical e do osso trabecular (Figura 1.4) [37]. O osso cortical pode ser denso, poroso, fino, espesso ou 33
- 34. CAPÍTULO 1. FATORESQUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS ausente. O osso trabecular pode ser grosso ou fino. As classes foram identificadas como D1, D2, D3 e D4, respectivamente: D1: osso cortical denso; D2: osso cortical poroso e trabecular grosso; D3: cortical poroso (fino) e trabecular fino; D4: osso trabecular fino. Figura 1.4 – Classificação dos tipos de ossos com base nas características do osso cortical e trabecular [50]. A estabilidade mecânica impede os movimentos durante o primeiro estágio de regeneração cirúrgica [37]. A resistência mecânica do osso, o módulo de elasticidade, a porcentagem de contato osso-implante e a distribuição axial das tensões ao redor do implante também estão relacionados à densidade óssea [37]. A qualidade do osso varia com a localização nos maxilares. Na região anterior da mandíbula é encontrado osso mais denso, seguida pela região anterior da maxila, depois pela região posterior da mandíbula e finalmente pela região posterior da maxila. Os maiores índices de insucesso são obtidos com implantes instalados na região posterior da maxila, onde a intensidade das forças orais é maior e a densidade óssea menor [40]. 1.4.2 Deformação do osso Quanto maior o módulo de elasticidade, mais rígido é o material, portanto, o osso cortical tem menor capacidade de deformar do que o osso esponjoso. Uma segunda característica é a densidade do osso. Quanto maior a densidade do osso cortical, menor é a deformação e a tensão no osso [18]. Consequentemente, o osso cortical precisa de maior força para ser deformado do que o osso esponjoso. Udomsawat et al. (2019) [51] analisaram as características da distribuição da tensão usando AEF ao redor de 3 implantes com formas diferentes. Observaram que as tensões máximas foram localizadas no 34
- 35. CAPÍTULO 1. FATORESQUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS osso cortical [51]. Os autores atribuíram este fato à duas características dos materiais, sendo a primeira a propriedade elástica de cada tipo de osso. Osso cortical tipo II tem módulo de Young (E) igual a 9x10 3 N/mm2 , o qual é superior a 0,7x10 3 N/mm2 do osso esponjoso [6]. Com a aplicação de forças compressivas são originadas fraturas transversais, mas, devido ao compor- tamento anisotrópico do osso, as linhas de pressão podem ser oblíquas. Sob tensão, um osso fratura na direção perpendicular à carga aplicada. No caso das forças de cisalhamento, estas agem paralelamente à superfície, deformando-o [20]. Quando um estímulo mecânico externo produz deformação no tecido ósseo, a célula óssea sofre deformação. A tensão de cisalhamento sobre a membrana plasmática dos osteócitos é transmitida por toda a célula através de uma complexa rede que conecta a membrana plasmática ao núcleo, num processo chamado mecanotransdução. Presume-se que as cargas mecânicas aplicadas ao osso sejam transduzidas pelo esqueleto via sinais mecânicos e são detectadas por determinadas células que geram sinais bioquímicos, regulando a formação e reabsorção óssea [36]. 1.4.3 Necrose óssea Com base na teoria de Wolff, a resposta do osso em termos de reabsorção ou cicatrização está diretamente relacionado com a tensão no osso [36]. Várias pesquisas relataram a relação entre a forma do corpo do implante e a distribuição da força estática [28]. Estudos histológicos mostram que o implante colocado em osteotomias excessivamente subdimensionadas resulta em microfissuras induzidas no osso cortical, levando à necrose e remodelação que pode comprometer a estabilidade primária do implante [36]. O osso marginal apresenta diferença na resposta óssea entre as duas abordagens cirúrgicas. Em implantes inseridos subdimensionados, o primeiro contato implante-osso ocorreu na primeira rosca ou acima dela. Em contraste, em cerca de 50% dos implantes inseridos sob pressão, a primeira rosca do implante não fica coberta com osso, mas com tecido fibroso [27]. Altos valores do torque de inserção podem ser gerados na instalação do implante com o aumento da altura do filete da rosca. No entanto, há necessidade de cautela com a tensão excessiva gerada, porque esta compressão pode exceder o limite fisiológico e desencadear a reabsorção óssea, levando à necrose e falha do implante dentário [29]. Em geral, as falhas dos implantes podem ser descritas como eventos iniciais ou tardios. As falhas iniciais ocorrem antes que o implante seja colocado em função. Estas falhas podem ter várias causas, entre elas o superaquecimento do osso durante a preparação do local do implante, falta de estabilidade primária, preparação excessiva do local do implante ou à má qualidade óssea, cargas orais elevadas ou parafunções [15]. Neste contexto, os implantes são clinicamente removidos. As falhas tardias são observadas após o carregamento e função. Em contraste, as falhas tardias dos implantes são principalmente devido a fatores biológicos. A perda óssea decorrente de perimplantite ou fratura do implante são as prevalentes. A maioria dos implantes com falha tardia não apresenta mobilidade e permanece pelo menos parcialmente osseointegrados na porção apical [49]. 35
- 36. CAPÍTULO 1. FATORESQUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS 1.5 Influência da técnica cirúrgica na estabilidade primária 1.5.1 Técnica cirúrgica Uma técnica cirúrgica adequada é extremamente importante para a obtenção de altas estabilidades primárias, principalmente em ossos de pouca densidade e/ou quantidade. Na condição ideal de regeneração pós-operatória, ocorre uma cascata de fenômenos celulares e moleculares, incluindo a formação do coágulo sanguíneo, angiogênese, migração de células osteoprogenitoras, aposição de tecido ósseo na superfície do implante, remodelação secundária e perimplantar do osso pré-existente [39]. Quanto menor for o diâmetro do alvéolo cirúrgico em relação ao diâmetro do implante, maior será a compressão óssea e maiores os torques de inserção. Para se obter a maior estabilidade deve-se preparar adequadamente o leito cirúrgico. Os protocolos convencionais usados nas cirurgias sugerem que o alvéolo cirúrgico deve ser aproximadamente 0,7 mm menor que o diâmetro do implante. Este procedimento é chamado de subinstrumentação. Em ossos de baixa densidade, uma subinstrumentação pode aumentar de forma significativa a estabilidade primária [14]. Al-marshood et al. (2011) [35] estudaram duas técnicas cirúrgicas para a instalação dos implantes dentários colocados bilateralmente na mandíbula de cães Beagle [10]. Os implantes foram instalados usando a técnica subdimensionada e a técnica convencional com escalonamento das brocas. Os métodos utilizados para analisar o BIC e o Volume Ósseo (BV) em torno do implante 3 meses após a cirurgia foram baseados em microtomografia computadorizada (micro-CT) e métodos histométricos. Os autores concluíram que a porcentagem de BIC foi significativamente maior para os implantes instalados com a técnica subdimensio- nada. Observaram uma diferença significativa entre a técnica subdimensionada e a escalonada para a primeira rosca de parafuso em relação ao contato ósseo. O maior contato ósseo foi devido à ocorrência de pequenos fragmentos ósseos criados durante a instalação subdimensionada no leito alveolar [10]. Os fragmentos ósseos possuem potencial de osteogênese e podem atuar como uma espécie de autoenxerto [43]. Outro protocolo que pode ser seguido para a escolha do diâmetro do implante é a avaliação clínica da densidade óssea com base na percepção tátil. Durante a instalação do implante dentário, a tensão varia com a região ao longo da superfície e varia com a densidade óssea, forma do implante e com a metodologia empregada na osteotomia. A forma da fresa final é projetada para cortar o osso de acordo com a forma do implante, mas não é perfeitamente semelhante à geometria do implante. Cada sistema de implante preconiza o uso de uma broca final com tamanho apropriado para o diâmetro e comprimento do implante [48]. O processo de implantação distribui as forças de carregamento complexas em várias direções no osso circundante [48]. A direção de carregamento tem efeito significativo nos valores da tensão máxima e padrões de distribuição no sistema implante-osso. O padrão de tensão no osso circundante da cavidade preparada é distribuído de maneira mais uniforme quando a geometria do implante não desloca o osso circundante. O aumento abrupto na geometria do implante cria maior tensão no osso. Quando a magnitude da tensão supera a capacidade máxima de deformação do osso ocorrem danos caracterizados pela formação de trincas ou fratura. Por outro lado, se a cavidade é maior do que a geometria do implante há menor contato entre o osso e o implante, diminuindo 36
- 37. CAPÍTULO 1. FATORESQUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS a estabilidade do implante. Portanto, o diâmetro da broca final é crítico para a osteotomia, porque o osso adjacente a fresa têm contato inicial direto com o implante. Quanto maior for a diferença geométrica entre o implante e a cavidade óssea, maior será a área óssea comprimida e maior a tensão gerada. Duyck observou que a diferença maior de diâmetro entre o colar do implante e a cavidade preparada, aumenta a tensão no osso [11]. Shalabi et al. (2007) [47] estudaram o efeito da rugosidade da superfície e a influência de diferentes técnicas cirúrgicas na fixação mecânica de implantes orais de titânio 12 semanas após a cirurgia [15]. Foram instalados 48 implantes com topografias de superfície usinadas ou jateadas e anodizadas em côndilos femorais de cabras. Os locais de implante foram preparados com emprego da técnica subdimensionada, ou pela técnica de condensação óssea com osteótomo. As análises foram feitas por teste de torque de remoção e histológica e análise no microscópio eletrônico de varredura. Os autores encontraram maior torque de remoção em implantes com tratamento de superfície com a técnica subdimensionada (98 a 29 N.cm). O torque médio (50 a 35 N.cm) para remover os implantes com superfície usinada e colocados pela técnica de osteótomo foram menores. Na instalação dos implantes anodizados foi usada a preparação subdimensionada do local de implantação, resultando numa força de ligação superior com o osso circundante em comparação com os implantes de superfície jateada. Existem evidências de que a técnica de preparação subdimensionada melhorou a fixação precoce de implantes orais. Basicamente, a diferença entre a técnica subdimensionada e a técnica de osteótomo é o grau de compressão do osso. Ambas as abordagens resultam em compressão óssea ao redor do implante, mas na técnica com osteótomo a compressão é claramente maior por causa de tensões que surgem quando um implante é colocado em um local de implantação de menor diâmetro. Tensões maiores podem ser geradas mesmo quando o diâmetro do implante é de apenas 100 µm menor do que o diâmetro da perfuração no osso. Em vista disso, a técnica de osteótomo pode apresentar falha devido à tensão no osso ao redor do leito de implantação em combinação com a densidade relativamente alta do osso trabecular dos côndilos femorais. Deve ser enfatizado que a técnica de osteótomo é projetada para ser usada em osso tipo IV e não em osso de alta densidade [47]. Assim, quanto menor for o diâmetro da cavidade óssea, maior será a tensão gerada pela compressão do implante, podendo ocasionar a perda óssea crestal. Portanto, o clínico deve usar a broca final de tamanho adequado compatível com o tamanho do implante e a seleção deve ser feitas com base na qualidade do osso do paciente [3]. 1.6 Conclusões De acordo com o que foi apresentado no presente capítulo, os implantes possuem características que influenciam na estabilidade mecânica e de acordo com a quantidade e densidade óssea deve-se priorizar determinado implante. Desta forma, faz-se necessário o conhecimento do clínico das formas, tipos de roscas, dimensões e tratamentos de superfícies que irão transmitir maior compressão ao osso peri-implantar. A estabilidade primária dos implantes é fundamental para o sucesso da osseointegração, sendo importante ao clínico estabelecer parâmetros para quantificar durantes a instalação. 37
- 38. CAPÍTULO 1. FATORESQUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS Agradecimentos Agradecemos à instituição de fomento CAPES e ao Instituto Militar de Engenharia pelo apoio e suporte para a realização deste trabalho. Referências [1] Heba Abuhussein et al. “The effect of thread pat- tern upon implant osseointegration”. Em: Clini- cal oral implants research 21.2 (2010), pp. 129– 136. [2] Tomas Albrektsson e Ann Wennerberg. “Oral implant surfaces: Part 1–review focusing on topo- graphic and chemical properties of different sur- faces and in vivo responses to them.” Em: Inter- national Journal of Prosthodontics 17.5 (2004). [3] Camila Lima de Andrade et al. “Biomechanical Behavior of the Dental Implant Macrodesign.” Em: International Journal of Oral & Maxillofa- cial Implants 32.2 (2017). [4] Francisco Azcarate-Velázquez et al. “Influence of bone quality on the mechanical interaction between implant and bone: A finite element analysis”. Em: Journal of Dentistry 88 (2019), p. 103161. [5] Mehmet Bayraktar et al. “Effect of crown to implant ratio and implant dimensions on pe- riimplant stress of splinted implant-supported crowns: a finite element analysis”. Em: Implant dentistry 22.4 (2013), pp. 406–413. [6] Albert H Burstein, Donald T Reilly e Marc Mar- tens. “Aging of bone tissue: mechanical proper- ties”. Em: JBJS 58.1 (1976), pp. 82–86. [7] Fabio Cozzolino et al. “Implant-to-bone force transmission: a pilot study for in vivo strain gauge measurement technique”. Em: Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials 90 (2019), pp. 173–181. [8] Fabıola Dalmolin et al. “Bone biomechanics and biomechanics essays: theoretical foundations”. Em: Ciência Rural 43 (2013), pp. 1675–1682. [9] SR Desai et al. “Evaluation of design parame- ters of eight dental implant designs: A two- dimensional finite element analysis”. Em: Ni- gerian journal of clinical practice 15.2 (2012), pp. 176–181. [10] Cherida R Dhore et al. “In vitro osteogenic po- tential of bone debris resulting from placement of titanium screw-type implants”. Em: Clinical oral implants research 19.6 (2008), pp. 606–611. [11] Joke Duyck et al. “Histological, histomorpho- metrical, and radiological evaluation of an ex- perimental implant design with a high insertion torque”. Em: Clinical Oral Implants Research 21.8 (2010), pp. 877–884. [12] R Eazhil et al. “Impact of implant diameter and length on stress distribution in osseointegrated implants: A 3D FEA study”. Em: Journal of In- ternational Society of Preventive & Community Dentistry 6.6 (2016), p. 590. [13] Carlos Nelson Elias et al. “Influence of implant shape, surface morphology, surgical technique and bone quality on the primary stability of dental implants”. Em: Journal of the mechani- cal behavior of biomedical materials 16 (2012), pp. 169–180. [14] Carlos Nelson Elias et al. “Relationship between surface properties (roughness, wettability and morphology) of titanium and dental implant removal torque”. Em: Journal of the mechani- cal behavior of biomedical materials 1.3 (2008), pp. 234–242. [15] Stuart J Froum et al. “Successful surgical pro- tocols in the treatment of peri-implantitis: a narrative review of the literature”. Em: Implant Dentistry 25.3 (2016), pp. 416–426. 38
- 39. CAPÍTULO 1. FATORESQUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS [16] David A Garber, Henry Salama e Maurice A Sa- lama. “Two-Stage Versus One-Stage—Is There Really a Controversy?” Em: Journal of Perio- dontology 72.3 (2001), pp. 417–421. [17] Maryam Geramizadeh et al. “Comparison of finite element results with photoelastic stress analysis around dental implants with different threads.” Em: Dental and Medical Problems 55.1 (2018), pp. 17–22. [18] Marcelo Coelho Goiato et al. “Longevity of den- tal implants in type IV bone: a systematic re- view”. Em: International journal of oral and maxillofacial surgery 43.9 (2014), pp. 1108–1116. [19] Hong Guan et al. “Influence of bone and dental implant parameters on stress distribution in the mandible: a finite element study.” Em: Interna- tional journal of oral & maxillofacial implants 24.5 (2009). [20] Carlos Vinıcius Buarque de Gusmão e William Dias Belangero. “Como a célula óssea reconhece o estımulo mecânico?” Em: Revista Brasileira de Ortopedia 44 (2009), pp. 299–305. [21] Anders Halldin et al. “Simulation of the me- chanical interlocking capacity of a rough bone implant surface during healing”. Em: Biomedical engineering online 14.1 (2015), pp. 1–13. [22] F Heinemann et al. “A 3-year clinical and radio- graphic study of implants placed simultaneously with maxillary sinus floor augmentations using a new nanocrystalline hydroxyapatite”. Em: J Physiol Pharmacol 60.Suppl 8 (2009), pp. 91–97. [23] F Heinemann et al. “Influence of the implant cer- vical topography on the crestal bone resorption and immediate implant survival”. Em: J Physiol Pharmacol 60.Suppl 8 (2009), pp. 99–105. [24] Friedhelm Heinemann et al. “Bone stability around dental implants: Treatment related fac- tors”. Em: Annals of Anatomy-Anatomischer Anzeiger 199 (2015), pp. 3–8. [25] Angel Insua et al. “Basis of bone metabolism around dental implants during osseointegration and peri-implant bone loss”. Em: Journal of bi- omedical materials research Part A 105.7 (2017), pp. 2075–2089. [26] Mohammad Jafarian, Fatemeh Sadat Mirhashemi e Naghmeh Emadi. “Finite ele- ment analysis of stress distribution around a dental implant with different amounts of bone loss: An in vitro study”. Em: Dental and medical problems 56.1 (2019), pp. 27–32. [27] Ryo Jimbo et al. “The effect of different surgical drilling procedures on full laser-etched microgro- oves surface-treated implants: an experimental study in sheep”. Em: Clinical oral implants re- search 25.9 (2014), pp. 1072–1077. [28] Joel Ferreira Santiago Junior et al. “Finite ele- ment analysis on influence of implant surface treatments, connection and bone types”. Em: Materials Science and Engineering: C 63 (2016), pp. 292–300. [29] Frederico Santos Lages, Dhelfeson Willya Douglas-de Oliveira e Fernando Oliveira Costa. “Relationship between implant stability measu- rements obtained by insertion torque and reso- nance frequency analysis: A systematic review”. Em: Clinical implant dentistry and related rese- arch 20.1 (2018), pp. 26–33. [30] Chun-Teh Lee et al. “Survival analysis of wide dental implant: Systematic review and meta- analysis”. Em: Clinical oral implants research 27.10 (2016), pp. 1251–1264. [31] Cleidiel Aparecido Araujo Lemos et al. “A im- portância da geometria dos implantes para o planejamento em reabilitação oral: revisão de literatura”. Em: Revista Odontológica de Araça- tuba (2014), pp. 22–28. [32] Naroa Lozano-Carrascal et al. “Effect of implant macro-design on primary stability: A prospec- tive clinical study”. Em: Medicina oral, patologia oral y cirugia bucal 21.2 (2016), e214. 39
- 40. CAPÍTULO 1. FATORESQUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS [33] Herrero-Climent M et al. “Análise de frequência de ressonância confiabilidade em instrumentos de terceira geração: mentor de Osstell”. Em: Med Or al Patol Oral Cir Bucal 17 (2012), e801–6. [34] Christian Makary et al. “Primary stability opti- mization by using fixtures with different thread depth according to bone density: a clinical pros- pective study on early loaded implants”. Em: Materials 12.15 (2019), p. 2398. [35] Maysa M Al-Marshood et al. “Study of the osse- ointegration of dental implants placed with an adapted surgical technique”. Em: Clinical Oral Implants Research 22.7 (2011), pp. 753–759. [36] Blaž Mavčič e Vane Antolič. “Optimal mecha- nical environment of the healing bone frac- ture/osteotomy”. Em: International orthopae- dics 36.4 (2012), pp. 689–695. [37] C E Misch. Bone character: second vital implant criterion. Vol. 7. 5. Dent today, 1988, pp. 39–40. [38] Carl E Misch. Contemporary implant dentistry- E-Book. Elsevier Health Sciences, 2007. [39] Alberto Monje et al. “Relationship Between Pri- mary/Mechanical and Secondary/Biological Im- plant Stability.” Em: International Journal of Oral & Maxillofacial Implants 34 (2019). [40] Ana Lúcia Nascimento Oliveira, Carlos Nelson Eliasa e José Henrique Cavalcanti Limab. Vari- ação da estabilidade primária de implantes osse- ointegráveis em funçãoda espessura da cortical. 2012. [41] Cynthia S Petrie e John L Williams. “Compara- tive evaluation of implant designs: influence of diameter, length, and taper on strains in the al- veolar crest: A three-dimensional finite-element analysis”. Em: Clinical oral implants research 16.4 (2005), pp. 486–494. [42] Annette Rabel, Steffen Gerhard Köhler e Andrea Maria Schmidt-Westhausen. “Clinical study on the primary stability of two dental implant sys- tems with resonance frequency analysis”. Em: Clinical oral investigations 11.3 (2007), pp. 257– 265. [43] Manikandan Ramasamy, Ramesh Raja, Rachuri Narendrakumar et al. “Implant surgical guides: From the past to the present”. Em: Journal of pharmacy & bioallied sciences 5.Suppl 1 (2013), S98. [44] F Rocha. “Análise dos fatores que influenciam a estabilidade primária dos implantes dentários [Masters thesis]”. Em: Rio de Janeiro: Instituto Militar de Engenharia (2010). [45] AR Rokn et al. “Evaluation of stability changes in tapered and parallel wall implants: a human clinical trial”. Em: (2011). [46] Frank Rupp et al. “Surface characteristics of den- tal implants: A review”. Em: Dental materials 34.1 (2018), pp. 40–57. [47] Manal M Shalabi et al. “A mechanical evalua- tion of implants placed with different surgical techniques into the trabecular bone of goats”. Em: Journal of Oral Implantology 33.2 (2007), pp. 51–58. [48] Darush Zia Shamami et al. “A three-dimensional finite element study to characterize the influence of load direction on stress distribution in bone around dental implant”. Em: Journal of Bio- materials and Tissue Engineering 4.9 (2014), pp. 693–699. [49] Alex Solderer et al. “Removal of failed dental implants revisited: Questions and answers”. Em: Clinical and experimental dental research 5.6 (2019), pp. 712–724. [50] Silva KS Nascimento M de Souza BM Posch AT. “Fatores que influenciam o Planejamento de Implantes Dentários Osseointegráveis”. Em: Brazilian Journal of Implantology and Health Sciences 4.4 (2022), pp. 17–34. 40
- 41. CAPÍTULO 1. FATORESQUE INFLUENCIAM NA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DOS IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS [51] Chaiwat Udomsawat et al. “Comparative study of stress characteristics in surrounding bone du- ring insertion of dental implants of three dif- ferent thread designs: A three-dimensional dy- namic finite element study”. Em: Clinical and experimental dental research 5.1 (2019), pp. 26– 37. [52] Wonjae Yu, Yoon-Je Jang e Hee-Moon Kyung. “Combined influence of implant diameter and alveolar ridge width on crestal bone stress: a quantitative approach.” Em: International Jour- nal of Oral & Maxillofacial Implants 24.1 (2009). 41
- 42. 2 IMPLANTES DETITÂNIO OSSEOINTEGRÁVEIS COM SUPERFÍCIES BIOMIMÉTICAS Ana Karine Rocha de Andrade Nattrodt1 , IME2 , ORCID 0000-0002-0510-3493; Carlos Nelson Elias, IME2 , ORCID 0000-0002-7560-6926; Adriana Marcela Lobato Rocha, IME2 , ORCID 0000-0003-0468-3307; Larissa Ramos Xavier Coutinho Nascimento, IME2 , ORCID 0000-0001-6533-5598; Roberto Hirsch Monteiro, IME2 , ORCID 0000-0003-4506-5820. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.574116 COMO CITAR NATTRODT, A. K. R. de A.; ELIAS, C. N.; ROCHA, A. M. L.; NASCIMENTO, L. R. X. C.; MONTEIRO, R. H. IMPLANTES DE TITÂNIO OSSEOINTEGRÁVEIS COM SUPERFÍCIES BIOMIMÉTICAS. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 42-48. Tópicos 2.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 43 2.2 O titânio na implantodontia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 43 2.3 Tratamento de superfície dos implantes de titânio . . . . . . . . . . . . . . . . 44 2.4 Superfícies biomiméticas dos implantes dentários . . . . . . . . . . . . . . . . . 44 2.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 46 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 47 RESUMO Dentre os materiais utilizados na fabricação dos implantes odontológicos, o titânio comercialmente puro (Ti cp ASTM F67, ABNT NBR ISO 5832-2) e suas ligas (ASTM F136) são os mais usados. Essas ligas, além das propriedades mecânicas favoráveis, permitem reações teciduais positivas, não provocam reação de hipersensibilidade, apresentam elevada resistência à corrosão e excelente biocompatibilidade. As citadas propriedades são devido à camada de dióxido de titânio formada quando o titânio é exposto ao meio oxidante. Um dos principais fatores que comprovam o sucesso no tratamento com implantes dentários é a osseointegração. 1 Email: karine.ana@gmail.com 2 Instituto Militar de Engenharia
- 43. CAPÍTULO 2. IMPLANTESDE TITÂNIO OSSEOINTEGRÁVEIS COM SUPERFÍCIES BIOMIMÉTICAS Ela envolve uma cascata de eventos biológico-celulares que podem ser acelerados por meio da modificação micro e/ou nanométrica da morfologia da superfície dos implantes. Para promover a osteogênese de contato, através de tratamentos das superfícies dos implantes e torná-los osteoindutoras tem sido um dos maiores desafios da Ciência dos Materiais. Para obter esta característica dos implantes, é necessário que as superfícies possuam regiões de adesão para fibrinas, favoreçam a adesão de células e assegurem a estabilidade secundária dos implantes. Implantes com superfícies osteoindutoras podem ser utilizadas em ossos de baixa densidade com maior taxa de sucesso. A melhor união da interface osso-implante pode ser obtida com a aceleração da cicatrização óssea ou com o aumento da ancoragem mecânica, partindo-se de abordagens biomiméticas. Um agente biomimético é aquele material que foi projetado para obter respostas celulares especificadas e mediadas por interações com peptídeos das proteínas da matriz extracelular. Essencialmente, superfícies biomiméticas de implantes podem ser obtidas pela incorporação de peptídeos de ligação celular mediante a modificação química ou física. Resultados promissores estão sendo observados em implantes com propriedades biomiméticas, cujas superfícies foram tratadas com biocerâmicas ou íons. Implantes com superfícies biomiméticas são disponíveis comercialmente e os dados da literatura mostram aumento da velocidade da osseointegração. Palavras-chave: Osseointegração, Implantes odontológicos, Implantes dentários, Biomiméticas. 2.1 Introdução A instrumentação do leito cirúrgico para criar o espaço para instalação do implante induz traumas vasculares. Imediatamente após a inserção, as superfícies dos implantes são rapidamente recobertas com sangue, proteínas de adesão e outras biomoléculas são adsorvidas na superfície do biomaterial implantado. Segue-se uma cascata de eventos biológicos envolvendo as células responsáveis pela osteogênese. O principal parâmetro avaliado no sucesso do tratamento com implantes dentários é a osseointegração. Ela envolve uma série de eventos biológico-celulares que podem ser acelerados por meio da modificação micro e/ou nanométrica da morfologia da superfície dos implantes dentais. Os tratamentos da superfície do titânio dos implantes comerciais modificam sua morfologia, aumentam a energia de superfície e alteram as propriedades físico-químicas. Essas modificações influenciam positivamente na osseointegração, reduzem o tempo para fazer o carregamento dos implantes sem comprometer a estabilidade secundária. 2.2 O titânio na implantodontia O titânio comercialmente puro (Ticp) é o material preferido para a fabricação de implantes dentários. Apresenta alta resistência à corrosão em soluções fisiológicas e uma excelente biocompatibilidade para aplicação como biomaterial. Para outras aplicações o Ticp é usado por ter baixa densidade (4,5 g/cm3 ), combinada com baixa condutividade termoelétrica, baixo módulo de elasticidade e considerável resistência à fadiga. O Ticp forma uma camada de óxido de superfície imediatamente após a exposição ao meio oxidante com espessura entre 2-10 nm. Esta camada de óxido da superfície (TiO2) é estável, biocompatível e fornece alta resistência à corrosão, alta passividade e resistência a ataques químicos [2]. Quando um implante é instalado no corpo, uma série de reações acontece na superfície. Inicialmente, proteínas são adsorvidas pela superfície dos implantes. As reações iniciais entre o organismo hospedeiro e 43
- 44. CAPÍTULO 2. IMPLANTESDE TITÂNIO OSSEOINTEGRÁVEIS COM SUPERFÍCIES BIOMIMÉTICAS a superfície do implante determinam a resposta biológica e o sucesso ou falha do implante. A morfologia, energia de superfície, molhabilidade e a rugosidade são parâmetros importantes a serem considerados [10]. Apesar da camada de óxido de titânio ter boa biocompatibilidade para uso como implantes dentários, não havendo melhorias no tratamento da superfície não é possível induzir a aposição óssea [2]. Para promover a osteogênese de contato, através de tratamentos de superfícies dos implantes para dá-las características oste- oindutoras, várias pesquisas foram realizadas e esse continua sendo um dos maiores desafios dos pesquisadores. As superfícies osteoindutoras devem ter maior área de adesão para fibrinas, favorecer a adesão das células e assegurar a estabilidade secundária dos implantes. Implantes com superfícies osteoindutoras apresentam maior taxa de sucesso em ossos de baixa densidade (D3 ou D4) [5]. 2.3 Tratamento de superfície dos implantes de titânio Os primeiros implantes dentários foram desenvolvidos sem nenhum tipo de tratamento da sua superfície. Os implantes eram produzidos por usinagem, resultando em implantes com superfície denominada “lisa”. Durante muitos anos, esse implante foi concebido como padrão ouro. Estudos experimentais comparando implantes sem tratamento de superfícies e com tratamento (rugosas) demonstraram uma melhor resposta biológica para as últimas. Com a evolução da implantodontia, alterações nas superfícies dos implantes começaram a ser realizadas para melhorar a osseointegração. Modificações na morfologia da superfície foram inicialmente desenvolvidas para aumentar a fixação mecânica entre o tecido ósseo e superfície do implante, melhorar a estabilidade inicial e a dissipação das forças orais [16]. Diferentes morfologias das superfícies dos implantes são possíveis de obter por processos aditivos e subtrativos nas escalas micrométrica, submicrométrica e nanométrica. A microtopografia ajuda na formação óssea porque gera um ambiente tridimensional favorável para interações entre células e a matriz extracelular [7]. Os tratamentos de superfície são realizados para: reduzir o tempo de carregamento após a cirurgia, acelerar o crescimento e a maturação óssea, aumentar a estabilidade primária, garantir o sucesso do implante quando instalado em regiões que apresentam um osso com menores densidade e quantidade, obter crescimento ósseo na superfície do implante (osteogênese de contato), obter maior área possível de osseointegração, obter contato osso-implante sem interposição de camadas proteicas amorfas, atrair células osteoblásticas, pré- osteoblásticas e mesenquimais, atrair proteínas de ligação específicas para células osteogênicas (fibronectina) e obter maior concentração possível de proteínas de ligação celular [16]. 2.4 Superfícies biomiméticas dos implantes dentários O revestimento da superfície do implante com agentes bioativos tem como objetivo acelerar os eventos de cura e reduzir o tempo total de regeneração. Um agente biomimético é o material que foi projetado para obter respostas celulares específicas e mediadas por interações com peptídeos de proteínas da matriz extracelular (MEC) mediante a incorporação de peptídeos de ligação celular com os biomateriais via modificação química ou física. Os revestimentos biomiméticos possuem moléculas biologicamente ativas como agentes osteogênicos, 44
- 45. CAPÍTULO 2. IMPLANTESDE TITÂNIO OSSEOINTEGRÁVEIS COM SUPERFÍCIES BIOMIMÉTICAS podem ser precipitadas com componentes inorgânicos para formarem uma matriz com as propriedades tanto osteoindutora quanto osteocondutora [2]. Uma melhor união da interface osso/implante pode ser obtida com a aceleração da regeneração óssea ou com o aumento da ancoragem mecânica, partindo-se de duas abordagens biomiméticas, uma delas é a modificação química da interface a partir da incorporação de fases inorgânicas, tais como fosfatos de cálcio, sobre ou no interior da camada de TiO2. Esta modificação estimula a regeneração óssea e aumenta as interações bioquímicas entre as proteínas da matriz óssea e a superfície do material. A modificação bioquímica da superfície é uma variante e está relacionada com a incorporação de moléculas orgânicas, tais como proteínas, enzimas ou peptídeos, para induzir uma resposta específica [8]. Os agentes biomiméticos aplicados às superfícies do implante devem possuir as seguintes características: 1. capacidade de induzir diferenciação das células apropriadas para a nova formação óssea; 2. síntese ou produção fáceis; 3. capacidade de reabsorção em resposta à ação osteogênica, evitando problemas de perda de implante devido à delaminação do revestimento; 4. não causar reações imunológicas no receptor; 5. estabilidade química até a colocação do implante no leito cirúrgico; 6. uma boa relação custo-benefício [11]. As superfícies dos implantes podem ser classificadas em 4 categorias com base nos agentes biomiméticos: cerâmicas biocompatíveis, proteínas ou peptídeos bioativos, íons e polímeros [2]. No final dos anos 90, foi desenvolvido um procedimento para recobrir a superfície do implante com uma camada uniforme de hidroxiapatita (HA) similar à camada biológica. O revestimento possuía espessura de até 15 µm. Esse tipo de tratamento de superfície consiste na precipitação heterogênea de fosfato de cálcio sob condições fisiológicas de temperatura e pH sobre o implante dentário, por meio da utilização de solução de íons semelhantes ao plasma sanguíneo, com vistas à deposição de camada de apatita. Uma vez que as moléculas estão integradas à estrutura do material, elas são liberadas gradualmente, sendo assim, capazes de aumentar a osteocondutividade e potencializar a formação do osso em torno do implante [14, 3]. O objetivo do recobrimento pelo método biomimético é melhorar a interface osso-implante. Conside- rando esta premissa, o fosfato de cálcio é o material mais utilizado para este tipo de procedimento. O problema é que a força de adesão da camada de HA ao substrato metálico é fraca, pois depende exclusivamente do contato físico entre a camada de HA do recobrimento e a superfície do implante, e este material é reabsorvido 4 a 5 anos após a implantação [14, 1]. Com o avanço das pesquisas nessa área, outras substâncias, como o colágeno e a fibronectina, foram sugeridas como potenciais agentes biológicos para melhorar a osseointegração, bem como vários fatores de crescimento e proteínas morfogenéticas ósseas [13]. O alto potencial biológico das proteínas morfogenéticas ósseas (BMPs) como agentes osteoindutores tem sido amplamente reconhecido. A capacidade de imobilizar BMPs nas superfícies de titânio surge como uma possibilidade de aplicação em implantes. As BMPs pertencem 45
- 46. CAPÍTULO 2. IMPLANTESDE TITÂNIO OSSEOINTEGRÁVEIS COM SUPERFÍCIES BIOMIMÉTICAS a um grupo promissor com potencial terapêutico entre as proteínas para aplicação em superfícies biomiméticas [2]. Uma abordagem para a modificação da superfície tornando-a biomimética é a imobilização de pequenos peptídeos encontrados em proteínas da MEC para promover adesão celular [19]. A sequência Arg-Gly-Asp, conhecida por RGD, interage com a fibronectina e guia a migração celular pela ação mediada pelas integrinas. Fundamentalmente, a intenção deste tipo de tratamento de superfície é facilitar a adesão celular na osseointegração e, concomitantemente, proporcionar uma cobertura antibacteriana [21]. A adesão precoce das células semelhantes ao osteoblasto humano nas superfícies homogêneas contendo peptídeos RGD é determinado por integrinas com afinidade ao colágeno. Esse conceito levou ao desenvolvimento de peptídeos RGD como um potencial agente biomimético para revestir o implante [18]. De Franco et al. (2012) [6] mostraram que a modificação da superfície do implante tratada com ácidos orgânicos pode representar uma boa solução para a reabilitação protética, com uma taxa de sucesso de 96,07%. Assim, é possível incrementar a modificação superficial por condicionamento ácido, seguida da adição de íons flúor [12]. Para melhorar a biocompatibilidade do titânio é possível modificar a composição química da superfície mediante a adição de elementos essenciais (por exemplo, flúor) ao osso para promover a osteogênese [4]. Pesquisas comprovaram que o revestimento do Ti com adição de íons como cálcio e flúor aumenta a resistência da interface osso-implante após a cicatrização, além de melhorar a resistência à corrosão [17]. O flúor melhora a incorporação de colágeno integrante da matriz óssea, aumenta a nucleação de cristais de apatita, aumenta a densidade óssea, estimula as células osteoprogenitoras, eleva a fosfatase alcalina, ajuda na ligação das células ósseas e dos tecidos calcificados na superfície do implante [9]. Outra abordagem sugerida é o uso da quitosana. A quitosana é um polissacarídeo de origem natural que é formado por copolímeros de glucosamina e n-acetil glucosamina. É obtida pela diacetilação parcial da quitina, o segundo polímero orgânico marinho mais abundante na natureza. Possui numerosos grupos amino ligados à sua cadeia principal, permitindo que ele reaja quimicamente com o ambiente aniônico. As propriedades químicas e estruturais benéficas da quitosana têm levado a propostas para diversas aplicações terapêuticas, por exemplo, revestimento de implante dentário [20]. Em relação ao tecido ósseo, foi relatado que a quitosana pode atuar como arcabouço (scaffold) eficaz para os osteoblastos, permitindo a aposição da matriz extracelular, e pode aumentar a diferenciação das células pré-osteoblásticas em osteoblastos. Essas observações sugerem que a quitosana pode ter propriedades osteocondutivas com potencial osteoindutor moderado [15]. 2.5 Conclusões • Não há consenso em relação à melhor superfície e mesmo à forma dos implantes dentários para obter uma melhor osseointegração; • Implantes osseointegráveis de titânio com propriedades biomiméticas, cujas superfícies foram tratadas com biocerâmicas ou íons, estão disponíveis comercialmente e apresentam melhor osseointegração. Existem outros agentes bioativos promissores, como BMPs, quitosana ou hormônios, cujo verdadeiro potencial de aplicação como agentes biomiméticos ainda não foi estabelecido; 46
- 47. CAPÍTULO 2. IMPLANTESDE TITÂNIO OSSEOINTEGRÁVEIS COM SUPERFÍCIES BIOMIMÉTICAS • São necessárias mais pesquisas para aumentar a compreensão dos mecanismos envolvidos entre as superfícies biomiméticas e as células para melhorar a osseointegração e aumentar as taxas de sucesso dos implantes osseointegráveis. Agradecimentos Agradeço à instituição de fomento CAPES e ao Instituto Militar de Engenharia pelo apoio e suporte para a realização deste trabalho. Referências [1] Anahı Herrera Aparecida et al. “Study of the influence of K+, Mg2+, SO4 (2-) and CO3 (2-) ions in the biomimetic crystallization of amorphous calcium phosphate (ACP) and con- version into octacalcium phosphate (OCP)”. Em: Quımica Nova 30 (2007), pp. 892–896. [2] Gustavo Avila et al. “Implant surface treatment using biomimetic agents”. Em: Implant dentistry 18.1 (2009), pp. 17–26. [3] Bruno Machado Bruno Machado de Carvalho et al. “Tratamentos de superfície nos implantes den- tários”. Em: Rev. Cir. Traumatol. Buco-Maxilo- Fac 9.1 (2009), pp. 123–130. [4] Lyndon F Cooper et al. “Fluoride modification effects on osteoblast behavior and bone forma- tion at TiO2 grit-blasted cp titanium endosse- ous implants”. Em: Biomaterials 27.6 (2006), pp. 926–936. [5] John E Davies. “Understanding peri-implant endosseous healing”. Em: Journal of dental edu- cation 67.8 (2003), pp. 932–949. [6] Michele De Franco et al. “Prospective clinical evaluation of 273 modified acid-etched dental implants: 1-to 5-year results”. Em: Journal of Osseointegration 4.1 (2012), pp. 3–8. [7] AS De Souza et al. “Bone regeneration around implants with modified surface by acid condi- tioning with the fluoride ions deposition”. Em: Journal of Osseointegration 12.3 (2020), pp. 222– 228. [8] David M Dohan Ehrenfest et al. “Classification of osseointegrated implant surfaces: materials, chemistry and topography”. Em: Trends in bio- technology 28.4 (2010), pp. 198–206. [9] Carlos Nelson Elias, José Henrique Cavalcanti Lima e Mychelle Vianna dos Santos. “Modifica- ções na superfıcie dos implantes dentários: da pesquisa básica à aplicação clınica”. Em: Im- plantNews (2008), pp. 467–476. [10] Jan Eirik Ellingsen. “Surface configurations of dental implants”. Em: Periodontology 2000 17.1 (1998), pp. 36–46. doi: https://doi.org/10. 1111/j.1600-0757.1998.tb00121.x. eprint: https : / / onlinelibrary . wiley . com / doi / pdf/10.1111/j.1600-0757.1998.tb00121.x. url: https://onlinelibrary.wiley.com/ doi / abs / 10 . 1111 / j . 1600 - 0757 . 1998 . tb00121.x. [11] Thomas S Golec e Jack T Krauser. “Long-term retrospective studies on hydroxyapatite coated endosteal and subperiosteal implants.” Em: Den- tal Clinics of North America 36.1 (1992), pp. 39– 65. [12] Her-Hsiung Huang. “Effect of fluoride and albu- min concentration on the corrosion behavior of Ti–6Al–4V alloy”. Em: Biomaterials 24.2 (2003), pp. 275–282. [13] Hyeongil Kim et al. “The biocompatibility of SLA-treated titanium implants”. Em: Biomedi- cal Materials 3.2 (2008), p. 025011. 47
- 48. CAPÍTULO 2. IMPLANTESDE TITÂNIO OSSEOINTEGRÁVEIS COM SUPERFÍCIES BIOMIMÉTICAS [14] T Kokubo et al. “REVIEW Bioactive metals: preparation and properties”. Em: Journal of Materials Science: materials in medicine 15.2 (2004), pp. 99–107. [15] Ashkan Lahiji et al. “Chitosan supports the expression of extracellular matrix proteins in hu- man osteoblasts and chondrocytes”. Em: Jour- nal of biomedical materials research 51.4 (2000), pp. 586–595. [16] Fabrizio Lorenzoni et al. “Tratamento de su- perfıcie em implantes dentários: uma revisão de literatura”. Em: Revista da Faculdade de Odontologia-UPF 21.1 (2016). [17] Felipe Silveira Maximo et al. “Análise da su- perfıcie e osseointegração de implantes dentários com superfıcies biomiméticas contedo Ca, Mg e F”. Em: Matéria (Rio de Janeiro) 21 (2016), pp. 196–203. [18] Alireza Rezania e Kevin E Healy. “Integrin subunits responsible for adhesion of human osteoblast-like cells to biomimetic peptide surfa- ces”. Em: Journal of orthopaedic research 17.4 (1999), pp. 615–623. [19] Martin Schuler et al. “Biomimetic modification of titanium dental implant model surfaces using the RGDSP-peptide sequence: a cell morpho- logy study”. Em: Biomaterials 27.21 (2006), pp. 4003–4015. [20] AK Singla e M Chawla. “Chitosan: Some phar- maceutical and biological aspects-an update”. Em: Journal of pharmacy and pharmacology 53.8 (2001), pp. 1047–1067. [21] Jonathan Wirth et al. “Surface modification of dental implants”. Em: Biomaterials for Oral and Dental Tissue Engineering. Elsevier, 2017, pp. 85–96. 48
- 49. 3 AVALIAÇÃO CLÍNICADE IMPLANTES OSSEOIN- TEGRÁVEIS COLOCADOS EM OSSO TIPO IV:UM ESTUDO RETROSPECTIVO (5-18 ANOS DE ACOM- PANHAMENTO) Eduardo José de Moraes1 , IDM2 , ORCID 0000-0002-6662-2561; Luís Eduardo Benevides de Moraes, IDM2 , ORCID 0000-0001-6467-5531; Nathalia Benevides de Moraes, IDM2 , ORCID 0000-0001-9630-7255. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.574637 COMO CITAR de MORAES, E. J.; de MORAES, L. E. B.; de MORAES, N. B.. AVALIAÇÃO CLÍNICA DE IMPLANTES OSSEOINTEGRADOS COLOCADOS EM OSSO TIPO IV:UM ESTUDO RETROSPECTIVO (5-18 ANOS DE ACOMPANHAMENTO). In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 49-59. Tópicos 3.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 50 3.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51 3.2.1 Pacientes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51 3.2.2 Sistema de implante . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51 3.2.3 Planejamento do tratamento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52 3.2.4 Procedimentos cirúrgicos e protéticos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52 3.2.5 Acompanhamento pós-operatório . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53 3.2.6 Análise estatística . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53 3.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53 3.4 Discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 55 3.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 56 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 56 1 Email: moraes.edujm@gmail.com 2 Instituto De Moraes
- 50. CAPÍTULO 3. AVALIAÇÃOCLÍNICA DE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS COLOCADOS EM OSSO TIPO IV:UM ESTUDO RETROSPECTIVO (5-18 ANOS DE ACOMPANHAMENTO) RESUMO Objetivo: esse estudo clínico retrospectivo foi avaliar a taxa de sobrevivência de implantes osseointe- gráveis instalados na tuberosidade maxilar (osso tipo IV) com um seguimento mínimo de 12 meses. Materiais e Métodos: Implantes osseointegráveis foram colocados em pacientes da clínica do autor para restauração associada a múltiplas próteses parciais ou totais do arco maxilar. Os implantes foram acompanhados anual- mente e a estabilidade foi avaliada utilizando os testes de percussão (TP), teste de torque reverso (TTR) e análise de frequência de ressonância (AFR). Resultados: No período entre agosto de 2004 e maio de 2014, um total de 186 implantes instalados em 75 pacientes (37 mulheres e 38 homens) com idade média de 56 anos (variação: 37–76 anos). Os implantes foram instalados na região posterior da maxila. Os implantes foram restaurados e esplintados em múltiplas próteses parciais e totais. Após 5-18 anos de acompanhamento, 171 implantes estão em função e 15 implantes foram perdidos, alcançando uma taxa de sobrevivência de 92%. Conclusão: Os resultados deste estudo sugerem que os implantes apresentam uma boa taxa de sobrevivência sendo comprovado que os testes de estabilidade TP, TTR e AFR demonstraram ser efetivos na avaliação da estabilidade. Portanto, podemos concluir que áreas com osso tipo IV são viáveis para a ancoragem de implantes osseointegráveis. Palavras-chave: Implantes osseointegrados, Região de maxila posterior, Osso tipo IV. 3.1 Introdução A reabilitação de pacientes edêntulos totais e parciais com próteses removíveis pode ser uma opção de tratamento insatisfatório, gerando desconforto e afetando sua capacidade de mastigação e fonação [15]. Uma prótese implantossuportada pode ser a opção ideal, embora regiões alveolares edêntulas possam resultar em osso insuficiente volume e densidade [5]. Portanto, a redução da altura do osso alveolar devido à atrofia pós- extração e pneumatização do seio maxilar torna-se um grande desafio, principalmente nas regiões posteriores [26, 28]. Embora a cirurgia de elevação do soalho do seio maxilar para aumento ósseo para viabilizar a reabilitação com implantes da região sub-antral apresente um índice de sucesso da 90%, [13, 10, 32, 29, 31, 33, 19, 37, 24, 12] o tempo de reabilitação e os riscos do procedimento muitas vezes desestimulam o paciente em aceitar esta proposta de tratamento [13, 23, 25, 39, 16]. Alguns autores apresentaram resultados satisfatórios com a instalação de implantes na tuberosidade maxilar associada a ancoragem pterigomaxilar e pterigopaltina, com o objetivo de evitar procedimentos mais invasivos nos seios maxilares [21, 36, 35, 7, 34]. Por outro lado existe uma controvérsia entre os pesquisadores sobre a previsibilidade de implantes dentários inseridos em osso de baixa densidade [35, 7, 6]. Alguns estudos prospectivos relataram taxas de sobrevivência e perda óssea semelhantes para implantes inseridos em osso de baixa qualidade e em osso de boa qualidade [38] . Além disso, os tratamentos de superfície podem melhorar a taxa de sobrevivência de implantes dentários em osso tipo IV, para melhorar a osseointegração, e isso pode estar relacionado à qualidade e quantidade óssea e fatores sistêmicos associados [14, 17, 1, 30]. Um dos aspectos críticos para o sucesso de implantes em osso de baixa densidade consiste na estabilidade primária. Tendo em vista que é um fator considerado decisivo para o sucesso da osseointegração. 50
- 51. CAPÍTULO 3. AVALIAÇÃOCLÍNICA DE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS COLOCADOS EM OSSO TIPO IV:UM ESTUDO RETROSPECTIVO (5-18 ANOS DE ACOMPANHAMENTO) A literatura tem apresentado alguns recursos cirúrgicos que favorecem a estabilidade dos implantes, dentre os quais podemos citar a redução do numero de brocas, a sub-instrumentação do leito cirúrgico e a ancoragem em osso cortical [21, 36, 35, 7, 34]. Por outro lado o acompanhamento clínico periódico é recomendado para o controle da estabilidade dos implantes ao longo do tempo. Existem recursos clínicos citados pela literatura que possibilitam ao profissional fazer uma avaliação da evolução dos implantes após serem submetidos a função. Atsumi et al.(2007) [4] apresentou alguns recursos para avaliação da estabilidade dos implantes porém ressaltou que a analise de frequência de ressonância seria o menos invasivo e mais indicado para esta avaliação. Outros autores consideram o teste de percussão e o teste de torque reverso como recursos clínicos simplificados que apresentam uma boa fidedignidade clínica para avaliação da estabilidade dos implantes [27]. O objetivo de presente trabalho consiste em um estudo clínico retrospectivo para análise de sobrevi- vência de implantes instalados em osso tipo IV e uma análise comparativa entre os métodos de avaliação da estabilidade de implantes osseointegráveis. 3.2 Materiais e métodos 3.2.1 Pacientes Os pacientes da clínica dos autores escolhidos para tratamento de implantes foram encaminhados para reabilitação com implantes parciais e totais na maxila. Todos os sítios remanescentes tinham largura de rebordo alveolar suficiente para receber implantes de pelo menos 3,75 mm de diâmetro, sendo que em casos de maior espessura óssea foram instalados implantes de largo diâmetro. Os critérios de exclusão para o estudo foram: 1. O paciente não pôde dar seu consentimento informado para participar; 2. Condições de saúde que não permitiram o procedimento cirúrgico; 3. Pacientes com contraindicações sistêmicas à cirurgia; 4. Diabetes não controlado; 5. Pacientes que foram tratados com bisfosfonatos em longo prazo; 6. Pacientes com abuso de álcool ou drogas; 7. Saúde do paciente ou problemas psiquiátricos; 8. Pacientes irradiados. 3.2.2 Sistema de implante Os implantes utilizados foram implantes rosqueáveis da Conexão Sistema de Prótese - Brasil e P-I Brånemark Philosophy - SIC Invent com comprimento de 6 mm, 7 mm, 8,5 mm, 10 mm, 11,5 mm e 13 mm. 51
- 52. CAPÍTULO 3. AVALIAÇÃOCLÍNICA DE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS COLOCADOS EM OSSO TIPO IV:UM ESTUDO RETROSPECTIVO (5-18 ANOS DE ACOMPANHAMENTO) Esses implantes têm versões de superfície rugosa: porosa e micro nano respectivamente. Os diâmetros de 3,3 mm (plataforma estreita), 3,75 mm e 4,0 mm (plataforma regular: 4,1 mm), 4,8 mm e 5,0 mm (plataforma larga: 5,1 mm). 3.2.3 Planejamento do tratamento Antes da cirurgia, além do exame clínico: radiografia intraoral, radiografia panorâmica e tomografia computadorizada foram realizados para avaliação pré-operatória do local do implante. Os resultados desta avaliação serviram para planejar o comprimento do implante a ser utilizado na reabilitação de sítios de osso disponível. Todos os pacientes foram identificados, prontuários individuais foram registrados: idade, data de colocação do implante, histórico médico, região de colocação do implante, procedimentos cirúrgicos adicionais, dimensão dos implantes e tipo de prótese. 3.2.4 Procedimentos cirúrgicos e protéticos A anestesia local foi realizada com lidocaína 2% com epinefrina 1:100.000 (DFL - Rio de Janeiro - Brasil). Foi realizada uma incisão supracrestal (sítios tardios) associada a um alívio vertical distal ou mesial seguida de um retalho mucoperiosteal. A preparação do local e a colocação dos implantes foram realizados com a sequência de brocas e protocolo cirúrgico recomendado pelo fabricante. Em função da pouca resistência óssea em áreas de baixa densidade, a sequência de brocas foi reduzida e/ou escalonada por meio da sub-instrumentação do leito. Na região de tuberosidade optou-se sempre que possível na ancoragem pterigopalatina ou pterigomaxilar, com o objetivo de possibilitar uma melhor estabilidade dos implantes. Foi realizado um protocolo farmacológico, com administração de comprimidos de amoxicilina (875 mg ou 500 mg 2 ou 3 vezes ao dia respectivamente por 7 dias), e para o controle da dor comprimidos de tenoxycam ou nimesulida (20 mg 2 vezes ao dia por 3 dias). A medicação foi iniciada 1 hora antes da cirurgia e os pacientes sensíveis à penicilina foram medicados com clindamicina. Durante o período pós operatório foi recomendado a higiene bucal com uma solução de digluconato de clorexidina a 0,12% por 1 minuto duas vezes ao dia por 7 dias. Todos os implantes foram colocados pelo mesmo cirurgião e as suturas foram removidas uma semana após a cirurgia. Os pacientes foram então atendidos uma vez por semana durante as próximas 3 semanas para profilaxia, instrução de higiene bucal e monitoramento do processo de regeneração. Durante este período foi recomendado aos pacientes não utilizar próteses parciais provisórias removíveis para evitar traumatizar a área tratada. Após um período de 6 meses, a cirurgia de segundo estágio foi realizada para exposição dos implantes e radiografias periapicais foram obtidas para documentar o estado de regeneração. Na segunda etapa, o retalho reposicionado apicalmente foi utilizado na conexão do pilar de regeneração ou na colocação do pilar intermediário. A osseointegração foi confirmada de acordo com os critérios de sucesso de Albretksson et al. (1986) [2] e Buser et al. (1990) [11]. Também foi realizado o teste de torque reverso (TTR) (10 Ncm) que é um indicador de estabilidade clínica, teste de percussão sobre o pilar (TP) e análise de frequência de ressonância (AFR) [4, 27]. Os componentes protéticos complementares foram utilizados para a confecção de uma restauração protética fixa. Todos os pacientes foram reabilitados com próteses fixas e parafusadas, sendo utilizados pilares intermediários cônicos na reabilitação com múltiplos implantes, e acompanhados anualmente após a instalação da prótese. 52
- 53. CAPÍTULO 3. AVALIAÇÃOCLÍNICA DE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS COLOCADOS EM OSSO TIPO IV:UM ESTUDO RETROSPECTIVO (5-18 ANOS DE ACOMPANHAMENTO) 3.2.5 Acompanhamento pós-operatório Os pacientes foram chamados para exames radiográficos e clínicos a cada 12 meses. Durante cada visita, a avaliação clínica dos implantes, próteses e tecidos peri-implantares foram realizadas respectivamente por um cirurgião e um protesista, que não estavam envolvidos no tratamento dos pacientes. Uma radiografia panorâmica e uma radiografia periapical foram feitas para avaliar o nível ósseo e a radiolucidez peri-implantar. O atendimento consistia na remoção da prótese, aplicação de um torque (pré-carga) de 20 Ncm para reaperto do parafuso de fixação do mini-pilar cônico e teste de contra-torque, em seguida o teste de percussão e por meio da instalação do smartpeg para a medição do ISQ e análise de frequência de ressonância com o aparelho Osstell Mentor. 3.2.6 Análise estatística Para a parte estatística foi utilizada a análise de variância ANOVA (p<0,05) e o teste Tukey (p<0,05) com análise de significância para o valor p <0,05. 3.3 Resultados No período entre Dezembro de 2004 a setembro de 2017, 75 pacientes (38 mulheres 37 homens) com idade média de 56,5 anos (variação: 37-76 anos) foram submetidos à cirurgia para instalação de implantes na maxila. Um total de 186 implantes foram instalados na região posterior da maxila. Os comprimentos dos implantes foram os seguintes: 6 mm, 7 mm, 8.5 mm, 10 mm, 11.5 mm e 13 mm. Os diâmetros dos implantes foram os seguintes: 3.5 mm, 3.75 mm, 4.0 mm, 4.3 mm, 4.8 mm e 5.0 mm. Importante ressaltar que 156 implantes eram de 3.75 mm de diâmetro. Durante as fases de instalação cirúrgica dos implantes e reabilitação protética não foram observadas complicações. Um total de 171 implantes foram acompanhados por período mínimo de 5 anos e máximo de 18 anos. Quinze implantes (8%) foram perdidos sendo 1 de 3.5 mm, 12 de 3.75 mm, 1 de 4.3 mm e 1 de 5.0 mm. Em relação ao comprimento dos implantes perdidos 4 foram de 6.0 mm, 3 de 8.5 mm, 2 de 10 mm e 6 de 11.5 mm (Tabela 1, 2 e 3). Tabela 1 – Distribuição de implantes de acordo com diâmetro e comprimento. 6 mm 7 mm 8.5 mm 10 mm 11.5 mm 13 mm Total 3.5 mm - - - 6(1) - - 6 3.75 mm 23(4) 1 16(3) 32(1) 50(4) 34 156 4.3 mm - - 2 1 5(1) - 8 4.8 mm - 2 3 - - - 5 5.0 mm 2 - 2 4 2(1) 1 11 Total 25 3 23 43 57 35 186 Falhas 4(16%) - 3(13%) 2(4.6%) 6(10.5%) - 15 (8%) No período de acompanhamento a estabilidade dos 171 implantes reabilitados foi avaliada por meio dos testes de percussão (TP) e torque reverso (TTR), sendo que em 76 implantes foi também utilizada a análise de frequência de ressonância (AFR) com o aparelho Osstell mentor. Neste grupo, 64 implantes 53
- 54. CAPÍTULO 3. AVALIAÇÃOCLÍNICA DE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS COLOCADOS EM OSSO TIPO IV:UM ESTUDO RETROSPECTIVO (5-18 ANOS DE ACOMPANHAMENTO) Tabela 2 – Acompanhamento dos pacientes. Acompanhamento (meses) Número de pacientes Número de implantes 60 a 96 16 49 108 a 144 36 80 156 a 216 23 42 Total 75 171 Tabela 3 – Região e Características das Perdas. Implante Sítio Dimensão do implante (mm) Período da Perda 1 18 3.75 x 10 mm Após 7 anos 2 28 4.3 x 11.5 mm Após 6 anos 3 28 3.5 x 10 mm Após 3 meses 4 27 3.75 x 11.5 mm 2º Tempo Cirúrgico 5 28 3.75 x 11.5 mm 2º Tempo Cirúrgico 6 27 3.75 x 8.5 mm 2º Tempo Cirúrgico 7 18 3.75 x 8.5 mm 2º Tempo Cirúrgico 8 17 5.0 x 11.5 mm 2º Tempo Cirúrgico 9 17 3.75 x 11.5 mm 2º Tempo Cirúrgico 10 27 3.75 x 11.5 mm 2º Tempo Cirúrgico 11 18 3.75 x 6 mm 2º Tempo Cirúrgico 12 27 3.75 x 6 mm 2º Tempo Cirúrgico 13 28 3.75 x 6 mm 2º Tempo Cirúrgico 14 17 3.75 x 8.5 mm 2º Tempo Cirúrgico 15 28 3.75 x 6 mm 2º Tempo Cirúrgico apresentavam um diâmetro de 3.75 mm, em função disso foi realizada uma análise comparativa em relação ao quociente de estabilidade do implante (ISQ) e o comprimento destes implantes. Foi observado que os 171 implantes apresentaram um resultado positivo aos testes TP e TTR. Em relação a análise da frequência de ressonância foi observado os seguintes resultados médios de ISQ: 6 mm= 50.20; 8.5 mm = 63,70; 10 mm = 65.43; 11.5 mm = 66.79 e 13 mm = 64.18 (Tabelas 4 e 5 ; Figura 3.1). Tabela 4 – Análise Estatística - ANOVA. ANOVA Análise de variância SQ gl MQ F P-Value F Critic Entre grupos 2014,015 4 503,5037 7,555264 5,53x 10−5 2,52791 Dentro dos grupos 3931,923 59 66,64276 Total 5945,938 63 Tabela 5 – Teste Tukey. Máximo 64 71 71 75 3 quartil 60,75 69 69 70,5 mediana 54 67 67 67 1 quartil 42,25 62 65,5 64 Mínimo 28 44 52 53 A análise estatística demonstrou que os implantes de 6 mm apresentaram uma diferença com significância para ISQ em relação aos demais grupos de implante. 54
- 55. CAPÍTULO 3. AVALIAÇÃOCLÍNICA DE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS COLOCADOS EM OSSO TIPO IV:UM ESTUDO RETROSPECTIVO (5-18 ANOS DE ACOMPANHAMENTO) Figura 3.1 – Teste Tukey (p<0,05). 3.4 Discussão A reabilitação da maxila posterior com implantes dentários é considerada por alguns autores como um grande desafio para a implantodontia. Aspectos como a presença do seio maxilar e o osso de baixa densidade óssea são fatores que dificultam a instalação dos implantes [26, 28]. A cirurgia de enxerto para aumento ósseo da altura do seio maxilar viabiliza a instalação de implantes no espaço sub-antral e apresenta um índice de sucesso de 90% [13, 9, 32, 29, 31, 33, 19, 37, 12, 24]. Entretanto, em algumas situações esta técnica está contra-indicada [13, 23, 25, 39, 16] e a instalação de implantes na tuberosidade maxilar pode ser considerada uma boa alternativa [21, 36, 35, 7, 6, 34]. Não existe um consenso na literatura em relação a taxa de sucesso dos implantes instalados na tuberosidade e varia de 88% a 92 % [35, 7, 34]. Por outro lado, como a estabilidade primária é considerada um fator crítico para o sucesso da osseointegração, a baixa densidade óssea pode ser um fator de risco [27]. O controle da estabilidade dos implantes tem sido discutida ao longo dos anos pela literatura e deve ser controlada clinicamente e periodicamente. As revisões periódicas são recomendadas com o objetivo preventivo e para isso existem recursos clínicos que podem ser utilizados no auxílio na avaliação da estabilidade dos implantes. Além do exame radiográfico e a sondagem peri-implantar, o TP, TTR e AFR são citados pela literatura [4]. Outros aspectos são levantados por alguns autores em relação a fidedignidade destes exames, tais como: subjetividade na interpretação, invasividade comprometendo o implante, possíveis variáveis em relação as dimensões dos implantes e discrepâncias geradas por dispositivos de medição [3, 22, 38, 20, 8, 18]. O teste de percussão (TP), apesar de ser um teste simples e muito utilizado clinicamente ao longo do tempo, não é considerado pela literatura como o mais preciso [27]. O teste do torque reverso (TTR), segundo alguns autores, pode levar à perda do implante pela invasividade em função dos possíveis danos que possam gerar na interface [4]. Atualmente, a análise de frequência de ressonância (AFR) é citada pela literatura como o melhor teste de avaliação da estabilidade dos implantes, principalmente devido a baixa invasividade e a precisão [4, 27]. Em contra ponto a esta afirmativa existem questionamentos em relação a fidedignidade da AFR em função das possíveis variações no ISQ de aspectos associados a densidade óssea, ao comprimento do implante (efetividade do comprimento do implante - ECI), deformações do dispositivo intermediário de medição (smartpeg), variação no torque de instalação do smartpeg [20, 8] e diferenças entre a medição quando 55
- 56. CAPÍTULO 3. AVALIAÇÃOCLÍNICA DE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS COLOCADOS EM OSSO TIPO IV:UM ESTUDO RETROSPECTIVO (5-18 ANOS DE ACOMPANHAMENTO) instalado diretamente no implante e sobre o pilar do implante, devido a possíveis fatores relacionados a altura e/ou micro movimentação do pilar [18]. No presente trabalho estes testes foram utilizados com sucesso na avaliação da estabilidade dos implantes, embora tenha sido observado uma diferença estatisticamente significante nos implantes de 6 mm e 8.5 mm. Por outro lado, em relação aos testes TP e TTR não houve uma correlação clínica conclusiva. Pois, clinicamente os implantes apresentaram resultados satisfatórios em ambos os testes apesar de terem apresentado um ISQ < 65 considerado abaixo do desejável. Dentro deste contexto, a relação do ECI e a baixa densidade óssea poderiam estar correlacionados com a variação do ISQ. Pelo fato de que clinicamente os implantes não apresentavam sinais clínicos dentro dos critérios de avaliação de Albrektsson et al. (1986) [2] e Buser et al. (1990) [11], assim como nos testes TP e TTR. Em relação a taxa de sobrevivência 92%, o presente estudo apresentou resultados similares aos encontrados pela literatura que varia de 88%, 92% e 94%22,23,25. Convém ainda ressaltar que a tuberosidade maxilar embora apresente uma baixa densidade óssea tem demonstrado ser uma alternativa viável para instalação de implantes desde que utilizados alguns critérios cirúrgicos que possam favorecer uma estabilidade primaria efetiva para a obtenção da osseointegração. Outro aspecto relevante está relacionado ao comportamento dos implantes quando submetidos ao teste de torque reverso (TTR). Tendo em vista que para a realização da análise de frequência de ressonância foi aplicada uma pré-carga de 20 Ncm sobre o pilar protético (mini pilar cônico) com o objetivo não alterar a análise. Neste momento o TTR foi aplicado aos implantes e não houve alteração ou mobilidade nos implantes analisados. Portanto, podemos concluir que os testes de percussão (TP) e teste de torque reverso (TTR) apresentaram resultados satisfatórios na avaliação da estabilidade dos implantes. 3.5 Conclusões Dentro das limitações do presente trabalho, podemos concluir que os implantes instalados em osso de baixa densidade apresentaram uma taxa de sobrevivência compatível com a literatura e que apesar disso é uma área viável para ancoragem de implantes. Por outro lado, os testes utilizados para a análise de estabilidade PT, RTT e RFA demonstraram ser adequados e bons métodos para o controle da estabilidade dos implantes. Embora o teste de torque reverso (TTR) seja considerado invasivo, deve obrigatório quando a pré-carga é aplicada aos pilares intermediários para viabilizar a análise de frequência de ressonância (AFR). Referências [1] Alexandre-Amir Aalam e Hessam Nowzari. “Cli- nical evaluation of dental implants with surfaces roughened by anodic oxidation, dual acid-etched implants, and machined implants.” Em: Interna- tional Journal of Oral & Maxillofacial Implants 20.5 (2005). [2] Tomas Albrektsson et al. “The long-term effi- cacy of currently used dental implants: a review and proposed criteria of success”. Em: Int j oral maxillofac implants 1.1 (1986), pp. 11–25. [3] Carlos Aparicio, Niklaus P Lang e Bo Rangert. “Validity and clinical significance of biomechani- cal testing of implant/bone interface”. Em: Cli- nical oral implants research 17.S2 (2006), pp. 2– 7. [4] Mihoko Atsumi, Sang-Hoon Park e Hom-Lay Wang. “Methods used to assess implant stabi- 56
- 57. CAPÍTULO 3. AVALIAÇÃOCLÍNICA DE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS COLOCADOS EM OSSO TIPO IV:UM ESTUDO RETROSPECTIVO (5-18 ANOS DE ACOMPANHAMENTO) lity: current status.” Em: International Journal of Oral & Maxillofacial Implants 22.5 (2007). [5] Oded Bahat. “Brånemark system implants in the posterior maxilla: clinical study of 660 implants followed for 5 to 12 years.” Em: International Journal of Oral & Maxillofacial Implants 15.5 (2000). [6] Stephen F Balshi, Glenn J Wolfinger e Thomas J Balshi. “Analysis of 164 titanium oxide-surface implants in completely edentulous arches for fixed prosthesis anchorage using the pterygoma- xillary region.” Em: International Journal of Oral & Maxillofacial Implants 20.6 (2005). [7] Thomas J Balshi, Glenn J Wolfinger, SF Balshi et al. “Analysis of 356 pterygomaxillary implants in edentulous arches for fixed prosthesis ancho- rage”. Em: International Journal of Oral and Maxillofacial Implants 14.3 (1999), pp. 398–406. [8] Débora Barella Salatti et al. “Is there a need for standardization of tightening force used to connect the transducer for resonance frequency analysis in determining implant stability?” Em: International Journal of Oral & Maxillofacial Implants 34.4 (2019). [9] Philip J Boyne. “Grafting of the maxillary sinus floor with autogenous marrow and bone”. Em: J. Oral Surg. 38 (1980), pp. 613–616. [10] PJ Boyne e RA James. “Grafting of the maxil- lary floor with autogenous narrow and bone.” Em: J Oral Surg 38.5 (1980), pp. 613–6. [11] Daniel Buser, H-P Weber e Nikolaus P Lang. “Tissue integration of non-submerged implants. l-year results of a prospective study with 100 ITI hollow-cylinder and hollow-screw implants.” Em: Clinical oral implants research 1.1 (1990), pp. 33–40. [12] Massimo Del Fabbro, Gabriele Rosano e Silvio Taschieri. “Implant survival rates after maxillary sinus augmentation”. Em: European Journal of Oral Sciences 116.6 (2008), pp. 497–506. [13] Massimo Del Fabbro et al. “Systematic review of survival rates for implants placed in the graf- ted maxillary sinus.” Em: International Jour- nal of Periodontics & Restorative Dentistry 24.6 (2004). [14] Carlos Nelson Elias et al. “Influence of implant shape, surface morphology, surgical technique and bone quality on the primary stability of dental implants”. Em: Journal of the mechani- cal behavior of biomedical materials 16 (2012), pp. 169–180. [15] Pietro Felice et al. “Vertical ridge augmenta- tion of the atrophic posterior mandible with interpositional bloc grafts: bone from the iliac crest vs. bovine anorganic bone. Clinical and histological results up to one year after loading from a randomized-controlled clinical trial”. Em: Clinical Oral Implants Research 20.12 (2009), pp. 1386–1393. doi: https://doi.org/10. 1111/j.1600- 0501.2009.01765.x. eprint: https : / / onlinelibrary . wiley . com / doi / pdf/10.1111/j.1600-0501.2009.01765.x. url: https://onlinelibrary.wiley.com/ doi/abs/10.1111/j.1600-0501.2009.01765. x. [16] Arun K Garg, Gustavo M Mugnolo e Harvey Sasken. “Maxillary antral mucocele and its rele- vance for maxillary sinus augmentation grafting: a case report.” Em: International Journal of Oral & Maxillofacial Implants 15.2 (2000). [17] Marcelo Coelho Goiato et al. “Longevity of den- tal implants in type IV bone: a systematic re- view”. Em: International journal of oral and maxillofacial surgery 43.9 (2014), pp. 1108–1116. [18] Marıa Guerrero-González et al. “Reliability of the Resonance Frequency Analysis Values in New Prototype Transepithelial Abutments: A Prospective Clinical Study”. Em: International Journal of Environmental Research and Public Health 17.18 (2020), p. 6733. 57
- 58. CAPÍTULO 3. AVALIAÇÃOCLÍNICA DE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS COLOCADOS EM OSSO TIPO IV:UM ESTUDO RETROSPECTIVO (5-18 ANOS DE ACOMPANHAMENTO) [19] Ole T Jensen et al. “Report of the sinus con- sensus conference of 1996.” Em: The Internatio- nal journal of oral & maxillofacial implants 13 (1998), pp. 11–45. [20] Ingrid Kästel et al. “Does the manual insertion torque of smartpegs affect the outcome of im- plant stability quotients (ISQ) during resonance frequency analysis (RFA)?” Em: International Journal of Implant Dentistry 5.1 (2019), pp. 1–7. [21] P Khayat e N Nader. “The use of osseointegra- ted implants in the maxillary tuberosity.” Em: Practical Periodontics and Aesthetic Dentistry: PPAD 6.4 (1994), pp. 53–61. [22] Frederico Santos Lages et al. “Relationship between implant stability on the abutment and platform level by means of resonance frequency analysis: A cross-sectional study”. Em: Plos one 12.7 (2017), e0181873. [23] Michael A Pikos. “Maxillary sinus membrane repair: report of a technique for large perforati- ons.” Em: Implant Dentistry 8.1 (1999), pp. 29– 34. [24] Bjarni E Pjetursson et al. “A systematic review of the success of sinus floor elevation and sur- vival of implants inserted in combination with sinus floor elevation: part I: lateral approach”. Em: Journal of clinical periodontology 35 (2008), pp. 216–240. [25] Eran Regev et al. “Maxillary sinus complications related to endosseous implants.” Em: Internati- onal Journal of Oral & Maxillofacial Implants 10.4 (1995). [26] Arne Ridell, Kerstin Gröndahl e Lars Sennerby. “Placement of Brånemark implants in the maxil- lary tuber region: anatomical considerations, sur- gical technique and long-term results”. Em: Cli- nical Oral Implants Research 20.1 (2009), pp. 94– 98. [27] Lars Sennerby e Neil Meredith. “Implant sta- bility measurements using resonance frequency analysis: biological and biomechanical aspects and clinical implications”. Em: Periodontology 2000 47.1 (2008), pp. 51–66. [28] VF da Silva et al. “Placement of dental implants in the maxillary tuberosity: a systematic review”. Em: International Journal of Oral and Maxillo- facial Surgery 44.2 (2015), pp. 229–238. [29] Dennis G Smiler et al. “Sinus lift grafts and endosseous implants: Treatment of the atrophic posterior maxilla”. Em: Dental Clinics of North America 36.1 (1992), pp. 151–186. [30] Renée M Stach e Sean S Kohles. “A meta- analysis examining the clinical survivability of machined-surfaced and osseotite implants in poor-quality bone”. Em: Implant dentistry 12.1 (2003), pp. 87–96. [31] Robert B Summers. “A new concept in maxil- lary implant surgery: the osteotome technique.” Em: Compendium (Newtown, Pa.) 15.2 (1994), pp. 152–154. [32] Hilt Tatum Jr. “Maxillary and sinus implant reconstructions”. Em: Dental Clinics of North America 30.2 (1986), pp. 207–229. [33] Darryl C Tong et al. “A review of survival rates for implants placed in grafted maxillary sinuses using meta-analysis.” Em: International Journal of Oral & Maxillofacial Implants 13.2 (1998). [34] Jesus Fernandez Valeron e Pilar F Valeron. “Long-term results in placement of screw-type implants in the pterygomaxillary-pyramidal re- gion.” Em: International Journal of Oral & Ma- xillofacial Implants 22.2 (2007). [35] J Fernández Valerón e J Fernández Veláz- quez. “Placement of screw-type implants in the pterygomaxillary-pyramidal region: surgical pro- cedure and preliminary results”. Em: Internati- onal Journal of Oral and Maxillofacial Implants 12 (1997), pp. 814–819. 58
- 59. CAPÍTULO 3. AVALIAÇÃOCLÍNICA DE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS COLOCADOS EM OSSO TIPO IV:UM ESTUDO RETROSPECTIVO (5-18 ANOS DE ACOMPANHAMENTO) [36] Alfonso Venturelli. “A modified surgical protocol for placing implants in the maxillary tuberosity”. Em: The International journal of oral & maxil- lofacial implants 11 (1996), pp. 743–749. [37] Stephen S Wallace e Stuart J Froum. “Effect of maxillary sinus augmentation on the survival of endosseous dental implants. A systematic re- view”. Em: Annals of periodontology 8.1 (2003), pp. 328–343. [38] Dietmar Weng et al. “A prospective multicen- ter clinical trial of 3i machined-surface implants: results after 6 years of follow-up.” Em: Interna- tional Journal of Oral & Maxillofacial Implants 18.3 (2003). [39] VB Ziccardi e NJ Betts. “Complications of ma- xillary sinus grafting.” Em: IntJOralMaxillofac Surg 3 (1999), pp. 1–12. 59
- 60. 4 O USODO TITÂNIO NA IMPLANTODONTIA Ariany Antunes Martins1 , IME2 , ORCID 0000-0002-5188-3734; Carlos Nelson Elias, IME2 , ORCID 0000-0002-7560-6926; Késia Simões Ribeiro, IME2 , ORCID 0000-0001-9129-2237. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.595035 COMO CITAR MARTINS, A. A.; ELIAS, C. N.; RIBEIRO, K. S.. O USO DO TITÂNIO NA IMPLANTODONTIA. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 60-66. Tópicos 4.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 61 4.2 Metodologia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 61 4.3 A Implantodontia e os biomateriais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 62 4.4 O titânio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 63 4.5 Osseointegração . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 64 4.6 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 65 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 66 RESUMO O objetivo da Odontologia moderna é restabelecer o paciente com contorno, função, conforto, estética, fonação e saúde normais. O que torna a implantodontia única é a habilidade em atingir esse objetivo mesmo com condições desfavoráveis, como atrofia, doença ou injúria do sistema estomatognático. Entretanto, quanto mais dentes o paciente perde, mais desafiadora essa tarefa se torna. Por isso a necessidade do desenvolvimento de materiais para a fabricação de implantes dentais que favoreçam o restabelecimento da função mastigatória, o mais breve possível. Dentre os biomateriais atualmente aplicados em implantodontia, o titânio comercialmente puro (TiCP) e suas ligas, com destaque para a liga (Ti-6Al-4V), são os mais usados. O titânio é um metal que apresenta baixo peso, alta proporção de resistência/peso, baixo módulo de elasticidade, excelente resistência à corrosão, excelente biocompatibilidade, e facilidade de corte e acabamento. Devido a estas características, é o material mais amplamente utilizado na fabricação de implantes dentais, na forma comercial de puro titânio 1 Email: ariany.martins@ime.eb.br 2 Instituto Militar de Engenharia
- 61. CAPÍTULO 4. OUSO DO TITÂNIO NA IMPLANTODONTIA (ticp) ou como liga metálica. Um aspecto interessante dos implantes de titânio (Ticp ou Ti-6Al-4V) é que, imediatamente após sua exposição ao ar, uma camada de óxido é formada sobre a superfície Desta forma, esta revisão de literatura busca apresentar o uso do titânio na implantodontia e o porquê é considerado um material de escolha para a fabricação de implantes dentais. Palavras-chave: Implantodontia, Titânio, Implantes dentários. 4.1 Introdução Restabelecer a saúde bucal do paciente mutilado pela perda dentária sempre foi um grande desafio e mesmo com a evolução das politicas preventivas em saúde bucal se observa a crescente necessidade de reposição de dentes perdidos, que tendência a métodos cada vez mais sofisticados. Em meio a esse cenário, surgiu a implantodontia como ciência, graças as constatações de Branemark sobre a interação biomaterial-osso, chamada de osseointegração [3]. O alto índice de sucesso utilizando implantes dentários tem sido bem documentado na literatura, o que tornou o tratamento com implantes altamente previsível, a implantodontia tem se mostrado uma técnica segura, reproduzível e estável, desde que bem executada e bem planejada. Porém, para que os implantodontistas tenham sucesso clínico é necessário que ocorra o fenômeno da osseointegração [7]. Osseointegração é um termo que pode ser utilizado para descrever a ancoragem de um implante endo-ósseo, suficiente para suportar cargas funcionais [12]. Dentre os materiais, o titânio comercialmente puro e suas ligas, apresentam excelentes propriedades mecânicas e boa resistência à corrosão, o que tem motivado seu uso em diversos procedimentos médicos e odontológicos [20]. O titânio é um metal que apresenta baixo peso, alta proporção de resistência/peso, baixo módulo de elasticidade, excelente resistência à corrosão, excelente biocompatibilidade, e facilidade de corte e acabamento. Devido a estas características, é o material mais amplamente utilizado na fabricação de implantes dentais, na forma comercial de puro titânio (Ticp) ou como liga metálica. A liga mais utilizada (titânio-6 alumínio-4 vanádio [Ti-6Al-4V]) é composta de 90% de titânio, 6% de alumínio (diminui o peso específico e melhora o módulo de elasticidade) e de 4% de vanádio (diminui a condutividade térmica e aumenta a dureza) [13]. Um aspecto interessante dos implantes de titânio (Ticp ou Ti-6Al-4V) é que, imediatamente após sua exposição ao ar, uma camada de óxido é formada sobre a superfície (cerca de 2 a 5 mm de espessura). Esta camada é o material que está em contato com os tecidos do corpo, desempenhando um papel importante na resistência à corrosão, biocompatibilidade e osseointegração [13]. Dentro deste contexto, esta revisão de literatura busca apresentar a relação do titânio com a implantodontia e o porquê é considerado um material de escolha para a fabricação dos implantes dentais. 4.2 Metodologia Realizou-se uma revisão de literatura sobre implantodontia e especificamente sobre o titânio. Foram utilizados periódicos de livre acesso, disponíveis nas bases de dados científicas Medline, Lilacs, Bireme, BBO e 61
- 62. CAPÍTULO 4. OUSO DO TITÂNIO NA IMPLANTODONTIA Scielo, na língua portuguesa, sem limite de data. Inicialmente foi feita uma revisão bibliográfica utilizando palavras chaves relacionadas ao tema Implantodontia, Osseointegração e titânio. Foram incluídos artigos em português e inglês, selecionados artigos considerados marcos históricos e artigos publicados nos últimos quinze anos. 4.3 A Implantodontia e os biomateriais A implantodontia tem como objetivo a melhora e manutenção da qualidade de vida. Este objetivo pode ser alcançado através da prevenção do desenvolvimento do processo doença, do alívio da dor e do aperfeiçoamento da eficiência mastigatória. Tendo em vista que muitos desses objetivos requerem a reposição ou alteração da estrutura dentária existente, e um grande desafio tem sido o desenvolvimento de materiais biocompatíveis, capazes de suportar as condições adversas do ambiente bucal. Devido a isso, a busca por materiais que possuam propriedades compatíveis com o ambiente da cavidade bucal tem sido um desafio constante e o objetivo de inúmeros estudos. O sentido do termo biomaterial representa e define qualquer substância ou material, utilizados por períodos curtos ou longos, objetivando o tratamento ou a reposição de quaisquer tecidos, órgãos ou funções do corpo, desde que não sejam drogas ou medicamentos. Nesta visão generalista, todos os materiais empregados na odontologia em procedimentos que restabelecem a forma e/ou função o sistema estomatognático se enquadram nesse conceito. O contato destes materiais com os tecidos bucais os tornam tão específicos e semelhantes aos utilizados na ortopedia, em próteses cardiovasculares, em cirurgia plástica e na oftalmologia. Ressalta-se, entretanto, a complexidade do ambiente bucal, principalmente devido ao ecossistema e à condição corrosiva da saliva e de outros fluidos, diferenciando-se significativamente. Os materiais odontológicos deveriam atender aos requisitos pelas definições de biomaterial, biocompatibilidade e biofuncionalidade [16]. Entre os diferentes tipos de matérias-primas disponíveis para a obtenção de biomateriais, a classe dos metais destaca-se por apresentar excelente desempenho mecânico, como alta resistência à fadiga e à fratura. Devido a estas características, os metais têm sido amplamente utilizados como componentes estruturais visando à substituição, reforço ou estabilização de tecidos rígidos, os quais são constantemente submetidos a altas cargas de tração e compressão. Neste âmbito, as aplicações mais comuns incluem fios, parafusos e placas para fixação de fraturas, implantes dentários e próteses para substituição de articulações. Atualmente, os metais mais utilizados na área médica e odontológica são os grupos dos aços inoxidáveis, as ligas de titânio e o titânio comercialmente puro, e as ligas à base de cobalto-cromo [18]. No caso de implantes dentários ou materiais ortodônticos, as ligas metálicas estão, ainda, suscetíveis às variações de temperatura e pH, presença de biofilme microbiano e às propriedades físicas e químicas dos alimentos. Estes meios podem ser agressivos aos metais, provocando a sua corrosão. Adicionalmente a estes fatores, grande parte dos implantes trabalha sob a ação de cargas mecânicas que geram atrito, deslizamento e, consequentemente, a possível liberação de partículas metálicas [19]. 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. O recobrimento destas superfícies com hidroxiapatita e o polimento eletroquímico reduzem a tendência de liberação de íons. Na presença de qualquer sinal ou sintoma 62
- 63. CAPÍTULO 4. OUSO DO TITÂNIO NA IMPLANTODONTIA de reação adversa a uma liga metálica odontológica, deve-se pesquisar a composição desta, realizar testes de alergia e optar por materiais não-metálicos ou que não contenham o elemento agressor [14]. Além da possível corrosão e liberação de íons metálicos, como já mencionado, outra limitação observada nos metais diz respeito à disparidade entre o valor do módulo de elasticidade dos metais e os ossos. É bem conhecido que a transferência de tensão entre um implante e um osso não é homogênea quando os módulos de Young do dispositivo de implante e do osso são diferentes; isso é definido como stress–shielding. Em tais condições, no osso ocorre a atrofia e leva ao afrouxamento do implante e refração do osso [15]. 4.4 O titânio O Ti face às suas características de elevada tenacidade, baixa densidade, resistência à corrosão, opacidade, inércia química, toxicidade nula, elevado ponto de fusão, alto índice de refração e alta capacidade de dispersão, possui diversificado campo de utilização [9]. Na forma de metal e suas ligas, cerca de 60% do Ti são utilizados nas indústrias 2.0 aeronáuticas e aeroespaciais. Este metal e suas ligas são aplicados na fabricação de peças para motores e turbinas, fuselagem de aviões e foguetes. O restante é utilizado nas seguintes indústrias [9]: química: devido à sua resistência à corrosão e ao ataque químico; naval: onde o Ti metálico é empregado em equipamentos submarinos e de dessalinização de água do mar; nuclear: neste caso o Ti é empregado na fabricação de recuperadores de calor em usinas de energia nuclear; metalúrgica: o Ti metálico ligado com cobre, alumínio, vanádio, níquel e outros, proporciona qualidades superiores aos outros produtos que possuem as mesmas aplicações. Outra aplicação, que se dá somente com o rutilo, é no revestimento de eletrodos para soldagem. Os implantes de titânio comercialmente puro (TiCP) com superfície usinada foram desenvolvidos por Bränemark et al. (1969) nos trabalhos iniciais sobre osseointegração [1]. Inicialmente os implantes foram instalados na região anterior de maxila e mandíbula unidos para uma melhor distribuição das cargas mastigatórias. O sucesso desta técnica levou a realização de implantes osseointegraveis para reabilitações de pacientes edentados parciais através de próteses parciais fixas ou unitárias, instalando os implantes em regiões de menor qualidade óssea, como a região posterior de maxila. Na medicina, são utilizados dispositivos para implantes substituindo tecidos duros danificados. Os exemplos incluem próteses de quadril, articulações de joelhos, placas para fixação de fraturas de ossos, parafusos para fixação de fraturas, válvulas de prótese cardíaca, marca passos, corações artificiais. A principal liga de titânio utilizada é a Ti-6Al-4V, entretanto, para aplicações como implantes permanentes essa liga tem um possível efeito tóxico, resultando na liberação de vanádio e alumínio para o corpo [6]. Esses elementos podem ser prejudiciais para a saúde dos seres humanos no caso de longos períodos de exposição interna. O Ticp é considerado o melhor material metálico biocompatível porque sua superfície tem propriedades que resultam na formação espontânea de um óxido estável e inerte. As principais propriedades físicas de titânio responsáveis pela biocompatibilidade são: baixo nível de condutividade, alta resistência à corrosão e baixa tendência à formação de íons em ambientes aquosos. Além disso, a superfície coberta do filme passivo é apenas ligeiramente carregada negativamente em pH fisiológico [6]. A microestrutura do titânio a baixa temperatura é constituída por uma fase α com estrutura hexagonal compacta (HCP) até 883 °C, acima da qual se transforma na fase β, que possui uma estrutura cúbica de 63
- 64. CAPÍTULO 4. OUSO DO TITÂNIO NA IMPLANTODONTIA corpo centrado (CCC). Uma fase intermediária α + β pode ser encontrada durante a transição de fase [2]. Em relação às propriedades mecânicas, o titânio comercialmente puro (Ticp) (fase α) é mais fraco do que quando encontrado em ligas, porém apresenta uma maior resistência à corrosão. O titânio cp apresenta, de acordo com, cerca 176,82 HV de dureza e exibe quatro graus de classificação de acordo com a Sociedade Americana de Testes e Materiais (ASTM). O nível que é mais utilizado como biomaterial é o grau 2, o mesmo possui propriedades equilibradas de resistência mecânica e maior resistência à corrosão e erosão, além disso pode ser tranquilamente trabalhado à frio [2]. A norma técnica ASTM F67 classifica o Ticp para aplicações médicas em quatro graus, G1–G4. No entanto, o Ticp não é utilizado em aplicações médicas que envolvem altas tensões, como próteses ortopédicas. Nesses casos, Ti G5 (liga Ti-6Al-4V) é a melhor escolha devido à sua alta resistência mecânica, que garante a transmissão de carga aos tecidos ósseos por um longo tempo, necessária quando os tecidos duros danificados são substituídos por próteses. A norma ASTM F136 especifica os requisitos do TiG5 (Ti–6Al–4V) para aplicações biomédicas [5]. Esta liga possui boas propriedades mecânicas, mas apresenta um possível efeito tóxico do vanádio e alumínio liberados [16]. Por esta razão, ligas de Ti isentas de vanádio e alumínio têm sido propostas para aplicações em biomateriais. A desvantagem do Ti graus 1–4 (Ticp) para implantes dentários inclui maior módulo de Young, resistência mecânica relativamente baixa, baixa resistência ao desgaste [5]. Devido aos efeitos tóxicos da do Ti G5, uma liga Ticp grau 4 modificada foi proposta. Esta liga modificada endurecida por trabalho a frio (Ti G4 Hard) foi desenvolvida com o objetivo de unir a excelente resistência mecânica do Ti G5 com a resistência à corrosão do Ticp G4. 4.5 Osseointegração A introdução do conceito da osseointegração, por Bränemark, é possível reabilitar pacientes parcial- mente ou totalmente endentados, repondo os dentes perdidos. As características da osseointegração podem variar de acordo com a quantidade e qualidade do contato direto osso-implante e de fenômenos celulares como regeneração, reparação e remodelação, adequados em intensidade e frequência. O mecanismo de reparação óssea afirmando que o tecido ósseo em geral, possui um alto potencial de reparação e consequentemente de regeneração, para isso depende da presença de células sanguíneas adequadas, nutrição e estímulos apropriados, este processo de reparação tecidual está vinculado à presença de células mesenquimais e fatores de crescimento [8]. A regeneração óssea ao redor de implantes dentários envolve uma cascata de eventos biológicos celulares e extracelulares que se apresentam na interface osso-implante, até a superfície do implante ser totalmente coberta com um osso recém-formado. Esses acontecimentos biológicos incluem a ativação de processos osteogênicos como os dos processos convencionais de regeneração óssea. Esta sequência de eventos biológicos é regulada por fatores de crescimento e de diferenciação ativados pelas células sanguíneas presentes na interface osso-implante. Este processo de reparação é descrito por Mavrogenis et al. (2009) [11]. Com o implante em função inicialmente este processo de reabsorção, aposição e remodelação óssea é constante, temos assim presença de osteoblastos, osteoclastos, osteócitos, células mesenquimais multipotentes presentes no sangue que migram para essa região e se diferenciando de acordo com a necessidade e estímulo adequados, estabelecendo nova circulação sanguínea [21]. 64
- 65. CAPÍTULO 4. OUSO DO TITÂNIO NA IMPLANTODONTIA Para que este processo descrito ocorra de maneira favorável, alguns pré-requisitos são relevantes como, por exemplo, evitar o superaquecimento ósseo, pois este leva a formação de uma área extensa de tecido necrótico, aumentando assim a intensidade de ação de osteoclastos, desequilibrando a mecânica de reabsorção e neoformação óssea e, se faz necessário também a ausência total de tecido conjuntivo nesta interface osso-implante. Diante dessas situações, temos a formação de tecido fibroso, não existindo, portanto, a osseointegração [4]. Este processo que se traduz em um tipo de regeneração óssea pode variar com diversos fatores, estes podem estar relacionados ao paciente, aos implantes, ao tipo de reabilitação protética, aos princípios de biossegurança e assepsia. Além disso, a determinação exata de qual fator foi o responsável pelo insucesso torna-se difícil, pois, existem fatores que interferem na osseointegração que interagem entre si e na grande maioria das vezes tem-se também a intervenção de fatores de difícil controle como as condições clínicas no pré-operatório e pós-operatórios [10]. É criterioso observar itens que podem interferir no metabolismo da osseointegração, alguns podem inviabilizar a opção cirúrgica e outros podem apenas prorrogar a intervenção ou prolongar o tempo de tratamento. Estes fatores são diversos, como por exemplo, a idade, o sexo, presença de doenças cardiovasculares entre outras, no entanto, algumas cardiopatias requerem apenas uso de profilaxia antibiótica para evitar endocardite bacteriana e outras como cardiopatias congênitas, valvulopatias e miocardiopatias obstrutivas contra indicam o procedimento cirúrgico, nestes casos a decisão cirúrgica é do cardiologista [4]. De modo, os metais sofrem oxidação com diferentes velocidades e formam uma camada de óxido com densidade e espessura que variam com sua capacidade de reagir com o oxigênio. Ao entrar em contato com ar e a água, o titânio sofre um processo rápido, passivo e limitado de oxidorredução. Esse processo permite a formação de uma fina camada (5 nm a 10 nm) de óxido de titânio na superfície metálica do implante, isto é, o metal perde elétrons (reação anódica), enquanto o oxigênio da água sofre redução. A camada de óxido de titânio, por ser extremamente densa e aderente ao substrato, não provoca fragilidade na estrutura metálica. A rápida oxidação e o tipo de óxido formado são os responsáveis pela interação eficiente com o meio biológico. A maior diferença entre o óxido de titânio e outros óxidos metálicos é a sua capacidade de quebrar ligações entre átomos da água e dos fluidos corporais, e permitir a formação de cargas positivas e negativas, as quais permanecem na sua superfície. Assim, a superfície do implante de titânio se recobre de íons positivos e negativos, e se apresenta pronto para interagir quimicamente – no começo, com íons e proteínas plasmáticas, depois com as proteínas da matriz óssea que serão produzidas por osteoblastos. O implante de titânio possui a capacidade de osseointegrar porque possui uma fina camada de óxido (camada de passivação) que impede a perda de íons do metal para o ambiente e protege, permitindo sua interação com o meio biológico [17]. 4.6 Conclusões O estudo que por ora se desenvolveu teve como proposta fazer uma breve revisão do titânio na implantodontia, baseada na osseointegração e na biocompatibilidade do material. 65
- 66. CAPÍTULO 4. OUSO DO TITÂNIO NA IMPLANTODONTIA Referências [1] T Albrektsson et al. “Osseointegrated titanium implants: requirements for ensuring a long- lasting, direct bone-to-implant anchorage in man”. Em: Acta Orthopaedica Scandinavica 52.2 (1981), pp. 155–170. [2] José Roberto de Oliveira Bauer. “Propriedades mecânicas do titânio comercialmente puro e da liga Ti-6Al-4V fundidos em diferentes ambien- tes”. Tese de dout. Universidade de São Paulo, 2007. [3] Luis Eduardo Carneiro Campos e Hernado Va- lentim da Rocha Júnior. “Osseointegração, On- tem e Hoje: Perspectivas Futuras”. Em: Revista da AcBO-ISSN 2316-7262 1.2 (2013). [4] K DONATH et al. “Manual de Implantodontia”. Em: Clınica. Artmed (2003). [5] Carlos Nelson Elias et al. “Mechanical properties, surface morphology and stability of a modified commercially pure high strength titanium alloy for dental implants”. Em: Dental Materials 31.2 (2015), e1–e13. [6] CN Elias et al. “Biomedical applications of tita- nium and its alloys”. Em: Jom 60 (2008), pp. 46– 49. [7] COHEN, E. et al. Manual de Implantodontia Clínica. Artmed, 2003. [8] Karin A Hing. “Bone repair in the twenty–first century: biology, chemistry or engineering?” Em: Philosophical Transactions of the Royal Society of London. Series A: Mathematical, Physical and Engineering Sciences 362.1825 (2004), pp. 2821– 2850. [9] A Maia. “Balanço Mineral Brasileiro: Titânio”. Em: Agência Nacional de Mineração (ANM) (2001). [10] Vinıcius Martins et al. “Osseointegração: análise de fatores clınicos de sucesso e insucesso”. Em: Revista Odontológica de Araçatuba 32.1 (2011), pp. 26–31. [11] AF Mavrogenis et al. “Biology of implant os- seointegration”. Em: J Musculoskelet Neuronal Interact 9.2 (2009), pp. 61–71. [12] V.N MENDES e J.E. DAVIES. “Uma nova pers- pectiva sobre a biologia da osseointegração”. Em: Revista da AcBO-ISSN 2316-7262 70 (2016). [13] C E Misch. Bone character: second vital implant criterion. Vol. 7. 5. Dent today, 1988, pp. 39–40. [14] Liliane Siqueira de Morais, Glaucio Serra Gui- marães e Carlos Nelson Elias. “Liberação de ıons por biomateriais metálicos”. Em: Revista Den- tal Press de Ortodontia e Ortopedia Facial 12 (2007), pp. 48–53. [15] Mitsuo Niinomi e M Nakai. “Titanium-based bio- materials for preventing stress shielding between implant devices and bone”. Em: International journal of biomaterials 2011 (2011). [16] Rodrigo L. ORÉFICE. Biomateriais fundamen- tos e aplicações. Rio de Janeiro, 2012. [17] Debora Baptista Pereira et al. “Estudo de filmes de policaprolactona carreados com atorvasta- tina para potencial aplicação em regeneração tecidual”. Em: (2020). [18] Ana Luiza R Pires, Andréa CK Bierhalz e Ân- gela M Moraes. “Biomateriais: tipos, aplicações e mercado”. Em: Quımica nova 38 (2015), pp. 957– 971. [19] William F Smith e Javad Hashemi. Fundamen- tos de engenharia e ciência dos materiais. Amgh Editora, 2013. [20] Samuel G Steinemann. “Titanium—the mate- rial of choice?” Em: Periodontology 2000 17.1 (1998), pp. 7–21. [21] Urbino Tunes. “Implantodontia”. Em: Journal of Dentistry & Public Health 8 (jun. de 2017). doi: 10.17267/2596- 3368dentistry.v8i0. 1441. 66
- 67. 5 FUNCIONALIZAÇÃO DESUPERFÍCIES DE Ti-6Al-4V POR INCORPORAÇÕES DE ÍONS E/OU PARTÍCU- LAS EM REVESTIMENTOS OBTIDOS POR ANODI- ZAÇÃO ASSISTIDA POR PLASMA: UMA REVISÃO Kennedy Queiros Pessoa1 , UFRGS2 , ORCID 0000-0001-6328-2867; Joel da Silva Rodrigues, IFRS3 , ORCID 0000-0003-4037-8879; Célia de Fraga Malfatti, UFRGS2 , ORCID 0000-0002-0819-479X. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.597551 COMO CITAR PESSOA, K. Q.; RODRIGUES, J. S; MALFATTI, C. F.. FUNCIONALIZAÇÃO DE SUPERFÍCIES DE Ti-6Al-4V POR INCORPORAÇÕES DE ÍONS E/OU PARTÍCULAS EM REVESTIMENTOS OBTIDOS POR ANODIZAÇÃO ASSISTIDA POR PLASMA: UMA REVISÃO. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 67-77. Tópicos 5.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 68 5.2 Plasma Electrolytic Oxidation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 69 5.3 Eletrólitos e incorporações . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 70 5.4 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 74 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 75 RESUMO Neste trabalho serão discutidos os principais artigos que envolvem revestimentos obtidos por anodi- zação assistida por plasma (PEO), com adição ou incorporação de elementos específicos, em substratos de Ti-6Al-4V visando aplicações biomédicas. Todavia, deixar-se-á as aplicações abertas para se descobrir como a 1 Email: engkennedypessoa@gmail.com 2 Universidade Federal do Rio Grande do Sul 3 Instituto Federal de Educação, Ciência e Tecnologia do Rio Grande do Sul
- 68. CAPÍTULO 5. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES DE TI-6AL-4V POR INCORPORAÇÕES DE ÍONS E/OU PARTÍCULAS EM REVESTIMENTOS OBTIDOS POR ANODIZAÇÃO ASSISTIDA POR PLASMA: UMA REVISÃO incorporação de íons vem sendo empregada em Ti-6Al-4V e PEO nos últimos 10 anos. A PEO é capaz de produzir um revestimento cerâmico espesso, duro e denso em substratos de titânio e suas ligas. O processo PEO usa eletrólitos fracos alcalinos ou ácidos, que são ecologicamente corretos, e produzem revestimentos de óxidos que são formados sob aplicação de altas tensões elétricas. O processo PEO é considerado uma ótima abordagem para aplicações biomédicas, eletrônicas, aeroespaciais e automotivas. Os principais parâmetros/variáveis que afetam a qualidade da camada de óxido produzida no PEO são: eletrólito, potencial, corrente, tempo de processamento e rugosidade da superfície. O PEO proporciona também a possibilidade de se incorporar elementos, como Sr, Zn e Ca, nas ligas de titânio para diversas aplicações, sendo implantes médicos uma delas. Essas incorporações podem ser oriundas de adições no eletrólito do PEO, ou, até mesmo, a partir do próprio eletrólito. Para aplicações biomédicas os eletrólitos eram, em sua maioria, a base de cálcio e fosfatos, além de outros elementos para incorporação (como Zn e Mg), para promover a formação de HA, que já garante propriedades biomédicas. Nas pesquisas consultadas os principais elementos incorporados foram: Zn, Mg, Zr, W, Cu, Sr, Mn, B, S e Si. Palavras-chave: PEO, MAO, Ti6Al4V, Incorporação. 5.1 Introdução Uma técnica nova e promissora para tratamento eletroquímico da superfície é o processo de anodização assistida por plasma (Plasma Electrolytic Oxidation - PEO), capaz de produzir um revestimento cerâmico espesso, duro e denso em ligas de titânio, alumínio, magnésio e outros substratos de ligas leves. Essa técnica também é denominada frequentemente de Micro-Arc Oxidation (MAO), Plasma Chemical Oxidation (PCO), ou também Anodic Oxidation by Spark Discharge [20]. O processo PEO faz uso de eletrólitos alcalinos fracos ou eletrólitos ácidos fracos, que são ecologica- mente corretos, e produzem revestimentos de óxidos que são formados sob aplicação de altas tensões elétricas. Durante o processo de PEO, a espessura do óxido formado na superfície do substrato cresce na faixa de dezenas a centenas de mícrons, o que pode elevar a resistência à corrosão, resistência ao desgaste e propriedades de barreira térmica. DadoS os métodos de se produzir o PEO, ele tem sido considerado uma ótima abordagem para aplicações biomédicas, eletrônicas, aeroespaciais e automotivas do que outros tratamentos convencionais de modificação da superfície [20]. O Plasma Electrolytic Oxidation proporciona muitas vantagens: uma grande gama de propriedades de revestimento, resistência ao desgaste, resistência à corrosão; não causa a deterioração de propriedades do substrato onde foi produzida; alta resistência de ligação metalúrgica na interação revestimento-substrato; possibilita o processamento de peças com geometria complexa e de grande tamanho; o procedimento experi- mental e os equipamentos são simples e fáceis de operar; não se faz necessário controle atmosférico e nem vácuo; como já dito, é uma técnica ecologicamente correta, devido ao uso de eletrólitos alcalinos, e nenhuma exaustão nociva é ocasionada pelo processo [19]. Os revestimentos gerados por PEO são caracterizados por uma estrutura porosa e a evolução dos poros é definida pelas características da descarga empregada. O tamanho e a distribuição dos poros são influenciados pelo tipo de eletrólito usado e sua condutividade, tensão aplicada, tempo e estado da superfície do substrato, incluindo a rugosidade, tamanho dos grãos, tensão residual, elementos de liga, etc. [14]. 68
- 69. CAPÍTULO 5. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES DE TI-6AL-4V POR INCORPORAÇÕES DE ÍONS E/OU PARTÍCULAS EM REVESTIMENTOS OBTIDOS POR ANODIZAÇÃO ASSISTIDA POR PLASMA: UMA REVISÃO O PEO proporciona também a possibilidade de se incorporar elementos, como Sr, Zn e Ca, nas ligas de titânio para diversas aplicações, sendo implantes médicos uma delas. Essas incorporações podem ser oriundas de adições no eletrólito do PEO, ou até mesmo a partir do próprio eletrólito. Esse processo envolve a transformação da superfície em uma nova fase, ou o refinamento da microestrutura superficial para alterar as propriedades da superfície. A camada de óxido porosa é formada, em sua maioria, a partir do material base, nesse caso o Ti-6Al-4V, e em menor proporção pelos compostos presentes no eletrólito [22]. Neste trabalho serão discutidos os principais artigos que envolvem revestimentos obtidos por PEO, com dopagem ou incorporações de elementos específicos, em substratos de Ti-6Al-4V visando aplicações biomédicas. Todavia deixar-se-á as aplicações abertas para se descobrir com quais finalidades a incorporação de íon vem sendo empregada em Ti-6Al-4V e PEO nos últimos 10 anos. 5.2 Plasma Electrolytic Oxidation O processo de PEO produz a formação eletroquímica de camadas de óxido em metais e suas ligas a partir de sparks e descargas de micro arco. Esse método permite criar camadas de óxidos protetores, e também cataliticamente ativas. O uso de PEO permite a criação de camadas de óxidos de composição desejada, a partir da composição do eletrólito escolhido e empregado. Todavia, durante o PEO, é criado uma camada intermediária de óxidos do metal ou liga utilizada, e essa camada situa-se entre o substrato e a camada de revestimento funcional externa, o que procede à formação de camadas de revestimento onde a fase ativa está localizada na camada mais externa do revestimento [23]. O PEO, por ser um processo eletroquímico que envolve a eletrólise de uma solução aquosa acompanhada de processos nos eletrodos, libera hidrogênio gasoso e a oxidação do metal ou liga acontece na superfície anódica enquanto a liberação de H2 ocorre na superfície catódica [10]. Na figura 5.1 podemos observar uma representação esquemática do aparato necessário à execução do PEO. ] Figura 5.1 – Representação esquemática do procedimento PEO. Fonte: Grupo de PEO do LAPEC-UFRGS Na figura 5.1, observa-se que como cátodo é utilizado uma tela de aço, o que possibilita que o fluxo elétrico em qualquer parte do eletrólito seja direcionado para a amostra ensaiada presente no cachimbo. O 69
- 70. CAPÍTULO 5. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES DE TI-6AL-4V POR INCORPORAÇÕES DE ÍONS E/OU PARTÍCULAS EM REVESTIMENTOS OBTIDOS POR ANODIZAÇÃO ASSISTIDA POR PLASMA: UMA REVISÃO banho termostático com espira de aço faz parte do sistema de resfriamento necessário durante o PEO. O processo de PEO possui 3 parâmetros que influenciam o resultado obtido no PEO, sendo eles: o material do substrato, o eletrólito escolhido e o regime elétrico. Um dos principais parâmetros na síntese de revestimentos por PEO é a tensão aplicada. É demonstrado que ao se aumentar a tensão o tamanho dos poros aumenta e o número de poros diminui. A intensidade da tensão aplicada afeta também a composição das fases das camadas de óxido. A aplicação de tensão anódica e catódica tem impacto relevante nas propriedades estruturais, físicas e químicas da camada formada através de PEO, na qual a fonte de alimentação de corrente de pulso é empregada [21]. 5.3 Eletrólitos e incorporações Tabela 6 – Eletrólitos e incorporações. Autores Ano Eletrólito Incorporações da pesquisa Mu M, Liang J, Zhou X, Xiao Q [11] 2013 20.0 g/l Na3PO4, 2.0 g/l KOH in distilled water with the addition of 20.0 g/l submicron sized MoS2 particles, 100 ml/l ethanol e 0.5 g/l additive MoS2 particles Zhou L, Lü GH, Mao FF, Yang SZ [30] 2014 aqueous electrolyte containing 0.02 mol/L β-glycerophosphate disodium (β-GPNa2), 0.2 mol/L calcium acetate (Ca(CH3COO)2·H2O), (0,50 mg/L e 5 mg/L nos eletrólitos 1, 2 e 3, respectivamente), nano-Ag (0,50 mg/L e 5 mg/L nos eletrólitos 1, 2 e 3, respectivamente) nano-Ag (0, 50 mg/L e 5 mg/L nos eletrólitos 1, 2 e 3, respectivamente) Muhaffel F, Kaba M, Cempura G, Derin B, Kruk A,Atar E, Cimenoglu H [12] 2019 MAO (10 g/L Na2SiO3, 5 g/L Na3PO4 pH 12.38); MAO-Al (10 g/L Na2SiO3, 5 g/L Na3PO4, 10 g/L α-Al2O3 pH 12.37); MAO-Zr (10 g/L Na2SiO3, 5 g/L Na3PO4, 10 g/L m-ZrO2 pH 12.37) 10 g/L de α-Al2O3 ou m-ZrO2 Wang R, Zhou T, Liu J,Zhang X, Long F,Liu L [24] 2021 4 g/L Na2SiO3.9H2O, 10 g/L (NaPO3)6 and 10 g/L NaAlO2; 4 g/L Na2SiO3.9H2O, 10 g/L (NaPO3)6, 10 g/L NaAlO2 and 4 g/L Na2WO4.2H2O 4 g/L Na2WO4 .2H2O 70
- 71. CAPÍTULO 5. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES DE TI-6AL-4V POR INCORPORAÇÕES DE ÍONS E/OU PARTÍCULAS EM REVESTIMENTOS OBTIDOS POR ANODIZAÇÃO ASSISTIDA POR PLASMA: UMA REVISÃO Matykina E, Arrabal R, Mingo B, Mohedano M, Pardo A, Merino MC [8] 2016 C4H6CaO4- 0.12 M, (NaPO3)6- 0.01 M, KOH - 0.018 M e C4H6CaO4- 0.12 M, (NaPO3)6- 0.01 M, KOH - 0.018 M, C6H15NO3- 5 mL/L Ca e P Chen X, Liao D, Jiang X, Zhang D, Shi T [1] 2020 Sodium tungstate inincreasing concentrations from 1 to 5 g/l was dispersed in asodium silicate (Na2SiO3)–sodium phosphate (Na3PO4) system W Park SY, Choe HC [16] 2020 Calcium Acetate variando entre 0.1200, 0.1350, 0.1425 e 0.1500 mol/L, Calcium Glycerophosphate variando 0.0200 mol/L, Magnesium Acetate variando entre 0, 0.0075, 0.0150 e 0.0300 mol/L, Sodium Metasilicate variando entre 0 e 0.0010 Ca, P, Si e Mg Liang T, Wang Y, Zeng L, Liu Y,Qiao L, Zhang S, Zhao R,Li G, Zhang R, Xiang J, Xiong F, Shanaghi A, Pan H,Zhao Y [7] 2020 11 g/L KOH and 10 g/L EDTA-CuNa2. 15g/L and 5g/L phytic acid copper contents of 1.01 wt% and 1.92 wt% Wang Y, Zhao S, Li G,Zhang S, Zhao R, Dong A, Zhang R [25] 2020 The electrolyte solution consisted of phytic acid variando entre 5, 8 e 11 g/L, KOH variando entre 3, 6 e 9 g/L, EDTA-CuNa2 variando entre 2, 6 e 10 g/L, and EDTA-ZnNa2 variando entre 2, 6 e 10. Cu, Zn e P Fazel M, Shamanian M, Salimijazi HR [3] 2020 .1 M Ca(CH3COO)2.H2O, 0.05 M C3H7CaO6P·H2O, 0.15 MC10H18N2Na2O10 and 20 g/l NaOH Ca e P 71
- 72. CAPÍTULO 5. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES DE TI-6AL-4V POR INCORPORAÇÕES DE ÍONS E/OU PARTÍCULAS EM REVESTIMENTOS OBTIDOS POR ANODIZAÇÃO ASSISTIDA POR PLASMA: UMA REVISÃO Li R,Ying B, Wei Y,Xing H, Qin Y,Li D [6] 2020 The first group is 0.085 M calcium acetate ((CH3COO)2·Ca) and 0.01 M β-glycerophosphate disodium (β-GP), with the addition of 0.03 M strontium acetate ((CH3COO)2·Sr), The second group is 0.02 M (CH3COO) 2·Ca, 0.015 M (CH3COO)2·Sr, 0.045 M sodium silicate(NaSiO3·9H2O), 0.375 M sodium hydroxide (NaOH), and 0.045 Methylenediamine tetra-acetic acid disodium salt (EDTA-2Na). Sr Kaseem M, Choe HC [5] 2021 electrolyte solution consisting of Ca, P, Zn, Mg, Sr, and Mn species. To prepare 7 ions solution, calcium acetate (0.12 M), calcium glycerophosphate(0.019 M), zinc acetate (0.0075 M), magnesium chloride (0.0075 M), manganese acetate (0.0075 M), and sodium metasilicate (0.001 M) were mixed together in 1000 mL of distilled water. Ca, P, Zn, Mg, Sr e MN Zhang R, Zhong S, Zeng L, Li H,Zhao R, Zhang S, Duan X, Huang J, Zhao Y [29] 2021 H12Phyand 15 g/L, Na2MgY variando entre 5, 10, 15 e 20 g/L e KOH variando entre 0, 2, 5, 8 e 11 Mg Faverani LP, Silva WP, de Sousa CA, Freitas G, Bassi AP, Shibli JA, Barão VA, Rosa AL, Sukotjo C, Assunção WG [2] 2022 The electrolyte solution was prepared bydissolving Ca(NO3)24H2O, NH4H2PO4 (3.6×104M) in 1 L of distilled water, with a molarratio of 1.67 Ca e P 72
- 73. CAPÍTULO 5. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES DE TI-6AL-4V POR INCORPORAÇÕES DE ÍONS E/OU PARTÍCULAS EM REVESTIMENTOS OBTIDOS POR ANODIZAÇÃO ASSISTIDA POR PLASMA: UMA REVISÃO Quintero D, Galvis O, Calderón JA, Gómez MA, Castaño JG, Echeverría F, Habazaki H [17] 2015 P (NaH2PO2:10 g/L, EDTANa2:7.44 g/L, (CH3COO)2Ca:1.78 g/L, NaOH:4.04 g/L), P-Si (NaH2PO2:10 g/L, Na2SiO3:5 g/L) e P-S (NaH2PO2:10 g/L, Al2(SO4)3:10.6 g/L, NaOH:8.08 g/L) Ca, P, Si e S Yu JM, Kim HJ, Ahn SG, Choe HC [28] 2020 Calcium acetate monohydrate [Ca (CH3COO)2·H2O], calcium glycerophosphate (C3H7CaO6P), zinc acetate dehydrate [(CH3CO2)2Zn·2H2O], strontium acetate hemihydrate [Sr(CH3COO)2·0.5H2O], magnesium acetate tetrahydrate [(CH3COO)2Mg·4H2O], manganese (II) acetate tetrahydrate [Mn(CH3COO)2·4H2O], and sodium metasilicate nonahydrate (Na2SiO3·9H2O) Ca, P, Zn, Mn, Sr, Mg e Si Yu JM, Cho HR, Choe HC [27] 2022 Ca (CH3COO)2•H2O, C3H7NaCaO6P, Sr(CH3COO)2•0.5H2O, and Na2SiO3•9H2O Ca, P, Sr e Si Park SY, Choe HC [15] 2022 calcium acetate monohydrate and calcium glycerophosphate containing Si and Mg ions Si, Mg, Ca e P Nadimi M, Dehghanian C [13] 2021 sodium phosphate (Na3PO4) and sodium hydroxide (NaOH) were used as a base- electrolyte and conductivity-enhancer. In order to improve coating properties, ZrO2 and ZnO nanoparticles were added to the electrolyte. ZrO2 and ZnO nanoparticles Molaeipour P, Allahkaram SR, Akbarzadeh S [9] 2022 10 g/L NaAlO2, 4 g/L KOH, and 7.5 g/L boron carbide nanoparticles 7.5 g/L boron carbide nanoparticles 73
- 74. CAPÍTULO 5. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES DE TI-6AL-4V POR INCORPORAÇÕES DE ÍONS E/OU PARTÍCULAS EM REVESTIMENTOS OBTIDOS POR ANODIZAÇÃO ASSISTIDA POR PLASMA: UMA REVISÃO van Hengel IA, Laçin M, Minneboo M, Fratila- Apachitei LE, Apachitei I, Zadpoor AA [4] 2021 0.15 M calcium ac-etate and 0.02 M calcium glycerophosphate in 800 ml demineralized water supplemented with 1.0 M stron-tium acetate. Ca e Sr Ríos JM, Quintero D, Castaño JG, Echeverría F, Gómez MA [18] 2022 Na3PO4•12H2O 10 g/L, Ca(CH3COO)2.H2O 1.44 g/L e EDTANa2 variando entre 3.72, 7.44 e 11.16 g/L EDTA Yang C, Cui S, Wu Z,Zhu J, Huang J, Ma Z,Fu RK, Tian X, Chu PK, Wu Z [26] 2021 10 g of (NaPO3)6, 10 g of EDTA-2Na, 0/5/10/15 g of Ce(Ac)3, and 0/5/10 g of K2ZrF6 were mixed in 1 L of deionized water Ce e Zr 5.4 Conclusões A partir da revisão bibliográfica realizada, conclui-se que: • As adições de MoS2, K2ZrF6 e Ce(Ac)3 melhoram as propriedades tribológicas e produzem efeitos de lubrificantes; • A adição de nano-Ag melhora as propriedades mecânicas, a resistência à corrosão, não apresenta citotoxicidade e demonstra boa viabilidade celular e ação antibacteriana; • A incorporação de partículas de ZrO2 melhora a resistência à corrosão, ao desgaste, aumenta a rugosidade superficial e o contato de tecido ósseo com o implante; • Eletrólitos com acetato de cálcio e fosfatos favorecem a formação de HA, e ao se incorporar Zn e Mg aumenta-se essa formação de HA, melhora-se a resistência à corrosão, além também da fixação de células osteoblásticas na superfície de implantes com esse tratamento. A presença de P no eletrólito favorece também a incorporação de zinco na camada de óxido formada pelo processo PEO; • Em eletrólitos com KOH e Na2WO4 a presença de W beneficia o desempenho tribológico e reduz a porosidade. A incorporação de W possibilita a formação de camada bifásica, com a camada mais externa 74
- 75. CAPÍTULO 5. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES DE TI-6AL-4V POR INCORPORAÇÕES DE ÍONS E/OU PARTÍCULAS EM REVESTIMENTOS OBTIDOS POR ANODIZAÇÃO ASSISTIDA POR PLASMA: UMA REVISÃO funcionando como uma armadilha de elétron que melhora a atividade antibacteriana por meio da indução ROS; • Em outros eletrólitos a incorporação de W aumenta a espessura do revestimento, todavia não muda significativamente a composição de óxido, sendo os principais ainda o rutile e a anatase, e uma pequena quantidade de trióxido de tungstênio; • A adição de Cu2O melhora a morfologia da superfície e o desempenho anti-incrustante de ligas de Ti-6Al-4V, além de melhorar a ação antibacteriana. A adição de Zn e Cu num mesmo eletrólito gera, normalmente, efeito de competição entre esses elementos. Os revestimentos contendo Cu-Zn-P possuem excelentes habilidades antibacterianas e citocompatibilidade, todavia devem ser bem dosadas; • A adição de grafeno em eletrólitos à base de silicato e fosfato produz uma camada de óxido cerâmico densa, sendo esse revestimento composto principalmente de rutile e anatase. Essa adição contribui para o aumento da resistência ao desgaste da liga de titânio Ti-6Al-4V; • A adição de Sr em eletrólitos à base de fosfato e silicato promove rugosidade e hidrofilicidade em amostras de Ti-6Al-4V. Ocasiona também adesão, proliferação e diferenciação celular. Os revestimentos de fosfato apresentam melhor biocompatibilidade e atividade osteogênica em comparação com silicatos; • Os implantes biofuncionalizados com estrôncio apresentaram poros menores, espessura de camada de TiO2 mais fina, taxa de liberação de Ca2+ quatro vezes menor, predominantemente fases de TiO2 anatase e fases contendo Sr, em comparação com os implantes biofuncionalizados em eletrólitos contendo apenas espécies de Ca/P; • A adição de nanopartículas de carboneto de boro ao eletrólito reduz o tamanho e a densidade dos poros do revestimento. Agradecimentos Os autores agradecem à CAPES e ao CNPq. Referências [1] Xiaowen Chen et al. “Effect of tungsten do- ping on the performance of MAO coatings on a Ti6Al4V drill pipe”. Em: Surface Innovations 8.5 (2020), pp. 279–286. [2] Leonardo P. Faverani et al. “Mapping Bone Mar- row Cell Response from Senile Female Rats on Ca-P-Doped Titanium Coating”. Em: Materials 15.3 (jan. de 2022), p. 1094. issn: 1996-1944. doi: 10.3390/ma15031094. url: http://dx. doi.org/10.3390/ma15031094. [3] Mohammad Fazel, Morteza Shamanian e Hamid Reza Salimijazi. “Enhanced corrosion and tri- bocorrosion behavior of Ti6Al4V alloy by auto– sealed micro-arc oxidation layers”. Em: Biotri- bology 23 (2020), p. 100131. [4] Ingmar van Hengel et al. “The effects of plasma electrolytically oxidized layers containing Sr and Ca on the osteogenic behavior of selective laser melted Ti6Al4V porous implants”. Em: Mate- rials Science and Engineering: C 124 (mar. de 2021), p. 112074. doi: 10.1016/j.msec.2021. 112074. 75
- 76. CAPÍTULO 5. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES DE TI-6AL-4V POR INCORPORAÇÕES DE ÍONS E/OU PARTÍCULAS EM REVESTIMENTOS OBTIDOS POR ANODIZAÇÃO ASSISTIDA POR PLASMA: UMA REVISÃO [5] Mosab Kaseem e Han-Cheol Choe. “Accelera- tion of bone formation and adhesion ability on dental implant surface via plasma electrolytic oxidation in a solution containing bone ions”. Em: Metals 11.1 (2021), p. 106. [6] Ruiyan Li et al. “Comparative evaluation of Sr- incorporated calcium phosphate and calcium silicate as bioactive osteogenesis coating ortho- pedics applications”. Em: Colloids and Surfaces A: Physicochemical and Engineering Aspects 600 (2020), p. 124834. [7] Tao Liang et al. “Copper-doped 3D porous co- ating developed on Ti-6Al-4V alloys and its in vitro long-term antibacterial ability”. Em: Ap- plied Surface Science 509 (2020), p. 144717. [8] E Matykina et al. “In vitro corrosion perfor- mance of PEO coated Ti and Ti6Al4V used for dental and orthopaedic implants”. Em: Surface and Coatings Technology 307 (2016), pp. 1255– 1264. [9] Parisa Molaeipour, Saeed Allahkaram e Sajjad Akbarzadeh. “Corrosion inhibition of Ti6Al4V alloy by a protective plasma electrolytic oxida- tion coating modified with boron carbide nano- particles”. Em: Surface and Coatings Technology 430 (dez. de 2021), p. 127987. doi: 10.1016/j. surfcoat.2021.127987. [10] Golsa Mortazavi, Jiechao Jiang e Efstathios I Meletis. “Investigation of the plasma electrolytic oxidation mechanism of titanium”. Em: Applied Surface Science 488 (2019), pp. 370–382. [11] Ming Mu et al. “One-step preparation of TiO2/MoS2 composite coating on Ti6Al4V alloy by plasma electrolytic oxidation and its tribo- logical properties”. Em: Surface and Coatings Technology 214 (2013), pp. 124–130. [12] Faiz Muhaffel et al. “Influence of alumina and zir- conia incorporations on the structure and wear resistance of titania-based MAO coatings”. Em: Surface and Coatings Technology 377 (2019), p. 124900. [13] Mahdi Nadimi e Changiz Dehghanian. “Incor- poration of ZnO–ZrO2 nanoparticles into TiO2 coatings obtained by PEO on Ti–6Al–4V subs- trate and evaluation of its corrosion behavior, microstructural and antibacterial effects exposed to SBF solution”. Em: Ceramics International 47 (ago. de 2021). doi: 10.1016/j.ceramint. 2021.08.248. [14] TSN Sankara Narayanan, Jisoo Kim e Hyung Wook Park. “High performance corrosion and wear resistant Ti-6Al-4V alloy by the hybrid tre- atment method”. Em: Applied Surface Science 504 (2020), p. 144388. [15] Seon-Yeong Paek e Han-Cheol Choe. “Surface Characteristics of Dental Implant Doped with Si, Mg, Ca, and P Ions via Plasma Electrolytic Oxidation”. Em: Korean Journal of Metals and Materials 60 (abr. de 2022), pp. 263–271. doi: 10.3365/KJMM.2022.60.4.263. [16] Seon-Yeong Park e Han-Cheol Choe. “Functio- nal element coatings on Ti-alloys for biomateri- als by plasma electrolytic oxidation”. Em: Thin Solid Films 699 (2020), p. 137896. [17] David Quintero et al. “Control of the Physi- cal Properties of Anodic Coatings Obtained by Plasma Electrolytic Oxidation on Ti6Al4V Al- loy”. Em: Surface and Coatings Technology 283 (out. de 2015). doi: 10.1016/j.surfcoat.2015. 10.052. [18] Jesus Rios et al. “Effect of EDTA addition on the biotribological properties of coatings ob- tained from PEO on the Ti6Al4V alloy in a phosphate-based solution”. Em: Surfaces and Interfaces 30 (mar. de 2022), p. 101857. doi: 10.1016/j.surfin.2022.101857. [19] Pedro Bell Santos. “Anodização assistida por plasma (PEO) em liga de Ti6Al4V obtida por manufatura convencional e manufatura aditiva (DMLS), para aplicação biomédica”. Em: (2022). 76
- 77. CAPÍTULO 5. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES DE TI-6AL-4V POR INCORPORAÇÕES DE ÍONS E/OU PARTÍCULAS EM REVESTIMENTOS OBTIDOS POR ANODIZAÇÃO ASSISTIDA POR PLASMA: UMA REVISÃO [20] Soumya Sikdar et al. “Plasma electrolytic oxida- tion (PEO) process—processing, properties, and applications”. Em: Nanomaterials 11.6 (2021), p. 1375. [21] M Soleymani Naeini, M Ghorbani e E Cham- bari. “Synthesis of composite coating containing TiO 2 and HA nanoparticles on titanium subs- trate by AC plasma electrolytic oxidation”. Em: Metallurgical and Materials Transactions A 50 (2019), pp. 3310–3319. [22] B Ratna Sunil, A Sandeep Kranthi Kiran e See- ram Ramakrishna. “Surface functionalized tita- nium with enhanced bioactivity and antimicro- bial properties through surface engineering stra- tegies for bone implant applications”. Em: Cur- rent Opinion in Biomedical Engineering (2022), p. 100398. [23] IG Tarkhanova et al. “Ce-, Zr-containing oxide layers formed by plasma electrolytic oxidation on titanium as catalysts for oxidative desulfuri- zation”. Em: Surface and Coatings Technology 362 (2019), pp. 132–140. [24] Ruoyun Wang et al. “Bilayer microstructure of antibacterial TiO2 coating on Ti6Al4V fabri- cated via micro-arc oxidation in W-containing electrolytes”. Em: Surface and Coatings Tech- nology 413 (2021), p. 127094. [25] Yaping Wang et al. “Preparation and in vitro antibacterial properties of anodic coatings co- doped with Cu, Zn, and P on a Ti–6Al–4V al- loy”. Em: Materials Chemistry and Physics 241 (2020), p. 122360. [26] Chao Yang et al. “High efficient co-doping in plasma electrolytic oxidation to obtain long-term self-lubrication on Ti6Al4V”. Em: Tribology In- ternational 160 (mar. de 2021), p. 107018. doi: 10.1016/j.triboint.2021.107018. [27] Ji-Min Yu, Hye-Ri Cho e Han-Cheol Choe. “Elec- trochemical Characteristics of Sr/Si-doped Hy- droxyapatite Coating on the Ti Alloy Surface via Plasma Electrolytic Oxidation”. Em: Thin Solid Films 746 (fev. de 2022), p. 139124. doi: 10.1016/j.tsf.2022.139124. [28] Ji-Min Yu et al. “Plasma Electrolytic Oxida- tion of Ti-6Al-4V Alloy in Electrolytes Contai- ning Bone Formation Ions”. Em: Applied Sur- face Science 513 (fev. de 2020), p. 145776. doi: 10.1016/j.apsusc.2020.145776. [29] Rongfa Zhang et al. “Novel Mg-incorporated micro-arc oxidation coatings for orthopedic im- plants application”. Em: Materials 14.19 (2021), p. 5710. [30] Lan Zhou et al. “Preparation of biomedical Ag incorporated hydroxyapatite/titania coatings on Ti6Al4V alloy by plasma electrolytic oxidation”. Em: Chinese Physics B 23.3 (2014), p. 035205. 77
- 78. 6 EFEITO DOTRATAMENTO DE SUPERFÍCIE NAS PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DOS IMPLANTES DE TITÂNIO Késia Simões Ribeiro1 , IME2 , ORCID 0000-0001-9129-2237; Francielly Moura de Souza Soares, IME2 , ORCID 0000-0001-9311-9139; Ariany Antunes Martins, IME2 , ORCID 0000-0002-5188-3734; Dyanni Manhães Barbosa, IME2 , ORCID 0000-0001-9885-0588; Bruno Martins de Souza, IME2 , ORCID 0000-0002-1075-0441; Carlos Nelson Elias, IME2 , ORCID 0000-0002-7560-6926. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.603219 COMO CITAR RIBEIRO, K. S.; SOARES, F. M. de S.; MARTINS, A. A.; BARBOSA, D. M.; de SOUSA, B. M.; ELIAS, C. N.. EFEITO DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE NAS PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DOS IMPLANTES DE TITÂNIO. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 78-85. Tópicos 6.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 79 6.2 Métodos de modificação de superfícies . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 80 6.2.1 Tratamento com ácido . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 81 6.2.2 Jateamento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 81 6.2.3 Anodização . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 82 6.2.4 Tratamento com plasma . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 82 6.2.5 Revestimentos com fosfatos de cálcio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 83 6.3 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 83 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 84 1 Email: kesiasimoesribeiro@gmail.com 2 Instituto Militar de Engenharia
- 79. CAPÍTULO 6. EFEITODO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE NAS PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DOS IMPLANTES DE TITÂNIO RESUMO O titânio comercialmente puro (ASTM F67) e a liga Ti-6Al-4V (ASTM F136) são utilizados como implantes dentários devido às suas propriedades mecânicas e biocompatibilidade. O titânio comercialmente puro (Ticp) é o mais utilizado como implante dentário por não ter em sua composição elementos químicos considerados nocivos à saúde. A alta resistência à corrosão do titânio e suas ligas está diretamente relacionada com a capacidade de formar uma camada de óxido passiva em sua superfície. As características da superfície do implante dentário desempenham uma função importante para a osseointegração devido às interações com as proteínas, glicoproteínas e células. As características superficiais dos implantes, como morfologia, rugosidade, espessura da camada de óxido, nível de impureza e tipos de óxidos dependem do processo de tratamento da superfície. No passado, eram os implantes dentários de titânio sem tratamento da superfície mas, apresentavam processo de regeneração deficiente. Em consequência, diversas técnicas foram desenvolvidas para modificar a morfologia da superfície dos implantes dentários. Com as modificações da superfície foi possível melhorar a interação celular, a resistência à corrosão e reduzir o tempo de regeneração óssea. O objetivo do presente trabalho é apresentar uma revisão das principais técnicas de tratamentos de superfície dos implantes de titânio, como o tratamento com ácido, o jateamento, a anodização e os revestimentos com cálcio e fósforo. Estes tratamentos podem tornar a superfície bioativa e melhorar a osseointegração. Embora estudos confirmem que os tratamentos de superfícies otimizam o processo de osseointegração, na literatura não há um consenso quanto ao melhor tipo de tratamento de superfície. Palavras-chave: Implantes dentários, Titânio, Tratamentos de superfície. 6.1 Introdução Os materiais metálicos são utilizados na odontologia como substitutos dos tecidos duros, devido às suas propriedades mecânicas, estabilidade química em condições fisiológicas, ductilidade e menor risco de fratura [8]. O titânio comercialmente puro (Ticp ASTM F67) é frequentemente utilizado como implante dentário, pois possui propriedades mecânicas adequadas, estabilidade química, elevada resistência à corrosão, osseointegração e biocompatibilidade. A alta resistência à corrosão deste material está diretamente associada com a capacidade de formar uma camada de óxido passiva em sua superfície [17]. Os implantes sem tratamento de superfície (usinados) foram os primeiros a serem usados na odontologia, mas não são mais utilizados por apresentarem desvantagem em relação às interações com as proteínas. As células osteoblásticas apresentam características rugofílicas, isto é, as interações com as superfícies dependem da rugosidade para ocorrer um processo de mineralização gradual em direção ao implante. Para os implantes usinados sem tratamento de superfície, essa característica é deficiente por requerer um maior tempo de cicatrização entre a cirurgia e carregamento do implante, apresentando processo de cicatrização deficiente [5, 6]. As características da superfície do implante dentário desempenham um papel significativo na forma como as proteínas, glicoproteínas e células interagem com o implante. As propriedades superficiais dos implantes como morfologia, rugosidade, espessura da camada de óxido, nível de impureza e tipos de óxidos dependem do processo de tratamento da superfície [5]. Diversas técnicas têm sido empregadas para modificar a morfologia 79
- 80. CAPÍTULO 6. EFEITODO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE NAS PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DOS IMPLANTES DE TITÂNIO da superfície do implante dentário. As modificações das superfícies dos implantes foram desenvolvidas para melhorar a interação celular na superfície e a resistência à corrosão. Com os tratamentos é possível modificar a superfície do Ti, tornando-o bioativo (com interações biológicas entre o tecido e o biomaterial) para reduzir o tempo de regeneração óssea em relação aos implantes usinados [18, 13]. A interação inicial entre o hospedeiro e a superfície do material inicia-se na interface implante- organismo, onde as proteínas são rapidamente absorvidas, ocorrendo interação com o tecido conjuntivo. Após essa primeira interação, ocorre um processo de recrutamento celular no qual células indiferenciadas se diferenciam em osteoblastos e osteoclastos. As atividades iniciais dos osteoclastos desencadeiam o processo de reabsorção óssea e, a partir disso, ocorre a formação óssea [6, 14]. Ao tratar a superfície dos implantes, é possível modificar a rugosidade, aumentar a estabilidade primária, molhabilidade, o contato entre implante e osso, a resistência da interface osso-implante e o sucesso do tratamento em pacientes considerados críticos. Além disso, é possível melhorar a retenção do tecido, estimular o processo de regeneração e reduzir o tempo de carregamento [5]. Ao longo dos últimos anos, vários tratamentos de superfícies foram desenvolvidos, seja alterando a topografia, a composição química ou ambos, com o objetivo de tornar o implante com uma superfície bioativa e melhorar a osseointegração dos implantes [12]. O objetivo deste trabalho é realizar uma revisão de literatura dos principais tratamentos de superfícies do implante dentário de titânio para obter uma superfície bioativa. 6.2 Métodos de modificação de superfícies A superfície de titânio e suas ligas desempenham um papel significativo na integração do implante no corpo humano. Como resultado de várias alterações de superfície, algumas características podem ser obtidas, como melhor condutividade e indução óssea, melhor resistência ao desgaste, melhor resistência à corrosão, melhor ancoragem mecânica do implante ao tecido ósseo, melhor biocompatibilidade e bioatividade [18]. Várias metodologias foram desenvolvidas para modificar a morfologia e composição química da superfície dos implantes com o objetivo de reduzir a aderência bacteriana e melhorar a osseointegração. Foram desenvolvidas superfícies que inibem o desenvolvimento de biofilme, diminuem a colonização bacteriana e melhoram o desempenho dos biomateriais implantados [24, 2, 3]. Até o momento não há um consenso sobre a melhor técnica de tratamento de superfície utilizada para obter a melhor resposta biológica dos implantes odontológicos. No entanto, vários métodos foram desenvolvidos para modificar a superfície, aumentando a rugosidade e melhorando a osseointegração de implantes de titânio. Esses métodos utilizam o tratamento com ácido, o jateamento, a anodização, a pulverização de plasma, assim como, revestimentos com fosfato de cálcio, entre outras técnicas que modificam a superfície do implante de titânio, tornando-a bioativa. 80
- 81. CAPÍTULO 6. EFEITODO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE NAS PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DOS IMPLANTES DE TITÂNIO 6.2.1 Tratamento com ácido Um dos primeiros tratamentos da superfícies dos implantes foi o tratamento com ácido para modificar e controlar a rugosidade da superfície. Esse tratamento pode ser realizado com a imersão dos implantes em soluções de ácido nítrico e ácido clorídrico ou ácido clorídrico e ácido sulfúrico, entre outras soluções. Com o tratamento com ácido é possível obter uma rugosidade característica e homogênea, na qual favorece a adesão celular, promove a retenção de fibrinas e melhora a osseointegração. Outro fator significativo é o tempo para a aplicação de cargas sobre o implante, que nas superfícies usinadas, o tempo é maior do que as superfícies tratadas com ácido. Os implantes submetidos ao ataque ácido reduzem o tempo necessário de regeneração [18, 17]. Os implantes tratados com ácido induzem maior diferenciação celular, aumentam o contato osso- implante nas etapas iniciais de osseointegração e apresentam maior resistência à corrosão em comparação com implantes não tratados superficialmente. Os implantes submetidos ao ataque ácido apresentam maior taxa de sucesso clínico [18, 17].. 6.2.2 Jateamento Outra técnica para modificar a superfície de titânio consiste no jateamento dos implantes com partículas de cerâmicas. Dependendo do tamanho das partículas, diferentes rugosidades de superfície podem ser produzidas nos implantes de titânio. O material de jateamento deve ser quimicamente estável, biocompatível e não deve prejudicar a osseointegração dos implantes de titânio. Várias partículas cerâmicas têm sido utilizadas, como alumina, óxido de titânio e fosfatos de cálcio [11]. O jateamento com alumina (Al2O3) produz rugosidade superficial que varia com a granulometria do meio de jateamento. Entretanto, as partículas ficam frequentemente incorporadas à superfície do implante, e os resíduos permanecem mesmo após limpeza ultrassônica e passivação ácida. Como a alumina é insolúvel em ácido, é difícil removê-la das superfícies dos implantes de titânio. Em alguns casos, essas partículas são liberadas para os tecidos circundantes e prejudicam a osseointegração dos implantes. Além disso, essa heterogeneidade química da superfície do implante pode reduzir sua excelente resistência à corrosão do titânio em meio fisiológico [11]. Partículas de titânio são usadas no jateamento dos implantes dentários. As partículas de óxido de titânio com tamanho médio de 25 µm produzem uma superfície moderadamente rugosa na faixa de 1 a 2 µm em implantes. Estudos usando microimplantes em humanos mostraram melhor contato osso-implante para os implantes com jateamento de TiO2 em comparação com superfícies usinadas [11, 9]. Wennerberg e colaboradores (1995) [23] demonstraram em ensaios com coelhos que o jateamento com partículas de TiO2 ou Al2O3 aumenta o contato osso-implante semelhantes com aumento da fixação biomecânica dos implantes quando comparado ao titânio usinado. O torque de remoção aumenta com a rugosidade da superfície dos implantes, enquanto valores comparáveis foram observados na aposição óssea. Esses estudos corroboram que a rugosidade dos implantes dentários de titânio aumenta sua fixação mecânica ao osso, mas não sua fixação biológica [1]. Outra possibilidade de modificação da superfície de implantes odontológicos de titânio, aumentando a 81
- 82. CAPÍTULO 6. EFEITODO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE NAS PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DOS IMPLANTES DE TITÂNIO rugosidade, consiste na utilização de um material de jateamento biocompatível, osteocondutor e reabsorvível, como fosfatos de cálcio como hidroxiapatita, fosfato beta-tricálcico. Esses materiais são reabsorvíveis, resultando em uma superfície de titânio puro e limpa. Estudos mostraram um maior contato osso-implante com essas superfícies quando comparadas às superfícies usinadas [11, 15] . 6.2.3 Anodização A anodização é frequentemente utilizada para obter uma estrutura micro ou nanométrica uniforme na superfície dos implantes de titânio. Para a anodização do titânio utiliza-se tratamentos com ácidos, como H3PO4, HNO3, HF, alta densidade de corrente e potencial. Como resultado, tem-se uma maior espessura da camada de óxido de titânio. A anodização produz modificações na microestrutura e na cristalinidade da camada de óxido de titânio. O processo de anodização é complexo e depende de vários parâmetros como densidade de corrente, concentração de ácidos, composição e temperatura do eletrólito [11, 19]. Em comparação com as superfícies usinadas, as superfícies anodizadas melhoram a resposta óssea e aumentam o torque de remoção dos implantes. Dois mecanismos têm sido propostos para explicar essa osseointegração, o intertravamento mecânico através do crescimento ósseo nos poros e ligação bioquímica. Modificações na composição química da camada de óxido de titânio foram testadas com a incorporação de magnésio, cálcio, enxofre ou fósforo. Além de tornar mais rápida o processo de osseointegração, o aumento da camada de óxido formada pela anodização, confere ao implante de titânio uma maior proteção à corrosão no ambiente fisiológico [11, 19, 21, 16, 10]. 6.2.4 Tratamento com plasma Diferentes métodos têm sido desenvolvidos para revestir implantes odontológicos, entre eles a pulveri- zação de partículas com plasma para a deposição, revestimento sol-gel, deposição eletroforética ou precipitação biomimética. No entanto, o método de revestimento por pulverização de plasma (plasma spray) não é mais utilizado para o tratamento dos implantes dentários [11], permanecendo o uso nas próteses ortopédicas. O método de pulverização de plasma de titânio (TPS) permite obter superfícies rugosas das próteses ortopédicas. Este método consiste em aquecer o pó de titânio em alta temperatura e lançá-las contra a superfície que se deseja a deposição. As partículas se condensam e se fundem na superfície dos implantes, formando um filme com cerca de 30 µm de espessura. O revestimento TPS resultante tem uma rugosidade média em torno de 7 µm, o que aumenta a área de superfície do implante [11]. Estudos mostraram que a interface osso/implante formou-se mais rapidamente na superfície TPS do que com os implantes de superfície usinados apresentando uma rugosidade média de 0,2 µm. No entanto, partículas de titânio foram encontradas no osso adjacente aos implantes. A presença de partículas metálicas oriundas do desgaste forma identificadas no fígado, baço [11, 22]. Os íons metálicos liberados dos implantes podem ser o produto da dissolução, desgaste e corrosão, e podem ser uma fonte de preocupação devido aos seus efeitos carcinogênicos locais e sistêmicos prejudiciais. No entanto, os efeitos adversos locais e sistêmicos da liberação de íons de titânio não foram universalmente reconhecidos [4, 22]. 82
- 83. CAPÍTULO 6. EFEITODO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE NAS PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DOS IMPLANTES DE TITÂNIO Deste modo, o grau de rugosidade da superfície tem um papel significativo tanto na qualidade quanto na taxa de osseointegração dos implantes dentários de titânio. Implantes extremamente rugosos, como TPS ou com jateamento, mostraram preferência pela fixação mecânica e fixação primária ao osso. Topografias na faixa nanométrica têm sido aplicadas para propiciar a adsorção de proteínas, adesão de células osteoblásticas e a taxa de cicatrização do tecido ósseo na região peri-implantar. 6.2.5 Revestimentos com fosfatos de cálcio Os implantes dentários são revestidos com íons de Ca, P, nanoagulhas de hidroxiapatita e fosfatos de cálcio à base principalmente de hidroxiapatita. Após a implantação, a liberação de fosfato de cálcio na região peri-implantar aumenta a saturação dos fluidos corporais e causa a precipitação de apatita biológica na superfície do implante. Essa apatita biológica pode conter proteínas endógenas e atuar como matriz para fixação e desenvolvimento de células osteogênicas. Portanto, o processo de regeneração é aprimorado por essa camada biológica de apatita. A fixação biológica de implantes de titânio ao tecido ósseo é mais rápida com um revestimento de fosfato de cálcio do que sem revestimento. Desta forma, os revestimentos de fosfato de cálcio apresentam melhores taxas de sucesso clínico em longo prazo do que os implantes de titânio não revestidos [7, 21, 20, 11]. 6.3 Conclusões • O titânio e suas ligas são os materiais mais utilizados para a fabricação dos implantes odontológicos; • A osseointegração é a característica mais importante para o sucesso do tratamento com os implantes odontológicos; • A osseointegração é melhorada mediante os tratamentos de superfície dos implantes; • Existem inúmeras técnicas para modificar as superfícies do titânio e suas ligas, entre elas o tratamento com ácido, jateamento, anodização e revestimento com fosfato de cálcio. Estes tratamentos induzem diferentes graus de bioativação ou passivação, melhorando as propriedades mecânicas, químicas e biológicas do titânio e seus implantes; • Apesar dos resultados positivos obtidos com os diferentes tratamentos de superfície, a literatura não é unânime quanto ao melhor tipo de tratamento de superfície. Agradecimentos Agradecemos a agência de fomento CNPq pelos recursos financeiros destinados ao programa de bolsa e à execução deste projeto e a empresa Conexão Sistemas e Prótese (Arujá, SP) pelo suporte para a realização das pesquisas. 83
- 84. CAPÍTULO 6. EFEITODO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE NAS PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DOS IMPLANTES DE TITÂNIO Referências [1] Armin Abron et al. “Evaluation of a predictive model for implant surface topography effects on early osseointegration in the rat tibia mo- del”. Em: The Journal of prosthetic dentistry 85 (jan. de 2001), pp. 40–6. doi: 10.1067/mpr. 2001.112415. [2] Tae-Keun Ahn et al. “Modification of titanium implant and titanium dioxide for bone tissue engineering”. Em: Novel Biomaterials for Rege- nerative Medicine (2018), pp. 355–368. [3] RIM Asri et al. “Corrosion and surface modifi- cation on biocompatible metals: A review”. Em: Materials Science and Engineering: C 77 (2017), pp. 1261–1274. [4] M Browne e PJ Gregson. “Effect of mechanical surface pretreatment on metal ion release”. Em: Biomaterials 21.4 (2000), pp. 385–392. [5] Carlos Nelson Elias. “Factors Affecting the Suc- cess of Dental Implants”. Em: Implant Dentis- try. Ed. por Ilser Turkyilmaz. Rijeka: IntechO- pen, 2011. Cap. 14. doi: 10.5772/18746. url: https://doi.org/10.5772/18746. [6] Carlos Nelson Elias et al. “Interações de células com diferentes superfıcies de implantes dentá- rios”. Em: Rev. bras. odontol (2005), pp. 119– 124. [7] K de Groot, J G C Wolke e J A Jansen. “Cal- cium phosphate coatings for medical implants”. Em: Proceedings of the Institution of Mecha- nical Engineers, Part H: Journal of Enginee- ring in Medicine 212.2 (1998). PMID: 9612005, pp. 137–147. doi: 10.1243/0954411981533917. eprint: https : / / doi . org / 10 . 1243 / 0954411981533917. url: https://doi.org/ 10.1243/0954411981533917. [8] Reza Hashemi. “Failure Analysis of Biometals”. Em: Metals 10.5 (mai. de 2020), p. 662. issn: 2075-4701. doi: 10.3390/met10050662. url: http://dx.doi.org/10.3390/met10050662. [9] Carl-Johan Ivanoff et al. “Histologic evalua- tion of the bone integration of TiO2 blasted and turned titanium microimplants in humans”. Em: Clinical oral implants research 12.2 (2001), pp. 128–134. [10] Måns Jungner, Peter Lundqvist e Stefan Lund- gren. “Oxidized titanium implants (Nobel Bi- ocare® TiUnite™) compared with turned ti- tanium implants (Nobel Biocare® mark III™) with respect to implant failure in a group of con- secutive patients treated with early functional loading and two-stage protocol”. Em: Clinical oral implants research 16.3 (2005), pp. 308–312. [11] Laurent Le Guehennec et al. “Surface treatments of titanium dental implants for rapid osseoin- tegration”. Em: Dental materials : official pu- blication of the Academy of Dental Materials 23 (jul. de 2007), pp. 844–54. doi: 10.1016/j. dental.2006.06.025. [12] Yu Liu et al. “Role of implants surface modifica- tion in osseointegration: A systematic review”. Em: Journal of Biomedical Materials Research Part A 108.3 (2020), pp. 470–484. [13] Anderson Wagner Alves de Menezes et al. “Study of the deposition of hydroxyapatite by plasma electrolytic oxidation (PEO) in stainless steel AISI 316LVM samples”. Em: Journal of Materials Research and Technology 18 (2022), pp. 1578–1589. [14] Sergio Henrique Gonçalves Motta, Flavia Ra- bello de Mattos e Carlos Nelson Elias. “O efeito do tratamento da superfıcie na molhabilidade do Ti cp”. Em: ImplantNews (2013), pp. 132–137. [15] Maurizio Piattelli et al. “Bone response to ma- chined and resorbable blast material titanium implants: an experimental study in rabbits”. Em: Journal of oral Implantology 28.1 (2002), pp. 2– 8. 84
- 85. CAPÍTULO 6. EFEITODO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE NAS PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DOS IMPLANTES DE TITÂNIO [16] Antonio Rocci, Massimiliano Martignoni e Jan Gottlow. “Immediate Loading of Brånemark System® TiUnite™ and Machined-Surface Im- plants in the Posterior Mandible: A Randomized Open-Ended Clinical Trial”. Em: Clinical Im- plant Dentistry and Related Research 5.s1 (2003), pp. 57–63. doi: https://doi.org/10.1111/ j.1708-8208.2003.tb00016.x. eprint: https: //onlinelibrary.wiley.com/doi/pdf/10. 1111/j.1708- 8208.2003.tb00016.x. url: https : / / onlinelibrary . wiley . com / doi / abs/10.1111/j.1708-8208.2003.tb00016.x. [17] Francielly Soares et al. “Galvanic Corrosion of Ti Dental Implants Coupled to CoCrMo Prosthe- tic Component”. Em: International Journal of Biomaterials 2021 (out. de 2021). doi: 10.1155/ 2021/1313343. [18] Sylwia Sobieszczyk. “Surface modifications of Ti and its alloys”. Em: Advances in Materials Science 10.1 (2010), p. 29. [19] Young-Taeg Sul, Eung-Sun Byon e Yongsoo Je- ong. “Biomechanical Measurements of Calcium- Incorporated Oxidized Implants in Rabbit Bone: Effect of Calcium Surface Chemistry of a Novel Implant”. Em: Clinical implant dentistry and re- lated research 6 (fev. de 2004), pp. 101–10. doi: 10.1111/j.1708-8208.2004.tb00032.x. [20] Young-Taeg Sul, Carina Johansson e Tomas Al- brektsson. “Oxidized Titanium Screws Coated with Calcium Ions and Their Performance in Rabbit Bone”. Em: The International journal of oral & maxillofacial implants 17 (set. de 2002), pp. 625–34. [21] Young-Taeg Sul et al. “Qualitative and quan- titative observation of bone tissue reactions to anodised implants”. Em: Biomaterials 23 (mai. de 2002), pp. 1809–17. doi: 10 .1016 / S0142-9612(01)00307-6. [22] Robert M Urban et al. “Dissemination of wear particles to the liver, spleen, and abdominal lymph nodes of patients with hip or knee repla- cement”. Em: JBJS 82.4 (2000), p. 457. [23] Ann Wennerberg et al. “A histomorphometric and removal torque study of screw-shaped tita- nium implants with three different surface topo- graphies”. Em: Clinical oral implants research 6 (abr. de 1995), pp. 24–30. [24] Tong Xue et al. “Surface modification techni- ques of titanium and its alloys to functionally optimize their biomedical properties: thematic review”. Em: Frontiers in Bioengineering and Biotechnology 8 (2020), p. 603072. 85
- 86. 7 COMPORTAMENTO GALVÂNICOENTRE IMPLAN- TES OSSEOINTEGRÁVEIS E ABUTMENT Késia Simões Ribeiro1 , , IME2 , ORCID 0000-0001-9129-2237; Francielly Moura de Souza Soares, IME2 , ORCID 0000-0001-9311-9139; Ariany Antunes Martins, IME2 , ORCID 0000-00002-5188-3734; Bruno Martins de Souza, IME2 , ORCID 0000-0002-1075-0441; Roberto Hirsch Monteiro, IME2 , ORCID 0000-0003-4506-5820. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.603221 COMO CITAR RIBEIRO, K. S.; SOARES, F. M. de S.; MARTINS, A. A.; de SOUSA, B. M.; MONTEIRO, R. H.. COM- PORTAMENTO GALVÂNICO ENTRE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS E ABUTMENT. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 86-91. Tópicos 7.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 87 7.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 88 7.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 88 7.3.1 Medida de potencial de circuito aberto . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 88 7.3.2 Medidas galvânicas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 89 7.4 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 90 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 91 RESUMO O titânio e suas ligas são os materiais mais utilizados em implantes dentários devido às suas excelentes propriedades mecânicas, biocompatibilidade e resistência à corrosão. O titânio quando exposto à atmosfera oxidante formam uma camada de óxido passiva em sua superfície. Essa camada de óxido determina as propriedades químicas e a resistência à corrosão do metal. O ambiente oral é particularmente propício à corrosão. A corrosão galvânica ocorre quando ligas diferentes são colocadas em contato direto dentro dos 1 Email: kesiasimoesribeiro@gmail.com 2 Instituto Militar de Engenharia
- 87. CAPÍTULO 7. COMPORTAMENTOGALVÂNICO ENTRE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS E ABUTMENT tecidos ou cavidade oral. A deterioração de materiais metálicos tem efeitos desfavoráveis ao organismo, pois aumenta a liberação de íons metálicos prejudiciais à saúde, além de comprometer a durabilidade dos materiais e resultar em falhas dos implantes. O exemplo mais frequente de corrosão galvânica no meio oral é a interação do implante dentário com o componente protético (abutment). Os pilares protéticos conectam a coroa aos implantes e são fabricados com diferentes ligas, como CoCr, NiCr, CoCrMo e Ti-6Al-4V. Essa pesquisa teve por objetivo analisar a resistência à corrosão galvânica do titânio comercialmente puro (TiG4 ASTM F67) usado em implantes dentários em contato com as ligas CoCr (ASTM F1537) e Ti-6Al-4V (ASTM F136) usadas como componentes protéticos das próteses implantossuportadas. Fez-se a medida de potencial de circuito aberto e amperometria de resistência zero. Como eletrólito foi utilizada a solução NaCl 0,9%. Os resultados obtidos mostraram que o uso dessas ligas em NaCl 0,9% não apresentaram geração de corrente galvânica. Palavras-chave: Corrosão galvânica, Ligas de Titânio, Liga CoCr, Biomateriais. 7.1 Introdução Diferentes materiais metálicos são utilizados como biomateriais. O material mais utilizado em implantes dentários é o titânio e suas ligas devido às suas excelentes propriedades mecânicas, biocompatibilidade e resistência à corrosão [11]. O titânio comercialmente puro (Ticp) possui propriedades excelentes para uso como biomaterial, destacando-se a adequada resistência mecânica, alta resistência à corrosão em ambientes corpóreos e, a formação espontânea de uma camada de óxido de titânio com alta biocompatibilidade. A camada de óxido de titânio facilita a adesão de proteínas e as interações com as células osteoblásticas [6]. O Ticp tem alta reatividade com o oxigênio. Quando o titânio é exposto à atmosfera oxidante, é rapidamente oxidado, formando uma camada de óxido passiva sobre a sua superfície. Essa camada de óxido determina as propriedades químicas, a resistência à corrosão e as interações com as proteínas do corpo [11]. Os pilares que conectam a coroa aos implantes, são componentes fabricados com diferentes metais. As ligas utilizadas como pilares a Ag-Pd, Co-Cr, Ti-6Al-4V e Ticp. Essas ligas têm boas propriedades mecânicas e diferentes comportamentos em meios possíveis de corrosão. Quando as ligas de Au-Pd, Co-Cr a liga de titânio (Ti-6Al-4V) são acopladas aos implantes dentários de titânio pode ocorrer corrosão galvânica [6, 9, 7]. O ambiente oral é particularmente propício à corrosão. O processo corrosivo é principalmente de natureza eletroquímica e a saliva natural funciona como um eletrólito. As variações de temperatura, variações de pH, presença de íons fluoretos, biofilme, os esforços mecânicos, potencializam o processo de corrosão no ambiente oral [7, 1, 12, 10, 13, 8]. Uma questão relacionada ao uso dos materiais metálicos na odontologia é a possibilidade de ocorrer fenômenos de corrosão galvânica. A corrosão galvânica ocorre quando ligas diferentes são colocadas em contato direto ou indireto nos tecidos ou cavidade oral. A interação das ligas com composições químicas diferentes pode levar à formação de uma célula galvânica, aumentando a quantidade de íons liberados no organismo [1, 12, 10, 3]. A deterioração de materiais metálicos tem efeitos desfavoráveis ao organismo, pois aumenta a liberação de íons metálicos nocivos à saúde, além de comprometer a durabilidade dos materiais e resultar em falhas dos 87
- 88. CAPÍTULO 7. COMPORTAMENTOGALVÂNICO ENTRE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS E ABUTMENT implantes [3]. Os exemplos frequentes de corrosão galvânica oral são o contato físico da restauração ou prótese de amálgama com a prótese de outra liga, contatos dos suportes ortodônticos e fios ortodônticos com os brackets [1, 4, 2]. A interação do implante dentário e o componente protético confeccionado com ligas diferentes também pode induzir a corrosão galvânica. Análises eletroquímicas têm sido utilizadas para prevenir a corrosão de ligas. A liga que sofre corrosão é a liga menos nobre ou mais ativa. O acoplamento pode produzir um ambiente eletropositivo na interface do implante que pode ter um impacto direto nas condições do tecido, particularmente na reabsorção óssea [7, 12, 5]. Esta pesquisa examina a resistência à corrosão galvânica do titânio comercialmente puro (TiG4 ASTM F67) usado em implantes dentários em contato com as ligas CoCr ASTM F1537 e Ti-6Al-4V ASTM F136 usadas como componentes protéticos das próteses implantossuportadas. 7.2 Materiais e métodos Neste trabalho foram utilizadas as ligas comerciais de CoCr ASTM F1537, TiG4 ASTM F67 e a liga Ti-6Al-4V ASTM F136 fornecidas pela empresa Conexão Sistema de Próteses (Arujá, SP). Os ensaios eletroquímicos realizados foram a medida de potencial de circuito aberto (OCP) e a amperometria de resistência zero (ZRA). Nos ensaios, utilizou-se o equipamento potenciostato/galvanostato da marca AUTOLAB, modelo PGSTAT 204N. Foi utilizada a célula eletroquímica convencional com três eletrodos. O calomelano foi utilizado como eletrodo de referência, a platina como contra eletrodo e as amostras como eletrodos de trabalho. A montagem da célula galvânica foi feita de acordo com a norma ABNT NBR15613-5. As análises foram realizadas em triplicatas durante 24 h. Para simular a saliva artificial à temperatura ambiente, foram realizadas análises eletroquímicas em eletrólito com solução de NaCl 0,9 %. 7.3 Resultados 7.3.1 Medida de potencial de circuito aberto O potencial de equilíbrio entre a superfície metálica e a solução foi medido através do potencial de circuito aberto (OCP). Na tabela 7 e na figura 7.1 são apresentados os valores dos potenciais de circuito aberto das amostras metálicas imersas em solução de NaCl 0,9% após 3600 segundos. Como pode ser observado na Tabela 7 e na figura 7.1, a liga Ti-6Al-4V F136 apresentou um valor de potencial de circuito aberto mais negativo sugerindo que possui uma menor resistência à corrosão no eletrólito analisado. Contudo, as três ligas mostram uma evolução para valores mais positivos, isso deve a formação do filme passivo na superfície que ao longo do tempo tende a formar uma barreira impedindo processos de oxidação. 88
- 89. CAPÍTULO 7. COMPORTAMENTOGALVÂNICO ENTRE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS E ABUTMENT Tabela 7 – Medidas de OCP em solução de NaCl após 3600s. LIGA METÁLICA OCP (V) CoCr F1537 -0,10562 Ti-6Al-4V F136 -0,23019 TiG4 F67 -0,11008 Figura 7.1 – Medidas de potencial de circuito aberto (OCP) em solução de NaCl após 3600 segundos. 7.3.2 Medidas galvânicas Para medir a corrente e o potencial galvânico que flui entre os dois materiais foi utilizada a técnica de amperometria de resistência zero (ZRA). As medidas galvânicas foram realizadas para analisar se as ligas quando acopladas produzem corrente galvânica. Na Figura 7.2 é mostrada a evolução do potencial dos pares galvânicos imersos em solução de NaCl 0,9% durante 865 s, 21600 s, 43200 s (12 h), 64800 s (18 h) e 86400 s (24 h). Figura 7.2 – Medidas do potencial dos pares galvânicos imersos em solução de NaCl 0,9% durante 865 s, 21600 s, 43200 s (12 h), 64800 (18 h) e 86400 s (24 h). Pares galvânicos: TiG4 F67/CoCr F1537 e o TiG4 F67/Ti-6Al-4V F136. Pode-se observar na figura 7.2 a evolução do potencial dos pares galvânicos. Os potenciais de ambos os pares galvânicos apresentaram uma progressão para valores mais próximos de zero, indicando menor 89
- 90. CAPÍTULO 7. COMPORTAMENTOGALVÂNICO ENTRE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS E ABUTMENT probabilidade de ocorrência de corrosão galvânica entre as ligas. Figura 7.3 – Medidas de corrente galvânica dos pares imersos em solução de NaCl 0,9% durante 865 s, 21600s, 43200 s, 64800 s e 86400 s. Pares galvânicos: TiG4 F67/ CoCr F1537 e o TiG4 F67/Ti-6Al-4V F136. Na figura 7.3 são apresentados os valores das correntes galvânicas dos pares TiG4 F67 com a liga CoCr F1537 e do TiG4 F67 com a liga Ti-6Al-4V F136 imersos em solução de NaCl 0,9% durante 865 s, 21600 s, 43200 s, 64800 s e 86400 s. Pode-se observar que ambos os pares galvânicos após 24 horas não apresentaram valores de correntes galvânicas significativos. Esse comportamento é causado pela formação do filme passivo formado em ambos os materiais. O filme de óxido atua como uma barreira e reduz a troca de elétrons. As ligas estudadas formam óxidos estáveis que necessitam de uma maior agressividade do meio, como variação de pH para que ocorra um aumento na liberação de íons. Dados da literatura mostram que os íons de flúor e o ambiente com pH mais ácido tendem a aumentar a corrosão de ligas de titânio e consequentemente aumentam a corrosão galvânica [9]. 7.4 Conclusões • Os resultados deste trabalho mostraram que o titânio comercialmente puro (TiG4 ASTM F67) usado em implantes dentários e as ligas CoCr (ASTM F1537) e Ti-6Al-4V (ASTM F136) possuem alta resistência à corrosão devido a formação de uma camada passiva; • Os pares galvânicos TiG4 com as ligas e a liga CoCr com Ti-6Al-4V analisados não apresentaram geração de corrente significativas, pois as ligas analisadas formam óxidos estáveis e necessitam de uma maior agressividade do meio ambiente, como variação de pH para aumentar na liberação de íons; • Há necessidade de analisar o comportamento galvânico dos pares galvânicos com uma variação de pH do eletrólito e também com adição de íons de flúor. 90
- 91. CAPÍTULO 7. COMPORTAMENTOGALVÂNICO ENTRE IMPLANTES OSSEOINTEGRÁVEIS E ABUTMENT Agradecimentos Agradecemos a agência de fomento CNPq pelos recursos financeiros destinados ao programa de bolsa e à execução deste projeto e a empresa Conexão Sistemas e Prótese pelo fornecimento das amostras. Referências [1] Aleksander Ciszewski, Marek Baraniak e Magda- lena Urbanek-Brychczyńska. “Corrosion by gal- vanic coupling between amalgam and different chromium-based alloys”. Em: dental materials 23.10 (2007), pp. 1256–1261. [2] Christiana Gioka et al. “Titanium orthodontic brackets: structure, composition, hardness and ionic release”. Em: Dental Materials 20.7 (2004), pp. 693–700. [3] Takao Hanawa. “Metal ion release from metal implants”. Em: Materials Science and Enginee- ring: C 24.6-8 (2004), pp. 745–752. [4] J Karov e I Hinberg. “Galvanic corrosion of se- lected dental alloys”. Em: Journal of oral reha- bilitation 28.3 (2001), pp. 212–219. [5] Linda C Lucas e Jack E Lemons. “Biodegrada- tion of restorative metallic systems”. Em: Ad- vances in dental research 6.1 (1992), pp. 32–37. [6] Felipe Silveira Maximo et al. “Análise da su- perfıcie e osseointegração de implantes dentários com superfıcies biomiméticas contedo Ca, Mg e F”. Em: Matéria (Rio de Janeiro) 21 (2016), pp. 196–203. [7] Ana Mellado-Valero et al. “Electrochemical behaviour and galvanic effects of titanium im- plants coupled to metallic suprastructures in ar- tificial saliva”. Em: Materials 11.1 (2018), p. 171. [8] M Nakagawa et al. “Effect of fluoride concentra- tion and pH on corrosion behavior of titanium for dental use”. Em: Journal of dental research 78.9 (1999), pp. 1568–1572. [9] Francielly Soares et al. “Galvanic Corrosion of Ti Dental Implants Coupled to CoCrMo Prosthe- tic Component”. Em: International Journal of Biomaterials 2021 (out. de 2021). doi: 10.1155/ 2021/1313343. [10] Elliott J Sutow et al. “In vivo galvanic currents of intermittently contacting dental amalgam and other metallic restorations”. Em: Dental Mate- rials 20.9 (2004), pp. 823–831. [11] Nadia M Taher e Abed S Al Jabab. “Galva- nic corrosion behavior of implant suprastructure dental alloys”. Em: Dental Materials 19.1 (2003), pp. 54–59. [12] Nadia M Taher e Abed S Al Jabab. “Galva- nic corrosion behavior of implant suprastructure dental alloys”. Em: Dental Materials 19.1 (2003), pp. 54–59. [13] F Toumelin-Chemla, F Rouelle e G Burdai- ron. “Corrosive properties of fluoride-containing odontologic gels against titanium”. Em: Journal of dentistry 24.1-2 (1996), pp. 109–115. 91
- 92. 8 LIGA Ti-47Nb:UMA ALTERNATIVA PROMISSORA PARA UTILIZAÇÃO COMO BIOMATERIAL Bruno Martins de Souza1 , IME2 , ORCID 0000-0002-1075-0441; Francielly Moura de Souza Soares, IME2 , ORCID 0000-0001-9311-9139; Nathalia Rodrigues de Oliveira Habib Pereira, IME2 , ORCID 0000-0003-1041-092X; André Aguiar Marques, IME2 , ORCID 0000-0003-1511-4038; Carlos Nelson Elias, IME2 , ORCID 0000-0002-7560-6926. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.587103 COMO CITAR de SOUZA, B. M.; SOARES, F. M. S.; PEREIRA, N. R. de O. H.; MARQUES, A. A.; ELIAS, C. N.. LIGA Ti-47Nb: UMA ALTERNATIVA PROMISSORA PARA UTILIZAÇÃO COMO BIOMATERIAL. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 92-99. Tópicos 8.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 93 8.2 Revisão de literatura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 93 8.2.1 Uso da liga Ti-Nb na fabricação de implantes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 94 8.2.2 Efeito do tratamento térmico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 94 8.2.3 A resistência à corrosão dos biomateriais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 95 8.2.4 Molhabilidade . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 95 8.3 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 95 8.4 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 96 8.4.1 Análise microscópica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 96 8.4.2 Microdureza . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 97 8.4.3 Molhabilidade . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 97 8.4.4 Teste de corrosão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 98 8.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 99 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 99 1 Email: bruno.martins@ime.eb.br 2 Instituto Militar de Engenharia
- 93. CAPÍTULO 8. LIGATI-47NB: UMA ALTERNATIVA PROMISSORA PARA UTILIZAÇÃO COMO BIOMATERIAL RESUMO O desenvolvimento dos materiais para aplicações na área médica deve considerar as propriedades biológicas, químicas e mecânicas. A compatibilidade biológica está associada às interações entre as células e os biomateriais. As propriedades químicas são associadas à corrosão. A compatibilidade mecânica está associada à resistência à tração, compressão, torção, fadiga, flexão e desgaste. Neste contexto, a escolha do titânio para uso como implante nas áreas ortopédica e odontológica deve-se às suas excelentes propriedades mecânicas, biocompatibilidade e boa resistência à corrosão. Dentre as ligas com melhores propriedades são as ligas de titânio β, as quais possuem menor módulo de elasticidade e com a mesma ordem de grandeza do osso. Para melhorar as propriedades do Ti, elementos estabilizadores da fase β à temperatura ambiente são adicionados à matriz de titânio, dentre eles estão o Tântalo, Molibdênio, Vanádio, Níquel, Nióbio, Ferro, Cromo e Cobalto. Entre as ligas de titânio β, a Ti-47Nb possui propriedades mecânicas superiores às demais e módulo de elasticidade próximo ao osso humano, tornando-se uma alternativa promissora para uso como biomaterial. Esta liga possui boa resistência à corrosão em meios agressivos que aumentam a liberação de íons e podem levar a processos de rejeição. O objetivo deste trabalho foi avaliar a influência dos tratamentos térmicos na dureza e na resistência à corrosão da liga Ti-47Nb. Foram realizados testes de microdureza Vickers, eletroquímicos (medidas de potencial de circuito aberto e de polarização potenciodinâmica), molhabilidade e análises por microscopia eletrônica de varredura. Nos testes eletroquímicos foi usado o eletrólito NaCl 0,9% à temperatura ambiente e arejado. Os resultados obtidos mostraram que os tratamentos térmicos influenciam nas propriedades dos materiais. Na condição que a liga apresentou maior molhabilidade houve menor resistência à corrosão devido à maior energia de superfície. Palavras-chave: Titânio; Nióbio, Ti-47Nb, Biomaterial, Corrosão. 8.1 Introdução Biomaterial é qualquer material usado para reparar ou restaurar uma função tecidual ou de um sistema sem causar uma reação deletéria. Durante a interação do biomaterial no organismo há o contato com os fluidos, e espera-se que o material não induza uma resposta adversa, não seja carcinogênico ou mutagênico. No entanto, mesmo em condições de equilíbrio, os biomateriais causam algum efeito adverso no corpo humano devido à liberação de íons metálicos, os quais podem ser tóxicos. Tal possibilidade tem despertado o interesse dos pesquisadores, pois os produtos de degradação podem induzir uma reação de corpo estranho ou processo patológico. A liberação de íons metálicos ocorre devido ao desgaste e degradação por corrosão. Portanto, a resistência à corrosão é importante na análise de biocompatibilidade dos materiais. 8.2 Revisão de literatura Os biomateriais metálicos são usados em pacientes que perderam tecido duro. Essa aplicação pode ser desde a reposição de estruturas ósseas até a reposição de dentes perdidos. A seleção do material usado em implante metálico deve ser com base em um conjunto de critérios: deve ser biocompatível, ou seja, não deve incitar nenhum efeito tóxico ou alérgico; não deve sofrer corrosão na presença de fluidos corporais, ou 93
- 94. CAPÍTULO 8. LIGATI-47NB: UMA ALTERNATIVA PROMISSORA PARA UTILIZAÇÃO COMO BIOMATERIAL seja, não deve se dissolver e não deve liberar elementos nocivos; deve ter propriedades mecânicas adequadas, incluindo alta resistência e módulo de elasticidade próximo ao do osso humano, deve ter resistência ao desgaste; deve apresentar morfologia de superfície rugosa e adequada para permitir o crescimento do tecido; e deve proporcionar boa longevidade, superando a expectativa de vida do paciente [6]. Desde a década de 1970, as ligas de Ti são usadas para reabilitar os tecidos danificados. Sua composição química proporciona boa biocompatibilidade, e a camada de óxido de Ti que se forma naturalmente em suas superfícies aumenta a resistência à corrosão. Dentre as ligas mais utilizadas na fabricação de implantes, a liga Ti-6Al-4V (ASTM F136) é a mais usada devido às suas excelentes características mecânicas. A desvantagem da liga F136 é a liberação de íons Al e V que provocam uma resposta tecidual negativa às células vivas, incluindo reações alérgicas e até toxicidade. Além disso, esta liga tem módulo de elasticidade de cerca de 110 GPa, indesejável. Com base em dados disponíveis na literatura, as ligas Ti-Nb podem ser uma excelente alternativa para aplicações biomédicas, tanto pela sua biocompatibilidade quanto pelas suas propriedades mecânicas [3, 1]. 8.2.1 Uso da liga Ti-Nb na fabricação de implantes Os materiais utilizados na fabricação de implantes médicos devem apresentar alto limite escoamento, resistência à corrosão, resistência à fadiga, baixo módulo de elasticidade e não devem apresentar elementos químicos em sua composição que sejam citotóxicos [4]. Outra preocupação na fabricação de implantes é a reabsorção óssea causada por stress shielding, que ocorre quando a diferença entre o módulo de elasticidade do implante e o osso é grande. Esse fenômeno é uma das causas mais importantes da perda de implantes ortopédicos [5]. Devido à citotoxicidade e reabsorção óssea, são desenvolvidos biomateriais que não reagem com o corpo humano e que possuem baixo módulo de elasticidade. O módulo de elasticidade do titânio comercialmente puro (Ticp) grau 2 e grau 4 é de aproximadamente 103GPa, e a liga Ti-6Al-4V possui módulo de 110 GPa. As ligas Ti-Nb, como a liga Ti-45Nb, possuem módulo de 60 GPa e a liga Ti-47Nb possui módulo de elasticidade de 52 GPa. Os módulos de elasticidade TiNb são mais próximos dos valores encontrados em ossos humanos [7, 2, 8]. 8.2.2 Efeito do tratamento térmico Os tratamentos térmicos realizados no titânio e suas ligas melhoram as propriedades mecânicas com a modificação da microestrutura. Em geral, o tratamento térmico de solubilização é aplicado para obter uma matriz homogênea. A temperatura escolhida para solubilização deve ser suficiente para promover a dissolução dos precipitados e para colocar os elementos de liga em solução sólida. Neste processo, a temperatura deve ser maior que a temperatura β-trans ter uma matriz monofásica. A temperatura β-trans é a temperatura limite acima da qual a fase α deixa de existir e a liga tem apenas a fase β. Após o tratamento térmico de solubilização, dependendo da composição da liga de titânio e da porcentagem de seus elementos, podem ser obtidas fases martensíticas α” e/ou β metaestáveis. Estas fases apresentam boa ductilidade e diminuição da resistência mecânica. 94
- 95. CAPÍTULO 8. LIGATI-47NB: UMA ALTERNATIVA PROMISSORA PARA UTILIZAÇÃO COMO BIOMATERIAL 8.2.3 A resistência à corrosão dos biomateriais Os biomateriais interagem com o meio corpóreo, o que pode comprometer seu uso, seja pela deterioração de suas propriedades mecânicas, físicas, químicas ou de sua aparência. A corrosão é um dos processos de deterioração e pode ser classificada como: uniforme, galvânica, em fresta, pitting, intergranular, lixiviação, erosão e corrosão sob tensão. No processo de corrosão ocorrem reações de dissolução química de átomos metálicos para um estado iônico não metálico com a formação de íons. Essas reações são geralmente de natureza oxidação-redução e ocorrem na superfície dos materiais. Os fluidos corporais são extremamente corrosivos para os implantes metálicos, o que pode causar a liberação de íons não biocompatíveis (como Ni, Co, Cr, V, Al) para o corpo humano. A presença desses íons no ambiente fisiológico pode causar sintomas clássicos como rubor, aumento da temperatura local, inflamação, infecções, alergias e inchaço. Além disso, diferentes processos corrosivos aceleram as falhas por fadiga e desgaste, o que pode levar à perda do implante. O Ti sendo um material com uma característica que se destaca entre os demais biomateriais, pois sua camada passivadora, formada a partir de sua reação com outros óxidos, permite que ele tenha uma corrosão mais lenta quando comparado a outros elementos químicos. Para medir a resistência à corrosão de materiais metálicos, algumas técnicas eletroquímicas são utilizadas. Exemplos dessas técnicas são a polarização potenciodinâmica e potenciostática, impedância eletroquímica, entre outras. 8.2.4 Molhabilidade As propriedades superficiais dos materiais diferem das propriedades dos volumes internos devido ao arranjo dos átomos nas superfícies. É na superfície onde ocorrem as reações químicas, e materiais com energias livres de superfície mais altas são mais suscetíveis a reações. 8.3 Materiais e métodos Neste estudo foram utilizadas amostras da liga Ti-47Nb que foram submetidas ao tratamento térmico, análise da morfologia, teste de molhabilidade e dureza. Para o tratamento térmico, foi utilizado um forno tubular (NBD-O1200). As amostras foram aquecidas a 900 °C por 3 horas. Após o tratamento térmico as amostras foram polidas com lixas 400, 600, 800 e 1200 mesh e analisadas no microscópio óptico Zeiss Axioscope. Para revelar os contornos de grão as amostras foram atacadas com reagente de Kroll. Para o ensaio mecânico foi utilizado um microdurômetro Shimadzu modelo HMV-G. Para o teste de molhabilidade foi utilizado um goniômetro FTA 100 (First Ten Angstrons, Portsmouth, VG, EUA), utilizando água deionizada. Em cada amostra, foram realizadas 3 medidas dos ângulos de contato com o volume de uma gota de 1 µL. Os testes de corrosão foram realizados com uso do potenciostato/galvanostato Autolab modelo PGSTAT 204N. As ligas de Ti-47Nb foram submetidas aos testes eletroquímicos de potencial de circuito aberto (OCP), polarização potenciodinâmica e polarização potenciostática. 95
- 96. CAPÍTULO 8. LIGATI-47NB: UMA ALTERNATIVA PROMISSORA PARA UTILIZAÇÃO COMO BIOMATERIAL 8.4 Resultados 8.4.1 Análise microscópica Mostra-se nas Figuras 8.1 e 8.2 as morfologias das amostras no estado como recebida e após tratamento térmico em 900 °C, respectivamente. Pode-se observar na Figura 8.1 que a morfologia apresenta grãos com tamanho homogêneo. Foram observados grãos característicos da fase β. A presença da fase β na temperatura ambiente é devido ao nióbio que é um elemento betagênico. Na Figura 8.2 é possível observar que os contornos de grão são equiaxiais com maior homogeneidade tanto na forma quanto no tamanho. Figura 8.1 – Liga de Ti-47Nb como recebida. Microscopia óptica em diferentes aumentos. Figura 8.2 – Liga de Ti-47Nb tratada termicamente a 900 °C. Ataque com reagente de Kroll. Microscopia ópticas em diferentes aumentos. 96
- 97. CAPÍTULO 8. LIGATI-47NB: UMA ALTERNATIVA PROMISSORA PARA UTILIZAÇÃO COMO BIOMATERIAL 8.4.2 Microdureza Nas figuras 8.3 e 8.4 são mostrados os resultados de microdureza Vickers para amostras como recebidas, 900 °C (3h). Pode-se observar aumento relativo da dureza após o tratamento térmico em relação à amostra como recebida. Figura 8.3 – Microdureza Vickers 158 HV da liga Ti-47Nb sem tratamento térmico. Figura 8.4 – Microdureza Vickers 383 HV da liga Ti-47Nb após o tratamento térmico a 900 °C. 8.4.3 Molhabilidade Nas Figuras 8.5 e 8.6 são mostrados os perfis da gota de água deionizada nas superfícies das amostras durante as medidas dos ângulos de contatos para determinar a molhabilidade das amostras. A molhabilidade diminuiu com o tratamento térmico. 97
- 98. CAPÍTULO 8. LIGATI-47NB: UMA ALTERNATIVA PROMISSORA PARA UTILIZAÇÃO COMO BIOMATERIAL Figura 8.5 – Teste de molhabilidade. Ângulo de contato entre o líquido e a amostra sem tratamento térmico de 60,90°. Figura 8.6 – Teste de molhabilidade. Ângulo de contato entre o líquido e a amostra após tratamento térmico a 900 °C de 42,85°. 8.4.4 Teste de corrosão Na Figura 7 são mostrados os resultados das curvas de potencial (E) vs densidade de corrente (Log I(A/cm2 ), obtidas pelo teste de polarização potenciodinâmica anódica. A curva de polarização potenciodinâmica mostra o comportamento eletroquímico das ligas Ti-47Nb em meio NaCl 0,9% em diferentes temperaturas. Nota-se que as curvas têm comportamento semelhante. Todas as amostras apresentam região de passivação e ausência da região de aumento da densidade de corrente, o que mostra que não houve a formação de pites na superfície das ligas e os óxidos na superfície são estáveis. A curva de polarização da liga após tratamento térmico apresenta uma pequena redução de corrente em potenciais acima de 0,4V. Isso indica ligeiro aumento na resistência à corrosão. A liga Ti-47Nb tratada a 900 °C apresentou maiores de corrente, o que pode estar associado à presença de precipitados α irregulares na matriz β. 98
- 99. CAPÍTULO 8. LIGATI-47NB: UMA ALTERNATIVA PROMISSORA PARA UTILIZAÇÃO COMO BIOMATERIAL Figura 8.7 – Curvas de polarização da liga Ti-47NB antes e após tratamento térmico. 8.5 Conclusões Com base nos resultados obtidos nos ensaios com a liga Ti-47Nb pode-se concluir que: 1. A análise por microscópica ótica indica que houve aumento significativo no tamanho do grão após tratamento térmico; 2. A microdureza Vickers aumenta com o tratamento térmico a 900 °C; 3. A molhabilidade aumenta com o tratamento térmico; 4. A liga apresentou alta resistência à corrosão e comportamento adequado para uso na fabricação de implantes odontológicos e biomédicos, quando atendidos outros requisitos necessários para essas ligas. Referências [1] Amandeep Singh Bhui et al. “Experimental in- vestigation of optimal ED machining parame- ters for Ti-6Al-4V biomaterial”. Em: Facta Uni- versitatis, Series: Mechanical Engineering 16.3 (2018), pp. 337–345. [2] LJ Bonish e Henry Herman Hausner. Sinte- ring and Plastic Deformation: Proceedings of the First Symposium on Fundamental Pheno- mena in the Material Sciences. Springer, 2013. [3] Carlos Elias e Luiz Meirelles. “Improving osseoin- tegration of dental implants”. Em: Expert review of medical devices 7 (mar. de 2010), pp. 241–56. doi: 10.1586/erd.09.74. [4] Manivasagam Geetha et al. “Ti based biomateri- als, the ultimate choice for orthopaedic implants– a review”. Em: Progress in materials science 54.3 (2009), pp. 397–425. [5] ZR Mi et al. “Problem of stress shielding and im- provement to the hip Implat designs: a review”. Em: J. Med. Sci 7.3 (2007), pp. 460–467. [6] Liliane Siqueira de Morais, Glaucio Serra Gui- marães e Carlos Nelson Elias. “Liberação de ıons por biomateriais metálicos”. Em: Revista Den- 99
- 100. CAPÍTULO 8. LIGATI-47NB: UMA ALTERNATIVA PROMISSORA PARA UTILIZAÇÃO COMO BIOMATERIAL tal Press de Ortodontia e Ortopedia Facial 12 (2007), pp. 48–53. [7] Mitsuo Niinomi et al. “Biomedical titanium al- loys with Young’s moduli close to that of cortical bone”. Em: Regenerative biomaterials 3.3 (2016), pp. 173–185. [8] Emília dos Santos Monteiro. “Influência do tra- tamento térmico na dureza e na resistência à corrosão das ligas Ti-47Nb e Ti-30Nb-7Zr para aplicações biomédicas”. 2020, p. 113. 100
- 101. 9 IMPLANTES DEPEQUENOS DIÂMETROS: UMA REVISÃO NARRATIVA Nathalia Rodrigues de Oliveira Habib Pereira1 , IME2 , ORCID 0000-0003-1041-092X; Carlos Nelson Elias, IME2 , ORCID 0000-0002-7560-6926; Bruno Martins de Souza, IME2 , ORCID 0000-0002-1075-0441. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.601255 COMO CITAR PEREIRA, N. R. de O. H.; ELIAS, C. N.; de SOUZA, B. M. IMPLANTES DE PEQUENOS DIÂMETROS: UMA REVISÃO NARRATIVA. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 100-104. Tópicos 9.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 102 9.2 Aplicação dos implantes de pequeno diâmetro . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 102 9.3 Limitações dos implantes de pequeno diâmetro . . . . . . . . . . . . . . . . . . 104 9.4 Implantes comerciais de pequeno diâmetro . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 104 9.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 104 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 105 RESUMO As aplicações dos biomateriais metálicos têm constante crescimento e revolucionou a forma dos tratamentos dentários. Inicialmente, os implantes dentários foram desenvolvidos para recuperar as ausências dentárias causadas por alguma patologia ou por trauma sofrido pelo paciente. Com a evolução da qualidade dos implantes, o objetivo do tratamento passou a ser o de recuperar a função mastigatória alido à estética. Para ampliar as possibilidades dos tratamentos com a utilização dos implantes osseointegráveis, foram desenvolvidos os implantes dentários de pequenos diâmetros. Com os implantes menores é possível atender um público que antes não era passível de tratamento, por causa de algumas limitações. O titânio comercialmente puro (Ticp) é amplamente utilizado na fabricação de implantes convencionais por ser considerado quimicamente inerte, 1 Email: nathaliahabib@ime.eb.br 2 Instituto Militar de Engenharia
- 102. CAPÍTULO 9. IMPLANTESDE PEQUENOS DIÂMETROS: UMA REVISÃO NARRATIVA possuir boas propriedades mecânicas e de biocompatibilidade com o organismo humano. No entanto, o Ticp é inadequado para compor os implantes menores. O modelo destes implantes é específico e foi necessário alterar a forma de fabricação deles. Os materiais usados são submetidos a tratamentos térmicos ou são usadas ligas com a adição de elementos endurecedores. Contudo, devido ao tamanho reduzido dos implantes com menor diâmetro, há a possibilidade de ocorrer danos durante as etapas de inserção e remoção, uma vez que eles possuem menor resistência à fratura. Palavras-chave: Biomateriais metálicos, Implantes dentários, Pequenos diâmetros. 9.1 Introdução Os biomateriais garantem inúmeros benefícios aos usuários e devido à essa popularidade continuam em evidência e em desenvolvimento. Os novos biomateriais possuem maiores resistências mecânicas que os anteriores, biocompatibilidade com o corpo humano, propriedade antibacteriana e em alguns casos ocorre a osseointegração. Uma das aplicações dos biomateriais são as peças metálicas de dispositivos médicos, especialmente os implantes dentários, cuja aplicabilidade se concentra mais nos parafusos de maiores diâmetros ou também denominados “implantes osseointegráveis”. Essa terminologia foi dada com base na união do implante com o osso. Os implantes osseointegráveis são fabricados com Titânio comercialmente puro (Ticp) com diferentes graus (grau 1, 2, 3 ou 4) e com as ligas de Ti, por exemplo, Ti-6Al-4V (ASTM F136), também chamado de grau 5. A literatura cita algumas limitações no uso de implantes de maiores diâmetros, dando oportunidade aos menores, alcançando diferentes públicos. Os implantes menores possuem variação de tamanho entre 2.8 mm a 3 mm de diâmetro e a durabilidade da implantação será de forma provisória, com duração até o cumprimento da sua função. A aplicabilidade desse tipo de implante está relacionada às condições ósseas inadequadas, aos espaços interdentais atrésicos (estreitos), espaço decorrente de tratamentos ortodônticos prévios, uso temporário em pacientes na fase de crescimento, assim como no sentido proximal ou vestíbulo-lingual, visto que os implantes de maiores diâmetros não encaixam em menores espaços. Segundo Christensen (2009) [2], os implantes de pequenos diâmetros ou “mini-implantes”, geralmente são os com diâmetro menor que 3.0 mm (Figura 9.1). Inicialmente, foram usados como implantes provisórios ou transitórios para suporte fixo e próteses removíveis enquanto que os convencionais têm ≥ 3.0 mm em diâmetro integrados ao osso. Além disso, eles têm sido amplamente utilizados na terapia ortodôntica para ancoragem. Em 1997, seu uso foi aprovado pelo órgão norte-americano Food and Drug Administration (FDA) para aplicações em longo prazo. 9.2 Aplicação dos implantes de pequeno diâmetro Segundo Elias et al. (2019) [4], a seleção dos materiais para dispositivos médicos é baseada nas propriedades mecânicas, composição química e biocompatibilidade. Entre as ligas usadas na fabricação dos implantes osseointegráveis a mais usada é o Ticp especificado pela Norma Técnica ASTM F-67. As ligas Ticp recebem as definições por Graus de 1 a 4. A liga Ti-6Al-4V é especificada pela Norma ASTM F67 e é conhecida como Ti grau 5. 102
- 103. CAPÍTULO 9. IMPLANTESDE PEQUENOS DIÂMETROS: UMA REVISÃO NARRATIVA Figura 9.1 – Exemplo de modelos de implantes curtos (Adaptado da empresa Conexão). Fonte: Linha Short - Catálogo da empresa Conexão Sistemas e Próteses Ltda. (Arujá - SP) [1] Em se tratando de implantes de pequeno diâmetro, eles possuem essa designação devido ao seu tamanho reduzido, por vezes encontrado na literatura, em português, como “estreito” ou em inglês, “narrow”. Porém, essa denominação não está totalmente adequada em termos de grandeza física, visto que para medir o tamanho do implante mede-se o comprimento, e a expressão “estreito” refere-se à largura. Os implantes dentários mais recentes e as novas técnicas de cirurgia odontológica utilizam os de diâmetros menores que 3.0 mm e o Ticp como material. Por outro lado, estes implantes não tem resistência mecânica suficiente para suportar a carga oral em todos os sítios da mandíbula [4]. O uso de implantes “estreitos” é restrito em situações clínicas limítrofes através de diferentes procedimentos cirúrgicos, por exemplo, carga imediata ou enxerto alógeno, e essa indicação é voltada para as regiões de baixo esforço mastigatório, tal como, incisivos inferiores e incisivos laterais superiores [3]. Pacientes com algum comprometimento podem não ter osso suficiente ou qualidade óssea adequada para permitir a estabilidade e colocação de implantes de diâmetro padrão. Então, a sugestão é optar pelos implantes de diâmetros reduzidos, pois é uma alternativa aceitável ao enxerto ósseo ou renunciar ao tratamento, deixando ao dentista propor outra terapêutica. A redução na largura do osso pode ser devido ou agravada por traumas, malformações, neoplasias, uso de próteses removíveis e doenças periodontais, causando limitações desafiadoras para a colocação do implante. Nesses casos, procedimentos cirúrgicos podem ser necessários para aumentar a insuficiência do volume ósseo [5]. A vantagem na escolha dos implantes menores é passar por uma cirurgia menos invasiva, especialmente nos casos em que o rebordo ósseo possui pequena espessura, evitando assim cirurgias mais complexas com enxerto ósseo, ainda mais onde existe o espaço limitado entre os dentes. 103
- 104. CAPÍTULO 9. IMPLANTESDE PEQUENOS DIÂMETROS: UMA REVISÃO NARRATIVA 9.3 Limitações dos implantes de pequeno diâmetro Os implantes de menores diâmetros possuem menor área de contato entre osso-implante, conhecido como BIC (Bone Implant Contact), e consequentemente aumenta a probabilidade de ocorrer sobrecarga devido à oclusão e mastigação. Com isso, aumenta a chance de fraturar, uma vez que esse tipo de parafuso tem menor resistência e por isso, quanto menor a área, maior a tensão exercida sobre ele. A utilização desses dispositivos possui uma contraindicação relativa para a instalação em regiões posteriores ou em zonas de alto esforço mastigatório. Quanto às propriedades físicas e mecânicas, alguns artifícios são feitos para aumentar a resistência mecânica desses biomateriais, sendo um deles, a adição de outros elementos químicos na liga, por exemplo, Zircônio (Zr) ou Nióbio (Nb). Essas adições garantem endurecimento por solução sólida e na redução do tamanho de grão do Titânio. A empresa Straumann aderiu a utilização da liga Ti-Zr para os de pequenos diâmetros, visto que o Ti grau 4 para esse tipo específico possui baixa resistência podendo levar à fratura. Outras empresas preferem a liga Ti grau 5. Porém, os custos são maiores e a desvantagem é a liberação de Alumínio e Vanádio para o organismo humano. As novas ligas de Titânio são boas opções, mas não são encontradas facilmente para a fabricação. Assim fez-se a alteração no processamento do Titânio comercialmente puro (Ticp) com emprego da metodologia ECAP para obter o Titânio grau 4 hard. Mas, a oferta é baixa e os custos são maiores que o Titânio fabricado por métodos convencionais. 9.4 Implantes comerciais de pequeno diâmetro Os implantes de diâmetro reduzido podem apresentar diferenças na reabilitação protética. No início da utilização desses dispositivos, o mais comum era encontrar a apresentação comercial de implantes de corpo único. No entanto, essa configuração limitava muito a possibilidade de reabilitação protética. Atualmente, novas possibilidades foram criadas no que diz respeito aos componentes protéticos a serem utilizados nesses implantes. Uma delas é o uso de pilares protéticos instalados por meio de batidas no corpo do implante. Nessa técnica, após a instalação do pilar, há a necessidade do uso de um martelete para aumentar o travamento mecânico por meio de pancadas no topo do componente. Outra possibilidade, é a utilização de componentes aparafusados no corpo do implante. Torna-se semelhante aos implantes de diâmetro regular, porém, só é possível a aplicação com auxílio da utilização de materiais com maior resistência mecânica. 9.5 Conclusões • Os implantes de pequenos diâmetros ou diâmetros reduzidos variam entre 2.8 mm a 3.0 mm de tamanho e foram desenvolvidos para atender casos que possuam limitações na colocação de implantes de diâmetro padrão (≥ 3.0 mm); 104
- 105. CAPÍTULO 9. IMPLANTESDE PEQUENOS DIÂMETROS: UMA REVISÃO NARRATIVA • A utilização desses dispositivos inovou a possibilidade de reabilitação para casos limítrofes ao ponto que evita manobras de regeneração óssea guiada, as quais apresentam menor previsibilidade de sucesso; • A menor área de contato com a superfície óssea quando associado à uma alta carga mastigatória pode ser um fator de risco. Nesse sentido, muitas empresas disponibilizam produtos com maior resistência para minimizar as complicações; • O clínico deve avaliar cuidadosamente a necessidade do uso dos implantes com pequenos diâmetros. Agradecimentos Agradecimentos ao Laboratório de Biomateriais, do Instituto Militar de Engenharia (IME), pelo suporte na realização de análises e pesquisas e também às agências de fomento, especialmente ao Conselho Nacional de Desenvolvimento Científico e Tecnológico (CNPq) pelo incentivo financeiro a fim de estimular o trabalho científico. Referências [1] Catálogo Conexão Sistemas e Próteses Ltda. 30 mar. de 2023. 2023. url: https : / / www . conexao . com . br / catalogo / Catalogo _ Final2018.pdf. [2] Gordon J Christensen. “The increased use of small-diameter implants”. Em: The Journal of the American Dental Association 140.6 (2009), pp. 709–712. [3] Taıs Alves Dos Reis et al. “Biomechanical beha- vior of extra-narrow implants after fatigue and pull-out tests”. Em: The Journal of Prosthetic Dentistry 122.1 (2019), 54–e1. [4] Carlos Nelson Elias et al. “Mechanical and cli- nical properties of titanium and titanium-based alloys (Ti G2, Ti G4 cold worked nanostructured and Ti G5) for biomedical applications”. Em: Journal of Materials Research and Technology 8.1 (2019), pp. 1060–1069. [5] Georgina González-Valls et al. “Narrow diame- ter dental implants as an alternative treatment for atrophic alveolar ridges. Systematic review and meta-analysis”. Em: Materials 14.12 (2021), p. 3234. 105
- 106. 10 DESAFIOS EAVANÇOS NA PESQUISA E DESEN- VOLVIMENTO DE IMPLANTES E PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL Andersan S. Paula1 , , IME2 , ORCID 0000-0002-0904-4240; Danilo A. C. Gonçalves, IME2 , ORCID 0000-0002-4715-9233; Fábio S. Oliveira, INT3 e IME2 , ORCID 0000-0002-1453-4869; Naiara V. Le Sénéchal, IME2 , ORCID 0000-0003-4992-5656; Rafael Ramos, IME2 , ORCID 0000-0001-6711-7674. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.601267 COMO CITAR PAULA, A. S.; GONÇALVES, D. A. C.; OLIVEIRA, F. S.; LE SÉNÉCHAL, N. V.; RAMOS, R.. DESAFIOS E AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 105-114. Tópicos 10.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 107 10.2 Processos de manufatura aditiva . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 109 10.2.1 Processos via polimerização . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 109 10.2.2 Processos via sinterização ou fusão e solidificação . . . . . . . . . . . . . . . . . . 110 10.3 Desenvolvimento tecnológico no setor da saúde . . . . . . . . . . . . . . . . . . 111 10.4 Considerações finais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 113 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 114 1 Email: andersan@ime.eb.br 2 Instituto Militar de Engenharia 3 Instituto Nacional de Tecnologia
- 107. CAPÍTULO 10. DESAFIOSE AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL RESUMO A Manufatura aditiva, também popularmente conhecida como Prototipagem Rápida, é comumente conhecida como o processo de fabricação por Impressão, que consiste em um mecanismo de fabricação de uma peça por meio da união de materiais, partindo de um modelo de informações digitais (aspectos geométricos), pela deposição dos materiais por camada. As tecnologias atualmente disponíveis para fabricação por manufatura aditiva trazem a possibilidade de produção de peças com formatos complexos como uma realidade factível a frente dos processos convencionais, os quais por vezes podem ser dispendiosos financeiramente para determinados materiais, principalmente quando se colocam em voga a necessidade de obtenção de geometrias específicas e número reduzido de peças. Particularmente ao setor da saúde, o uso da manufatura aditiva, com domínio profundo da tecnologia selecionada que possa prover as exigências dimensionais, de propriedades e de comportamento biomecânico e biocompatibilidade, permite a fabricação de implantes e próteses de qualidade e formatos únicos, baseados na anatomia e condição clínica de cada paciente, que além de trazer uma solução célere resulta em uma recuperação mais rápida do mesmo somada ao menor número de intervenções cirúrgicas. No entanto, o desenvolvimento científico e tecnológico de pesquisa e uso da manufatura aditiva para o setor da saúde e outros setores que se observa ao redor do mundo não se dá de forma homogênea e acessível a todos, como é o caso do Brasil. Palavras-chave: Manufatura Aditiva, Implantes, Próteses, Mercado Brasileiro. 10.1 Introdução Nos anos 80 surgiu um processo de fabricação denominado de “prototipagem rápida” que se baseava na adição de material em camadas planas em função da crescente necessidade da indústria daquela época em reduzir custos no processo de desenvolvimento de produto. As primeiras tecnologias de impressão 3D surgiram praticamente no mesmo período, assim como os primeiros modelos de impressoras 3D, e ficaram conhecidas por Tecnologias de Prototipagem Rápida, referindo-se ao fato de que os processos foram originalmente concebidos como um método rápido e mais rentável para a criação de protótipos para o desenvolvimento de produtos dentro da indústria. Porém, o termo “impressora 3D” foi batizado em 1995 por Jim Bredt e Tim Anderson, alunos do Instituto de Tecnologia de Massachusetts. Nessa década, os objetos poliméricos criados apresentavam deformidades/empenamentos no material, uma vez que endurecido, e as máquinas eram muito caras para pequenos empreendedores, porém o potencial da tecnologia era inegável [9]. Ao longo dos anos foram observados significativos desenvolvimento e as percepções evoluíram de tão simplesmente processos de Prototipagem Rápida para a concepção de Manufatura Aditiva (AM), a qual ganhou uma significativa atenção na área acadêmica e no setor industrial no que diz respeito a possibilidades de fabricação de componentes/peças de responsabilidade além de tão somente protótipos. Tudo isto motivado pela comparação com a fabricação subtrativa ou formativa (Figura 10.1), os processos AM utilizam apenas a quantidade necessária de matéria-prima para a confecção de peças, o que pode resultar na redução do custo e do tempo associados à produção geral [16]. 107
- 108. CAPÍTULO 10. DESAFIOSE AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL Figura 10.1 – Manufatura Aditiva, subtrativa e formativa [16]. A essência da AM é em depositar os materiais camada por camada, com base em um projeto auxiliado por computador (CAD), também conhecido como impressão tridimensional (3D), conforme Figura 10.2 [14, 11]. As vantagens desse processo incluem a capacidade de produzir geometrias versáteis com alta precisão, com uso eficiente de materiais, a flexibilidade de projeto e a capacidade de personalização, sem a necessidade de ferramentas complexas. Inicialmente, os processos de AM em sua grande parte eram feitos de materiais poliméricos, nenhuma das tecnologias até então eram capazes de processar metais ou materiais cerâmicos. Atualmente, suas aplicações na indústria não mais se limitam a modelos reduzidos, mas também a produtos finais de grande complexidade, com o desenvolvimento de máquinas capazes de imprimir em qualquer material, desde titânio até a cartilagem humana [Z]. Os equipamentos de AM disponíveis no mercado baseiam-se no diferencial do material/insumo mais adequado a ser processado, tornando possível uma escolha entre tipo de processo, método de aplicação, como descrito na Figura 10.3 [11]. Figura 10.2 – Etapas do processo de manufatura aditiva [11]. Normalmente as tecnologias economicamente mais acessíveis de manufatura aditiva estão relacionadas à impressão 3D de peças poliméricas, como as tecnologias: a jato de polímeros (polyjet), estereolitografia (SLA) e de processamento digital de luz (DLP). Em todas essas técnicas, a matéria-prima em uso é uma resina na 108
- 109. CAPÍTULO 10. DESAFIOSE AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL Figura 10.3 – Equipamentos de Manufatura Aditiva (AM) versus insumos [1]. forma líquida que polimeriza por ação de uma fonte específica de luz para sua formação e consolidação para formar a peça camada a camada. Existem ainda a tecnologia de baixo custo de modelagem por deposição de materiais fundidos (FDM) que se beneficia da baixa temperatura de fusão de polímeros termoplásticos, no formato de filamentos, para construção camada por camada de peças ou protótipo almejado, porém com acabamento e precisão dimensional inferiores aos dos produtos obtidos por SLA, DLP e polyjet [14]. Outras alternativas tecnológicas também garantem alta precisão dimensional e bom acabamento, porém demandam um investimento muito mais alto, começando pela produção da matéria-prima em forma de pó, com características específicas (granulométrica, física e reológica) para a manufatura a se adotar, quer ser a técnica de cama de pó (metálico, cerâmico ou polímero fundido/sinterizado por ação de uma fonte de laser (SLM/SLS) ou elétrons (EBM)) ou de deposição de energia direcionada (DED) (por ação de uma fonte laser ou arco-plasma) restrita a metálicos e cerâmicos [14]. 10.2 Processos de manufatura aditiva Dois grupos de processos de manufatura aditiva são amplamente utilizados em aplicações para medicina e odontologia: via polimerização e via sinterização ou fusão e solidificação. 10.2.1 Processos via polimerização No processo de polimerização de cuba tem-se a impressão 3D em uma cuba que contém uma resina de fotopolímero que é seletivamente curada por uma fonte de luz. Este processo tem duas formas mais comuns de concepção de equipamentos, sendo elas: SLA (Estereolitografia) e DLP (Digital Light Processing, ou em português Processamento de Luz Direta, que se diferenciam pelo fato das impressoras SLA usarem um laser 109
- 110. CAPÍTULO 10. DESAFIOSE AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL em pontos (conforme Figura 10.4) e a impressora DLP uma máscara para exposição da resina camada a camada [14]. Figura 10.4 – Desenho esquemático do funcionamento de uma impressora SLA [2]. Com estas tecnologias e uso resino de fotopolímero (Standard, Transparent, High Temperature) é capaz produzir peças com precisão dimensional de ± 0,5% (limite inferior ± 0,15 mm) com acabamento superficial suave e detalhes fino, em aplicações não exigidos requisitos mecânicos significativos, a citar: protótipos de polímeros tipo injeção, joias (fundição de investimento), aplicações dentárias, aparelhos auditivos, etc [14, 2]. 10.2.2 Processos via sinterização ou fusão e solidificação Um processo que utiliza o princípio da fusão e solidificação para produção de peças poliméricas é o processo de impressão 3D de extrusão de material, neste processo um filamento de material polimérico termoplástico sólido é empurrado através de um bocal aquecido de modo que este se funda ao sair pelo bocal. Desta forma, a impressora ao deslocar o bocal depositará o material em uma plataforma ao longo de um percurso pré-definido camada a camada, com isto o filamento fundido resfria-se e solidifica-se para formar ao final do processamento um objeto sólido (Figura 10.5). A tecnologia de impressão 3D para este processo é a modelagem por deposição de fundido (FDM – Fused Deposition Modeling), também conhecida como fabricação de filamento fundido (FFF – Fused Filament Fabrication), a qual faz uso de filamento termoplásticos de polímeros de PLA, ABS, PET e PTU, resultando em peças com uma precisão dimensional de ± 0,5% (limite inferior ± 0,5 mm) para produção de carcaças elétricas; testes de forma e ajuste; jigs e acessórios e padrão de fundição de investimento, com custo mais alto que a SLA/DLP para fins visuais. Também é possível o uso de filamento de compósitos a base de um polímero termoplástico ou tinta altamente preenchidas com carga de pós de metais ou cerâmicos [3]. No que diz respeito a manufatura aditiva aplicada a metais se fazem presentes através de duas concepções de equipamentos: fusão/sinterização de cama de pó (Figura 10.6), e deposição com energia direcionada (Figura 10.7). Neste ponto a manufatura aditiva de materiais metálicos com uso de fontes de laser ou de feixes de elétrons para sinterizar ou fundir tem se mostrado promissoras, principalmente com uso de laser por ter associados equipamentos de menor custo quando comparados aos de feixe de elétrons. Por outro lado, em termos de precisão dimensional os equipamentos de fusão de cama de pó são a opção a ser fazer uso, processo que também pode ser aplicado para pós cerâmicos e poliméricos, além dos metálicos já citados [14]. 110
- 111. CAPÍTULO 10. DESAFIOSE AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL Figura 10.5 – Desenho esquemático do funcionamento de uma impressora FDM [2]. Porém, é sabido que normalmente as características finais do produto tão somente processado via manufatura aditiva não apresenta as características microestruturais e propriedades das rotas convencionais normalmente adotadas para produção de uma determinada liga, e que neste caso busca-se realizar etapa adicional de pós-tratamento de natureza térmica para promover as modificações microestruturais necessárias para se atingir as propriedades almejadas. No entanto, muito pesquisa se faz necessária para chegar a este resultado final tanto no que diz respeito aos parâmetros de processo na manufatura aditiva como do tratamento térmico pós-manufatura em função da liga que se tem em mãos e das propriedades necessárias para a aplicação. Figura 10.6 – Desenho esquemático do funcionamento de uma impressora de fusão/sinterização em cama de pó [4]. 10.3 Desenvolvimento tecnológico no setor da saúde Na literatura a nível mundial observa-se pesquisas de ponta e ofertas diversos produtos ao mercado substituindo os processos de clássicos de manufatura por aqueles que conceituam como sendo de manufatura aditiva para fabricação de implantes e próteses a partir de biomateriais (poliméricos, cerâmicos e metálicos), inclusive fazendo uso da possibilidade construção de geometrias internas não massivas que garantam a redução da densidade da peça de ligas metálicas com a devida resistência mecânica necessárias aplicação [12, 17, 10], conforme exemplificado na Figura 10.8. Até mesmo observa-se ações para desenvolvimento de próteses funcionais para aplicação oftalmológica, no sentido de desenvolver estruturas oculares customizadas para cada paciente, no caso de reconstruções desta [13]. 111
- 112. CAPÍTULO 10. DESAFIOSE AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL Figura 10.7 – Desenho esquemático do funcionamento de impressoras de deposição com energia direcionada com a matéria-prima fornecida em formato de fio (esquerda) e de pó (direita) [4]. Figura 10.8 – Distintos metais e ligas aplicados em implantes e próteses para substituição de estruturas ósseas em peças com volumes de construção menos densos [12, 10]. Fontes da literatura destacam que o Brasil apesar de ter unidades acadêmicas e outras fabris, que debruçam esforços na pesquisa, desenvolvimento e aplicação desta tecnologia em termos de produção de insumos e equipamentos para processamento, na visão mundial é invisível face às expressões dos esforços desempenhados para desenvolver a pesquisa por países como Estados Unidos da América, China, Reino Unido, Alemanha, Austrália, Itália, Singapura, Espanha, França, Canadá, Suíça e Coreia do Sul (Figura 10.9a) [15]. Esta pesquisa também destaca uma expectativa no crescimento global em impressão 3D em 45 bilhões de dólares no mercado americano e a participação por cada tipo de processo (Figura 10.9b,c). Essas evidências destacam a carência brasileira de investimento para ofertas de insumos nacionais e das diversas vertentes destas tecnologias, que no exterior não é uma realidade só na pesquisa acadêmica, mas como uma realidade de oferta de mercado e de aplicação nos mais diversos setores com menor ou maior requisitos de desempenho, a citar os setores da indústria automobilística, aeronáutica, aeroespacial, biomédica (medicamentos, equipamentos e órgãos) e até mesmo o setor alimentício que começa a se desenvolver. No entanto, observa-se várias iniciativas nacionais, sejam em instituições de ensino e pesquisa, em empresas de capital nacional ou até mesmo que multinacional que se implantaram no país. 112
- 113. CAPÍTULO 10. DESAFIOSE AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL Figura 10.9 – (a) Os países mais prolíficos envolvidos no avanço da pesquisa de impressão 3D; (b) Progresso anual no mercado global de impressão 3D em bilhões de dólares americanos; e (c) Participação estimada de vários tipos de manufatura aditiva na impressão 3D geral dos EUA marcada para 2027. Dados extraídos de Wang et al. (2021)[15]. No que tange o desenvolvimento de implantes e próteses e as iniciativas para normatizar as suas condições de fabricação, no Brasil algumas iniciativas são dignas de mérito, a citar o pioneirismo do Centro de Tecnologia da Informação (CTI) Renato Archer [5], do Instituto Nacional de Tecnologia (INT) [6] e do Instituto Nacional de Metrologia, Qualidade e Tecnologia (INMETRO) [7]. Outra iniciativa é a empresa Plenium, fruto de 13 anos de pesquisas e desenvolvimento tecnológico que resultaram na criação de biomateriais sintéticos e implantes customizados em máquinas 3D [8]. A empresa também desenvolve biomateriais como enxertos ósseos, uma membrana 100% sintética e reabsorvível de alta resistência, além de ser a primeira fábrica da América Latina a produzir blocos customizados de biomaterial cerâmico com tecnologia 3D. Porém, estas ações não são suficientes frente a grandiosidade do país, que em termos fabris/comerciais possui um número reduzido de empresas brasileiras que têm como nicho de produtos implantes e próteses, e insignificante frente ao cenário internacional no que tange o uso da manufatura aditiva para este fim e com poder de competir com as opções importadas, em termos da tríplice meta em qualidade, custo e oferta. 10.4 Considerações finais Apesar de existir uma lista extensa de fornecedores dos insumos das mais diversas naturezas para prototipagem rápida 3D e manufatura aditiva avançada, como também equipamentos para realizar proces- samentos com a concepção aditiva para obtenção de produtos, estes na maioria são oriundos de empresas estrangeiras que trabalham com a filosofia de “caixa-preta”, ou seja, a operação está otimizada para consumíveis importados de fornecedor(es) específico(s) determinado(s) pelo fabricante de cada equipamento de tecnologia 113
- 114. CAPÍTULO 10. DESAFIOSE AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL de impressão 3D. Qualquer tentativa de alteração é inibida pela impossibilidade de ajustes de parâmetros de impressão por uma configuração de operação restrita, ou então por regras que consideram esta prática com uma violação da garantia. Mesmo em caso de contratos de aquisição de equipamentos com tecnologia aberta, tanto para programação flexível de ajustes das variáveis de processamento e liberdade na escolha dos insumos, o investimento é muito alto tanto para se adquirir os equipamentos como os insumos, pois mantém-se a política de desmotivação ao uso de insumos não licenciados por parte dos fabricantes de equipamentos de impressão 3D importados. Somado a isto, a complexidade no Brasil dos processos de aquisição de materiais de consumo e permanente importados nos diversos seguimentos de geração de conhecimento e tecnologia (ensino, pesquisa e indústria) do setor público nacional, incluindo a instabilidade cambial e as políticas internacionais de comércio exterior nos países potenciais fornecedores do Brasil, geram uma vulnerabilidade para um investimento tão grande de implantação e consolidação de uso em um tipo de tecnologia, que é a prototipagem rápida e a manufatura aditiva rápida, de forma ampla em todos os setores da indústria nacional e inúmeras possibilidades de aplicação. No entanto, o setor associado a aplicações em biomateriais tem tido uma evolução mais expressiva com empresas multinacionais e nacionais de grande, médio e pequeno porte, principalmente no que diz respeito a produção de próteses e implantes mais diversas segmentações da odontologia. Porém, muito investimento e incentivo precisa ser feito para destacar com visibilidade mundial os esforços dos empresários e pesquisadores que atuam em organizações e instituições instaladas em território nacional. Referências [1] url: http://moldesinjecaoplasticos.com. br/prototipagem- rapida- ou- manufatura- aditiva/. [2] url: https : / / engiprinters . com . br / os - tipos-de-tecnologia-de-impressao-3d/. [3] url: https://ojs.unifor.br/tec/article/ view/11960. [4] url: http : / / www . pos . cps . sp . gov . br / files / artigo / file / 967 / d493d6b779a3995567b0a509db1ac467.pdf. [5] url: https://www1.cti.gov.br/pt-br. [6] url: https://www.gov.br/int/pt-br. [7] url: https://www.gov.br/inmetro/pt-br. [8] url: https://www.abopr.org.br/empresa- brasileira - emprega - tecnologia - 3d - em - implantes-e-blocos-customizados/. [9] 3D Print.com: The Voice of the 3D Printing. url: https : / / 3dprint . com / 182753 / jim - bredt-robotic-3d-printer/. [10] Long Bai et al. “Additive manufacturing of cus- tomized metallic orthopedic implants: Materials, structures, and surface modifications”. Em: Me- tals 9.9 (2019), p. 1004. [11] Andreas Gebhardt e Jan-Steffen Hötter. Addi- tive manufacturing: 3D printing for prototyping and manufacturing. Carl Hanser Verlag GmbH Co KG, 2016. [12] Shunyu Liu e Yung C Shin. “Additive manufactu- ring of Ti6Al4V alloy: A review”. Em: Materials & Design 164 (2019), p. 107552. [13] Jennifer KS Tsui et al. “Applications of three- dimensional printing in ophthalmology”. Em: Survey of Ophthalmology (2022). [14] Neri Volpato. Manufatura aditiva: tecnologias e aplicações da impressão 3D. Editora Blucher, 2021. [15] Yanen Wang et al. “Applications of additive manufacturing (AM) in sustainable energy gene- ration and battle against COVID-19 pandemic: The knowledge evolution of 3D printing”. Em: Journal of Manufacturing Systems 60 (2021), pp. 709–733. 114
- 115. CAPÍTULO 10. DESAFIOSE AVANÇOS NA PESQUISA E DESENVOLVIMENTO DE IMPLANTES E PRÓTESES POR MANUFATURA ADITIVA NO BRASIL [16] Filipe Wiltgen. “Protótipos e prototipagem rá- pida aditiva sua importância no auxılio do desen- volvimento cientıfico e tecnológico”. Em: Anais do 10º Congresso Brasileiro de Engenharia de Fabricação (COBEF), São Carlos-SP. 2019. [17] Xingchen Yan et al. “Effect of heat treatment on the phase transformation and mechanical pro- perties of Ti6Al4V fabricated by selective laser melting”. Em: Journal of Alloys and Compounds 764 (2018), pp. 1056–1071. 115
- 116. 11 ANÁLISE DEFALHAS, FATORES DE RISCO E COM- PLICAÇÕES DOS TRATAMENTOS COM IMPLAN- TES DENTÁRIOS Manuela Cunha Bastos Netto1 , IME2 , ORCID : 0000-0002-9690-4500; Roberto H. Monteiro, IME2 , ORCID 0000-0003-4506-5820; Hazel Paloma Reis Corado, IME2 , ORCID 0000-0001-5825-241x; Carlos Nelson Elias, IME2 , ORCID 0000-0002-7560-6926. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.601699 COMO CITAR NETTO, M. C. B.; MONTEIRO, R. H.; CORADO, H. P. R.; ELIAS, C. N.. ANÁLISE DE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 115-129. Tópicos 11.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 117 11.2 Revisão de literatura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 119 11.2.1 Complicações . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 119 11.2.1.1 Falhas cirúrgicas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 120 11.2.1.2 Falhas por localização . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 121 11.2.1.3 Falhas por condições relacionadas aos pacientes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 121 11.2.1.4 Falhas associadas às condições dos implantes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 121 11.2.1.5 Influência das condições protéticas nas falhas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 122 11.2.1.6 Falhas devido à outras condições . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 123 11.2.2 Fatores de risco e análise de falhas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 123 11.3 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 127 11.4 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 128 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 129 1 Email: manuela.netto@ime.eb.br 2 Instituto Militar de Engenharia
- 117. CAPÍTULO 11. ANÁLISEDE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS RESUMO Desde o século passado, com o desenvolvimento da implantodontia oral, que pesquisas são realizadas para determinar os parâmetros que influenciam no sucesso e falhas na reabilitação oral com o uso de implantes dentários osseointegráveis. A análise sobre as complicações, fatores de risco e causas das falhas é importante uma vez que estes parâmetros podem ser utilizados para se determinar a melhor estratégia no tratamento reabilitador com o uso de implantes dentários. Tendo em vista que existe uma grande variedade de complicações e fatores de risco para o tratamento com implantes dentários, é de fundamental importância que o profissional utilize de medidas de prevenção, antes, durante e após a instalação dos implantes para minimizar os insucessos. O paciente deve estar ciente de que a terapia com implantes inclui a manutenção preventiva após a reabilitação concluída e que, mesmo em casos controlados, existe uma pequena parcela da população que responderá desfavoravelmente, tendo em vista que, entre os fatores de risco, os relacionados ao paciente são os mais difíceis de se controlar. Este trabalho tem como objetivo realizar uma breve revisão da literatura sobre as principais complicações, fatores de risco e análise de falhas dos implantes dentários. Palavras-chave: Implante dentário, Falhas em implantes, Fatores de falhas. 11.1 Introdução O sucesso dos tratamentos com implantes dentários osseointegráveis se deve a dois fatores: o primeiro é a osseointegração, a qual foi inicialmente definida como “o contato direto entre osso e a superfície de titânio do implante” por Branemark em 1977 [13]. Atualmente, sabe-se que o contato entre as células ósseas e o implante ocorre através de uma nanocamada de glicoproteínas e proteoglicanas [7]. O segundo fator que influencia no sucesso do tratamento é o selamento dos tecidos moles com os abutments que previne reações inflamatórias ao redor dos implantes. A osseointegração depende do material, forma e superfície do implante, técnica cirúrgica, densidade e quantidade ósseas e condições de carregamento [13], além de forma da prótese e cuidados com paciente [7]. Existem três mecanismos pelos quais a osseointegração não ocorre ou falha: 1. A formação de tecido fibroso ao redor dos implantes na fase inicial de regeneração; 2. A sobrecarga que leva à perda óssea mesmo após osseointegração inicial; 3. A reabsorção óssea gradual levando à perda de suporte ósseo do implante [13]. Os critérios de sucesso dos implantes são a imobilidade dos mesmos quando testados clinicamente, ausência de radiolucidez, perda óssea anual menor que 0,2 mm, ausência de inflamação gengival ou peri- implantar amenizada com tratamento, ausência de sintomas de infecção e dor, ausência de danos aos dentes adjacentes, ausência de parestesia, anestesia ou violação do canal mandibular ou seio maxilar e sobrevivência funcional em 90% dos casos após 5 anos e 85% em 10 anos [22]. As falhas dos implantes dentários podem ser precoces ou tardia. A precoce ocorre quando ocorrem durante o período de osseointegração, regeneração ou carregamento inicial até o 1º ano após instalação. A 117
- 118. CAPÍTULO 11. ANÁLISEDE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS falha tardias é observada quando ocorrem após o período de osseointegração, quando o implante já está funcional e geralmente após o 1º ano. As causas diferem quanto ao tipo de falha [22]: As principais causas das falhas precoce dos implantes osseointegráveis são: • Qualidade ou quantidade pobre de osso (tipo 4, posterior de maxila, osso irradiado) ou ausência de tecido queratinizado; • Condições médicas do paciente (imunocomprometimento, diabetes descontrolada, AIDS, osteoporose avançada, terapia com esteróides, doença metastática nas arcadas, condições metabólicas ou endócrinas, má nutrição ou síndrome de má absorção, uso de bisfosfonatos, desordens de colágeno, síndromes psicóticas, ausência de comprometimento do paciente, entre outros); • Hábitos desfavoráveis do paciente (bruxismo, fumo pesado por longos períodos, pobre higiene oral, acúmulo de placa, entre outros); • Técnica cirúrgica inadequada (inserção subótima, ausência de estabilidade primária, pobre posicionamento 3D do implante, etc); • Prótese inadequada (escolha errada, forma subótima da prótese e da mesa oclusal, carregamento excessivo, trabalho laboratorial inadequado); • Forma do implante e superfície subótimas; • Fatores desconhecidos [22]. As principais causas das falhas tardias dos implantes osseointegráveis são: • Sobrecarga oclusal/tensão excessiva: sobrecarga, forma oclusal inadequada, bruxismo não diagnosticado, controlado ou tratado; • Peri-implantite ou pobre higiene oral: ausência de desejo do paciente por uma adequada higiene oral, ausência de coordenação motora ou amputação pelo paciente, forma da prótese dificultando acesso para limpeza, supervisão inadequada do dentista com o paciente; • Forma, construção ou adaptação inadequadas da prótese: deficiência em qualquer estágio laboratorial ou restaurador levando à falhas e fraturas dos componentes do implante, componentes defeituosos, fadiga dos componentes resultando em afrouxamento dos parafusos, fraturas, etc.; • Fatores desconhecidos [22]. De modo geral as falhas estão relacionadas a problemas biomecânicos do implante e/ou da prótese, à interferências oclusais/trauma crônico ou infecções [22], que levam à complicações. Foram classificados 6 grandes grupos de complicações: cirúrgicas, perda dos implantes, perda óssea, tecido mole peri-implantar, mecânicas e estéticas/fonéticas, discutidas mais profundamente na revisão de literatura [8]. Considerando que tais falhas e complicações geram grande incômodo para o paciente e dificuldade de manejo para o cirurgião dentista, este trabalho tem como objetivo realizar uma revisão de literatura sobre o assunto. 118
- 119. CAPÍTULO 11. ANÁLISEDE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS 11.2 Revisão de literatura 11.2.1 Complicações De acordo com Goodacre et al. (2003) [8] as complicações cirúrgicas citadas na literatura são: hemor- rágicas, distúrbios sensoriais, fraturas mandibulares, dano/desvitalização de dentes adjacentes, hemorragias com perigo de morte, embolia, deslocamento do implante para canal mandibular, aspiração do parafuso, mediastinite necrotizante descendente, hemorragia intraocular e soluço. Entretanto, apenas as 3 primeiras foram extensamente estudadas e apresentaram incidência média de 24%, 7% e 0,3%, respectivamente. As complicações relacionadas à perda de implantes foram avaliadas em relação aos seguintes fatores: • Prótese/arcada, com incidência média de perda de 10% de implantes em protocolos instalados em maxila e 3%, em mandíbula; 19% de implantes em overdentures em maxila e 4%, em mandíbula; 6% de perda de implantes em próteses parciais instalados em maxila e mandíbula; e 3% de perda média em coroas unitárias em ambas arcadas; • Tempo de perda, 54% dos implantes perdidos em protocolos ocorreram antes da instalação da prótese e 46%, após; em overdentures 60% ocorreram antes da prótese e 40%, após; em próteses parciais 61% ocorreram antes e 39%, após a colocação da prótese; em coroas unitárias 47% das perdas foram antes da prótese ser instalada e 53%, depois. No geral, 57% dos implantes perdidos após colocação da prótese ocorreram no 1º ano, 34% no 2º ano e 9% no 3º ano; • Comprimento do implante, houve 10% de perda nos implante com 10 mm ou menos, enquanto para implantes maiores que 10 mm a perda foi de 3%; • Qualidade óssea, ossos tipos 1, 2 e 3 exibiram perda de 4% dos implantes e ossos tipo 4, 16%; • Condições sistêmicas, incluindo fumo, radioterapia, diabetes, quimioterapia, osteoporose, terapia de reposição hormonal, escleroderma, síndrome de Sjogren, Parkinson, mieloma múltiplo, AIDS, sendo as 3 primeiras as mais extensamente investigadas na literatura, exibindo incidência de perda de implantes de 11%, 25% e 9%, respectivamente. Quanto a perda óssea marginal, a média observada é de 0,9 mm no 1o ano e 0,1 mm nos anos subsequentes. Complicações de tecido mole peri-implantar variam de fenestrações/deiscências (média de 7% de ocorrência), inflamação/proliferação gengival (média de 6%) a fístulas no nível de conexão pilar-implante (média de 1%). Complicações mecânicas investigadas incluíram perda de retenção/ajuste da overdenture (incidência de 30%), fratura de próteses parciais de resina (22%), desadaptação de overdenture necessitando de re-embase (19%), fratura do sistema barra-clip de overdentures (17%), fratura de próteses parciais de cerâmica (14%), fratura de overdentures (12%), fratura de próteses antagonistas aos implantes (12%), fratura das bases de resina acrílica (7%), afrouxamento dos parafusos de próteses (7%), afrouxamento do parafuso de pilares (6%), fratura do parafuso da prótese (4%), fratura da barra metálica (3%), fratura dos parafusos dos pilares (2%) e fratura dos implantes (1%). Relacionados às complicações fonéticas/estéticas, a média foi de 10% para falhas estéticas e 7% para falhas fonéticas [8]. 119
- 120. CAPÍTULO 11. ANÁLISEDE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS Chrcanovic, Albrektsson e Wenneberg (2014) [3] publicaram uma revisão da literatura sobre as razões das falhas dos implantes dentais e sugeriram vários os fatores. Estes incluíam: baixo torque de inserção em cargas imediatas ou precoces, inexperiência de cirurgiões, implantes instalados em maxila e regiões posteriores das arcadas, fumantes pesados, implantes em ossos tipo III e IV ou com pouco volume, implantes curtos, maior quantidade de implantes instalados por paciente, ausência de estabilidade primária, implantes cilíndricos (sem roscas), overdentures, técnica cirúrgica não submergida, carga imediata, instalação em alvéolos frescos pós- extração e implantes de pequeno diâmetro. Neste mesmo estudo, os autores relatam que ainda é desconhecida a causa de falhas precoces em alguns implantes, mas que felizmente a frequência é pequena (1-2%). Eles categorizam as falhas de acordo com a natureza, como sendo primária, quando não há osseointegração, ou secundária, após osseointegração. Mas, segundo os autores, uma reabsorção óssea marginal pode levar a falhas secundárias e seria causada por complicações no tratamento e não por peri-implantite, um fenômeno de doença, apesar de alguns estudos a categorizarem como falha primária que leva à reabsorção óssea marginal. Desse modo, para Chrcanovic, Albrektsson e Wenneberg a peri-implantite é um tipo de falha secundária, assim como problemas infecciosos e similares em implantes [3]. Esse estudo considerou falhas de implantes somente como implantes perdidos e as classificou como falhas cirúrgicas, por localização, por paciente, por implante, protéticas e outras condições. A seguir são citadas as causas mais importantes encontradas e separadas em categoria: 11.2.1.1 Falhas cirúrgicas • O uso de antibiótico pré-operatório reduz significativamente as perdas dos implantes, mas ainda é desconhecido o benefício de antibióticos pós-operatórios. Quanto aos diferentes tipos ou regimes de terapias antibióticas, não houve diferença entre eles quando associados à rotina de procedimentos cirúrgicos; • Há diversos estudos que citam a mesma previsibilidade com altas taxas de sobrevivência de implantes instalados com a técnica de 1 estágio (não submergida) quando comparada com a técnica de 2 estágios (submergida). Entretanto, há diversos outros estudos mostrando maiores riscos de falhas na técnica não submergida; • A maior parte dos estudos reporta resultados semelhantes, com altas taxas de sucesso, em implantes instalados com a técnica sem retalho cirúrgico comparada com retalho. Baixo torque de inserção de implantes planejados para carga imediata ou precoce aumenta a taxa de falha; • A instalação de implantes por técnica adaptada de perfuração óssea (sub instrumentação) em sítios de pouca densidade óssea não aumenta ou diminui a taxa de falhas; • Apesar de estudos terem demonstrado maiores riscos de perdas em implantes instalados de 6 semanas a 9 meses após extração do que imediatamente após remoção dos dentes, a maioria observou maiores falhas em implantes instalados em alvéolos frescos pós-extração quando comparado a sítios cicatrizados; • Cirurgiões inexperientes tendem a apresentar maiores falhas quando comparados a profissionais experi- entes. 120
- 121. CAPÍTULO 11. ANÁLISEDE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS 11.2.1.2 Falhas por localização • Maior número de falhas de implantes ocorrem na maxila do que na mandíbula com diferença estatística significativa, que pode ser devido a densidade óssea mais desfavorável da maxila ou também pelo uso mais frequente de implantes curtos por causa da pneumatização do seio maxilar; • Maior número de falhas de implantes instalados na região posterior quando comparado às regiões anteriores, devido à qualidade óssea e maiores forças funcionais. 11.2.1.3 Falhas por condições relacionadas aos pacientes • Não há diferenças entre gêneros ou idade dos pacientes; • O fumo apresenta significativo efeito deletério na sobrevivência de implantes; • Apesar de difícil de assumir uma associação causal entre falha de implantes e histórico de doença periodontal, pode ser especulado que tecidos afetados por periodontite influenciam negativamente por aumentar o gap entre osso e implante, colocando em risco a estabilidade primária tanto em carga imediata quanto em carregamento precoce; • Osso tipo III e IV apresentam maiores taxas de falhas; • Sobreaquecimento durante a instrumentação cirúrgica pode explicar falhas em implantes instalados em osso tipo I, por afetar o processo de osseointegração resultando em mobilidade do implante; • Diversos estudos demostraram significante maior taxa de falha em implantes instalados em ossos com pouco volume, mas diversos outros não encontraram diferenças estatisticamente significantes; • Bruxismo aumenta as taxas de falhas de implantes, dado que são cargas maiores e imprevisíveis ou incontroladas que podem levar a micro movimentações do implante; • Maiores taxas de perdas de implantes em pacientes edêntulos do que dentados, que pode ser explicado pela alta influência da presença ou ausência de dentes na anatomia óssea e uso de implantes curtos em regiões com pouco volume de osso; • Pacientes com pobre higiene oral apresentam maiores taxas de perdas de implantes quando comparados a pacientes com moderada ou boa higiene; • A presença de líquen plano oral parece não estar associada a maiores taxas de falhas; • A influência de problemas de saúde geral em taxa de perda de implantes é pobremente documentada na literatura, com apenas alguns estudos controlados disponíveis. Corroborado por Clementini et al. (2014) [6]. 11.2.1.4 Falhas associadas às condições dos implantes • Comprimento do implante é um fator significativo na taxa de sobrevivência, sendo maior em implantes com 10 mm ou mais; 121
- 122. CAPÍTULO 11. ANÁLISEDE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS • Diâmetro do implante também é fator importante na taxa de sobrevivência, sendo maior em implantes amplos quando comparados a implantes de pequeno diâmetro e mesmo comprimento; • Existe correlação entre estabilidade primária e sobrevivência de implantes, em que maiores torques de inserção correspondem a menores taxas de perdas, provavelmente por providenciar regeneração sem distúrbios e uma adequada osseointegração; • Implantes cilíndricos sem roscas apresentam menores taxas de sobrevivência do que implantes com roscas. Isso ocorre devido às tensões cisalhantes intensas nos implantes sem roscas; • A comparação entre estudos que investigaram a influência da forma das roscas na taxa de falhas é difícil devido as diferenças nas reabilitações protéticas, no tempo de carregamento e tamanhos dos implantes, além da qualidade óssea; • O número de implantes/paciente correlacionou com a taxa de falhas, em que pacientes com 4 ou mais implantes apresentaram mais falhas do que pacientes com até 2; • As propriedades superficiais dos implantes como topografia e composição química afetam adsorção de proteínas, interação célula-superfície e desenvolvimento do tecido peri-implantar, que são relevantes para a osseointegração; • As superfícies de implante com nanohidroxiapatita, trados com ácido, jateados e anodizados com rugosi- dades moderadas apresentaram melhores taxas do que comparadas a usinadas ou sem hidroxiapatita; • Implantes angulados não apresentaram diferenças estatísticas na taxa de sobrevivência quando compara- dos aos implantes verticais. 11.2.1.5 Influência das condições protéticas nas falhas • Diferenças entre cargas oclusais e não oclusais (ausência de pontos de contatos) na carga imediata possuem baixa influência na taxa de sobrevivência de implantes; • Não há diferença estatística na taxa de falhas entre próteses cimentadas ou aparafusadas, mas resíduos de cimento resinoso de próteses cimentadas podem causar perda óssea marginal; • Não há consenso nos resultados nas taxas de falhas em relação aos tipos de próteses; • Implantes com maiores proporções de coroa em relação ao comprimento do implante não demonstraram maiores taxas de perdas quando comparadas aos menores; • Devido ao número restrito de estudos e alta divergência de resultados, é impossível afirmar se implantes esplintados são melhores do que não esplintados; • Não resultado conclusivo relacionado à diferença estatística na falha de implantes de acordo com a quantidade de implantes instalados para overdentures ou tipos de sistemas de attachment para essas próteses; • Não houve diferença estatística entre os diferentes períodos de carregamento após instalação na taxa de sobrevivência de implantes. 122
- 123. CAPÍTULO 11. ANÁLISEDE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS 11.2.1.6 Falhas devido à outras condições • O contato entre mini-implantes e guias cirúrgicos de aço inoxidável não gera contaminação que compro- meta a sobrevivência dos mesmos; • Maior número de implantes foram perdidos quando o motivo da extração dentária foi periodontite (10,2%) em relação ao trauma (0%), fratura radicular (0%), inflamação periapical (0%) ou cárie (5%); • A sinusite pós-operatória como complicação cirúrgica foi investigada por Kim et al. (2019) [11] que verifi- cou 5% de incidência e os fatores que afetaram foram sinusite pré-operatória e perfuração transoperatória da membrana sinusal; • A incidência de perfurações é da ordem de 17% mas, as falhas de implantes foi de 5%, sendo este afetado por fumo e altura óssea na maxila. É sugerido que seja investigado o histórico otorrinolaringológico do paciente antes da cirurgia de implantes dentais superiores, além de exame tomográfico computadorizado para uma avaliação mais detalhada sobre a presença de sinusite pré-operatória. Caso exista algum problema otorrinolaringológico, como a presença de pólipos nasais, que seja tratado antes com o médico [11]. 11.2.2 Fatores de risco e análise de falhas Ao realizar uma meta-análise, Manzano et al. (2016) [12] identificaram os fatores de risco para falhas precoces de implantes dentários e encontrou maior risco, 1,3 a 2,3 vezes, para fumantes, entre 1,2 a 2,2 vezes para implantes curtos (menores que 10 mm) e 1,0 a 1,6 vezes para implantes instalados em maxila. O risco de falha em implantes de pequeno diâmetro (menores que 4 mm) se mostrou igual a de implante maiores. Os autores citam ainda que falhas tardias derivam de peri-implantite induzida por placa bacteriana ou por sobrecarga. Fatores de risco relacionados à prótese, como excesso de cimento resinoso e desadaptação entre componentes e plataformas de implantes foram investigados por Pesce et al. (2015) [17] os resultados encontrados foram de que há correlação entre excesso de cimento e a presença de peri-implantite em próteses cimentadas, especialmente em pacientes com histórico de doença periodontal. Isso ocorre porque a superfície rugosa do cimento facilita o acúmulo de microrganismos que podem levar à peri-implantite. Os autores sugerem que a escolha entre próteses aparafusadas ou cimentadas deveria se basear no risco do paciente e que cuidado deve ser tomado para remover todo o cimento remanescente, além da forma da prótese favorecer a higiene pelo paciente. Os autores citam estudos microbiológicos que verificaram a presença de bactérias similares aos encontrados em peri-implantite em implantes saudáveis com próteses cimentadas, sugerindo que a presença de placa bacteriana somente não é capaz de causar a doença. O estudo ainda evidencia que o tipo de conexão componente protético/implante pode exercer influência nas atividades bacterianas quantitativas e qualitativas, de modo que conexões internas exibiram menores contagens de bactérias. No que tange às complicações mecânicas relacionadas à proporção coroa/implante e biológicas, uma revisão sistemática encontrou maiores riscos de afrouxamento do parafuso do abutments (chance maior ou igual a 1,46) e fraturas de abutments em regiões posteriores (chance maior ou igual a 2,01) quando a proporção de comprimento coroa/implante é desfavorável. O comprimento da coroa é dada pela distância entre a porção 123
- 124. CAPÍTULO 11. ANÁLISEDE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS mais coronal do osso até a porção mais coronal da restauração, enquanto o comprimento do implante é medida do ápice do mesmo até a porção mais coronal do osso. O fulcro está no meio entre a coroa e o implante e conforme há perda óssea a proporção coronária aumenta, tornando as forças laterais no implante mais deletérias. Uma extrapolação dos dados periodontais foi proposta para implantes: entre 0,5 e 1 seria o ideal para prevenir complicações. Entretanto, estudos clínicos demonstraram que mesmo com proporções desfavoráveis é possível manter implantes com sucesso desde que respeitados os princípios periodontais e protéticos. Isso é de extrema importância em implantes curtos instalados em regiões posteriores [18]. Zhou et al. (2016) [25] investigaram a influência do bruxismo nas complicações protéticas de implantes como nucleação de trincas ou fraturas e verificaram que a probabilidade aumenta em mais de 4 vezes nos pacientes bruxistas em comparação aos não bruxistas. A intensidade da força da mordida na região anterior de bruxistas é de 105,1 ±34,2 N e em não bruxistas é de 81,3 ±31,0 N, nas regiões posteriores as forças são maiores. A sobrecarga e a ausência de propiocepção nos implantes devido à ausência de ligamento periodontal ao redor dos mesmos faz com que complicações protéticas sejam mais fáceis de ocorrer em bruxistas. Além de que a sobrecarga pode causar o desequilíbrio na remodelação óssea, podendo levar a perda óssea. A influência da oclusão na terapia com implantes foi investigado por Sheridan et al. (2016) [21] onde citam diferenças entre dentes e implantes e relatam que os primeiros exibem 8,75 vezes mais percepção tátil do que os segundos. Por isso, sobrecarga oclusal é mais fácil de ser percebida em dentes do que em implantes. Outra diferença entre dentes e implantes se refere às fibras colágenas que são perpendiculares às raízes dos dentes e paralelas aos implantes, conferindo menor resistência mecânica aos implantes às forças laterais. Assim, os autores sugerem recomendações quanto a oclusão em implantes: oclusão mutuamente protegida com guias anteriores e contatos bilaterais espaço livre funcional em relação cêntrica, reduzir cantilever, aumentar número de implantes, aumentar número de pontos de contatos, monitorar hábitos parafuncionais, estreitar a mesa oclusal, reduzir a inclinação das cúspides e fazer carregamento progressivo em pacientes com ossos pouco densos. Os resultados das pesquisas sobre a influência do cigarro na taxa de falhas de implantes dentais foi realizada por Naseri et al. (2020) [16], segundo os quais o risco aumenta para pacientes fumantes quando comparado a não fumantes. Além disso, verificou também que quanto maior a quantidade de cigarros fumados por dia, maior a probabilidade de perda de implantes, sendo mais de um maço (>20 cigarros) um alto risco [16]. Corroborando, outro estudo foi constatado que há aumento do risco de perda óssea causado pelo cigarro e revelou que pacientes fumantes tem 0,164 mm a mais de perda óssea por ano do que pacientes não fumantes [6]. Uma revisão sistemática com meta-análise indicou um maior risco, 3,02 vezes, para falhas em implantes em pacientes com histórico de periodontite quando comparados a pacientes saudáveis periodontalmente [19]. Os resultados citam que de forma geral há maior perda óssea marginal ao redor de implantes instalados em paciente com periodontite do que em paciente saudáveis, o que indica maior susceptibilidade à perda óssea progressiva nesses pacientes, especialmente nas formas mais agressivas e severas de periodontite. Apesar disso, diversos estudos observaram resultados favoráveis com implantes dentais dos pacientes comprometidos periodontalmente mas participando de programas de manutenção preventiva periódica. A influência do cigarro é um parâmetro que tem influência negativa entre pesquisadores, é um fator de risco para doença periodontal e para peri-implantite. Sgolasra et al. (2015) [20] encontraram forte evidência sugerindo a periodontite como fator de risco para perda de implantes, moderada evidência para peri-implantite e maiores taxas de perda 124
- 125. CAPÍTULO 11. ANÁLISEDE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS óssea ao redor dos implantes em pacientes comprometidos periodontalmente. Monje et al. (2016) [14] analisaram o impacto da terapia de manutenção para prevenção de doenças peri-implantares. Relataram que apesar da placa bacteriana ainda ser considerada como fator etiológico dessas doenças, outros fatores relacionados ao paciente, à técnica cirúrgica e à prótese também contribuem para o desenvolvimento. Como em periodontia foi demonstrado o papel fundamental da terapia de manutenção na prevenção de incidência ou recorrência de doença periodontal, espera-se que ocorra o mesmo com as doenças peri-implantares. Não há consenso entre pesquisadores do tempo ideal para manutenção preventiva dos implantes. Existe um impacto positivo na manutenção da saúde peri-implantar e na taxa de sobrevivência dos implantes e o intervalo de manutenção dos implantes deve ser individualizado de acordo com o risco de cada paciente, podendo ser de 5 a 6 meses entre as consultas. O estudo também evidencia o papel crítica do histórico de periodontite na incidência de mucosite e peri-implantite. Os autores concluem que a terapia com implantes não pode ser ater somente à instalação dos implantes e reabilitação protética, mas sim englobar a manutenção dos mesmos e mesmo sob manutenção complicações biológicas podem ocorrer devido aos outros fatores que influenciam as doenças peri-implantares. Por isso, fatores relacionados ao paciente, ao implante e clínicos devem ser explorados minuciosamente. A osteoporose foi investigada como fator de risco para falhas em implantes dentais por de Medeiros et al. (2018) [9] e não encontraram diferenças nas taxas de sobrevivência entre pacientes com ou sem a doença. Mas houve uma diferença estatística quanto à perda óssea marginal ao redor de implantes, sendo maior no grupo com osteoporose. Aghaloo et al. (2019) [1] também não encontraram diferenças significativas nas taxas de insucesso de osseointegração nos pacientes com osteoporose em comparação com pacientes saudáveis, independente da terapia anti-reabsortiva utilizada. A influência das medicações dos pacientes foi analisada em uma revisão sistemática e meta-análise. Os autores verificaram que pacientes com doenças gástricas em uso de inibidores de bomba de prótons, utilizadas para reduzir a produção de ácidos através do bloqueio enzimático na parede do estômago, exibem maior risco para falhas de implantes. Segundo os autores essas medicações afetam negativamente a osseointegração devido à absorção prejudicada de cálcio pelos intestinos, que é um mineral essencial para formação e manutenção dos ossos. O mesmo risco é maior em pacientes com ansiedade e depressão utilizando inibidores seletivos de recaptação de serotonina, que possuem papel fundamental no equilíbrio entre osteoblastos e osteoclastos, regulando sua ativação e diferenciação, além de reduzir significantemente marcadores osteogênicos como fosfatase alcalina e osteocalcina [2]. Este resultado corrobora os de Aghaloo et al. (2019) entretanto, o uso de bisfosfonatos, comumente associados a osteonecrose dos maxilares, e anti-inflamatórios não esteroidais (AINES) não exibiram diferença estatística na taxa de falha de implantes. Mas os autores alertam que esses dados devem ser considerados com cautela, uma vez que há fatores de confusão como as dosagens. Além disso, o maior e mais longo estudo investigando falha na osseointegração verificou 44% de falha nos pacientes em uso de AINES e 38% que não usavam e demonstraram 3.2 vezes mais perda óssea radiográfica acima de 30% da altura óssea comparado com o grupo controle [1]. A relação entre diabetes e periodontite está bem estabelecida na literatura, devido à exacerbação de citocinas inflamatórias causadas pelos altos níveis de glicose no sangue nos diabéticos. Dentre eles estão TNF-α e IL-6 que aumentadas no local podem reduzir a densidade de osteoblastos e osteoclastos, células vitais para a osseointegração [1]. Entretanto, não há consenso na literatura sobre o aumento do risco nas falhas de implantes em diabéticos. Os autores dessa revisão sistemática, chamam atenção para o fato de que os estudos 125
- 126. CAPÍTULO 11. ANÁLISEDE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS incluídos geralmente focam em diabéticos bem controlados e com antibiótico profilático pré-operatório, o que se traduz como fatores de confusão. Por isso, sugerem que esses pacientes sejam acompanhados e mantidos de perto pelos cirurgiões-dentistas após instalação dos implantes. Uma revisão sistemática mais recente identificou diferença estatisticamente significativa na perda óssea marginal, na profundidade de sondagem e no sangramento ao redor de implantes entre grupos de pacientes com diabetes e sem doença. Os pacientes sem diabetes apresentam menores taxas de complicações [10]. Quanto às falhas em implantes instalados em ossos irradiados e o tempo de instalação após a radiação, foi observado maior risco (1,34 vezes) em pacientes que receberam implantes após 6 a 12 meses da radioterapia em comparação aos pacientes que aguardaram mais de 12 meses. Portanto, é sugerido que sejam esperados períodos maiores que 1 ano após radioterapia para reabilitação com implantes [5]. A influência da obesidade e sobrepeso nas falhas de implantes dentais foi investigada em uma revisão sistemática, que não encontrou diferença estatisticamente significante na taxa de sobrevivência entre grupos teste e controle. Entretanto, foi observada diferença em perda óssea marginal, profundidade de sondagem e sangramento ao redor de implantes favorecendo os pacientes sem sobrepeso e não obesos [15]. Não há evidência direta de que pacientes com AIDS, doenças cardiovasculares, desordens neurológicas, hipotireoidismo ou artrite reumatóide apresentam níveis de osseointegração inferiores quando comparados a pacientes saudáveis [1]. Wu et al. (2021) [24] investigaram se implantes curtos teriam maiores riscos de falhas em carga imediata. Segundo os autores, na comparação com implantes de comprimento regular não houve maior risco de falha para os implantes curtos sob carga imediata, apesar do OR = 1,38. O mesmo foi encontrado na comparação com implantes curtos com carregamento precoce ou tardio, apesar de OR = 1,22. A conclusão do estudo é de que não há evidência suficiente para demonstrar que implantes curtos sob carga imediata apresentam maiores taxas de falhas na comparação com os grupos citados anteriormente. Um estudo investigou as falhas precoces e tardias e a perda óssea marginal de implantes instalados com técnicas cirúrgicas diferentes (submersa e não-submersa). Os resultados dessa revisão sistemática revelaram pequeno aumento da taxa (2%) da falha precoce quando utilizada a técnica não submersa é realizada em carga imediata. Falha tardia não demonstrou diferença entre os grupos, apesar da evidência ser fraca. Quanto à perda óssea marginal, a técnica submersa também exibiu melhores resultados de preservação óssea após 1 ano de carregamento com pequena, mas significativa diferença estatística de 0,13 mm em comparação à técnica não submersa. Os autores concluíram que implantes não submersos possuem maior risco de falha precoce e que apesar da evidência fraca sobre os efeitos na perda óssea, submergir os implantes parece ser mais vantajoso que não submergir [23]. A influência da qualidade e quantidade ósseas nas falhas de implantes dentais foi investigada em uma revisão sistemática e meta-análise incluindo 94 publicações. Os resultados sugerem que implantes inseridos em ossos tipo 1 apresentam maiores falhas quando em relação aos ossos tipo 2 e 3. Os implantes inseridos em osso tipo 3 apresentam maiores falhas que os inseridos em tipo 2. Os implantes instalados em ossos tipo 4 tem maiores falhas do que com ossos tipo 1, 2 e 3. Isso se deve a pouca estabilidade primária atingida em osso pouco densos, pois há uma correlação entre esses fatores. Em relação a inserção de implantes com diferentes tratamentos de superfície em ossos de diferentes qualidades, foi observado que implantes anodizados e jateados/ataque ácido reduzem as falhas em relação aos 126
- 127. CAPÍTULO 11. ANÁLISEDE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS implantes sem tratamento de superfície (usinados) em ossos tipo 1 e 2 e entre 1 e 3. Isso sugere que a diferença na taxa de falha de implantes em ossos pouco ou muito densos pode ser muito menor quando implantes com tratamento de superfície são usados em comparação a implantes usinados. Quanto à quantidade óssea, implantes inseridos em ossos tipo A apresentam maiores falhas em comparação com tipo B e C (que pode ser explicado por maior aquecimento durante a cirurgia), mas menores taxas de falhas quando comparados com o tipo D. Implantes instalados em osso tipo B exibiram menores taxas de falhas quando comparados ao tipo C e D, e o tipo C menores do que o tipo D. Implantes instalados em ossos tipo E tiveram maiores taxas de falhas quando comparadas a todos os outros tipos [4]. 11.3 Análise e discussão Os diversos estudos citados na revisão de literatura citam um grande número de possíveis complicações dos implantes dentários e deveriam ser categorizadas de acordo com a temporalidade (complicações precoces ou tardias) e/ou com a origem causal (cirúrgicas, mecânicas, biológicas, estéticas ou fonéticas). Os autores do presente trabalho sugerem a seguinte classificação das complicações: 1. Cirúrgicas: hemorragias, distúrbios sensoriais, fraturas mandibulares, dano/desvitalização de dentes adjacentes, hemorragias com perigo de morte, embolia, deslocamento do implante para canal mandibular, aspiração do parafuso, mediastinite necrotizante descendente, hemorragia intraocular e soluço. 2. Mecânicas: perda de retenção/ajuste da overdenture, fratura de próteses parciais de resina ou cerâmica, desadaptação de overdentures necessitando de re-embase, fratura do sistema barra-clip de overdentures, fratura de overdentures, fratura de próteses antagonistas aos implantes, fratura das bases de resina acrílica, afrouxamento dos parafusos de próteses, afrouxamento do parafuso de pilares, fratura do parafuso da prótese, fratura da barra metálica, fratura dos parafusos dos pilares e fratura dos implantes, perda óssea marginal, excesso de cimento resinoso traumatizando fisicamente o tecido mole. 3. Biológicas: perda de implantes, sangramento à sondagem (mucosite), peri-implantite (perda óssea com bolsa peri-implantar associada a biofilme disbiótico), fenestração, deiscência, abscesso peri-implantar (com ou sem presença de fístulas), formação de tecido fibroso na interface implante/osso (falha na osseointegração), excesso de cimento resinoso, sobrecontornos de próteses causando acúmulo de biofilme. 4. Estética: fratura de próteses parciais de resina ou cerâmica (especialmente anteriores), fratura de dentes anteriores de overdentures ou protocolos, desgaste de protocolos de resina acrílica. 5. Fonética: sobrecontornos de prótese protocolo ou overdenture dificultando a fonação pelo paciente. É importante citar que existem complicações que poderiam ser classificadas em mais de uma categoria, visto que podem desencadear problemas diferentes. Um tópico importante abordado nos estudos revisados foi a presença de diversos fatores de risco para as complicações, que aumentam a probabilidade da ocorrência das mesmas. Devido ao grande número de fatores, é interessante que eles sejam categorizados de modo a facilitar a prática clínica dos cirurgiões-dentistas que farão parte da terapia com implantes. Lembrando que esta compreende tanto a instalação cirúrgica, a 127
- 128. CAPÍTULO 11. ANÁLISEDE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS reabilitação protética funcional, como a manutenção preventiva, fundamental para a longevidade do sucesso como foi bem colocado por Monje et al. (2016) [14]. Para os autores do presente trabalho, a categorização desses fatores sugerida por Chrcanovic, Al- brektsson e Wenneberg (2014), pode confundir o cirurgião-dentista, considerando que a classificação aborda tópicos que podem ser utilizados para prevenir ou evitar complicações como se fossem fatores de risco [3] . Os autores do presente trabalho sugerem a seguinte classificação dos fatores de risco de acordo com: 1. origem causal: cirúrgicas, protéticas; 2. relacionados ao paciente; 3. relacionados ao cirurgião-dentista; 4. relacionados ao implante; 5. relacionados à localização nas arcadas. Com o avanço do entendimento do processo de osseointegração e da própria tecnologia foi possível reduzir as taxas de falhas em condições desafiadores como em ossos pouco densos (tipo III e IV). Um exemplo disso são os diversos tratamentos de superfícies de implantes de titânio que apresentam micro e/ou nano rugosidade, otimizando a interação de proteínas da matriz extracelular com o implante e facilitando o desencadeamento da cascata de osseointegração, mediado por integrinas. No entanto, Chrcanovic, Albrektsson e Wenneberg citam que observaram uma taxa de falha maior em implantes com ataque ácido e anodização em ossos tipo IV quando comparados aos outros tipos de ossos [4]. Deve-se destacar que a maioria dos pesquisadores cita que esses e outros tratamentos de superfície possibilitam o aumento da taxa de sucessos em situações desafiadoras [7]. 11.4 Conclusões • Diante da variedade de complicações e fatores de risco para falhas em implantes dentários, é fundamental que o profissional realize medidas de prevenção antes, durante e após a instalação para minimizar as falhas. • Os profissionais devem estar cientes que a terapia com implantes inclui a manutenção preventiva após a reabilitação concluída e que, mesmo em casos controlados, existe uma pequena parcela da população que responderá desfavoravelmente. • Entre todos os fatores de risco que induzem a falha dos implantes, os relacionados ao paciente são os mais difíceis de controlar. Agradecimentos Ao Instituto Militar de Engenharia, ao Laboratório de Biomateriais do IME, a CAPES e CNPq e a todos que contribuíram direta e indiretamente para a execução do presente trabalho. 128
- 129. CAPÍTULO 11. ANÁLISEDE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS Referências [1] Tara Aghaloo et al. “The Effects of Systemic Diseases and Medications on Implant Osseointe- gration: A Systematic Review.” Em: Internatio- nal Journal of Oral & Maxillofacial Implants 34 (2019). [2] Vivianne Chappuis et al. “Medication-related dental implant failure: systematic review and meta-analysis”. Em: Clinical oral implants rese- arch 29 (2018), pp. 55–68. [3] BR Chrcanovic, Tomas Albrektsson e Ann Wen- nerberg. “Reasons for failures of oral implants”. Em: Journal of oral rehabilitation 41.6 (2014), pp. 443–476. [4] Bruno Ramos Chrcanovic, Tomas Albrektsson e Ann Wennerberg. “Bone Quality and Quan- tity and Dental Implant Failure: A Systematic Review and Meta-analysis.” Em: International Journal of Prosthodontics 30.3 (2017). [5] Matheus Piardi Claudy et al. “Time interval after radiotherapy and dental implant failure: systematic review of observational studies and meta-analysis”. Em: Clinical implant dentistry and related research 17.2 (2015), pp. 402–411. [6] M Clementini et al. “Systemic risk factors for peri-implant bone loss: a systematic review and meta-analysis”. Em: International journal of oral and maxillofacial surgery 43.3 (2014), pp. 323–334. [7] Carlos Nelson Elias. “Factors affecting the suc- cess of dental implants”. Em: Implant dentis- try: a rapidly evolving practice. Rijeka: InTech (2011), pp. 319–64. [8] Charles J Goodacre et al. “Clinical complicati- ons with implants and implant prostheses”. Em: The Journal of prosthetic dentistry 90.2 (2003), pp. 121–132. [9] Alessandro Grisa e Analia Veitz-Keenan. “Is osteoporosis a risk factor for implant survival or failure?” Em: Evidence-based dentistry 19.2 (2018), pp. 51–52. [10] Xue Jiang et al. “Association between diabetes and dental implant complications: a systematic review and meta-analysis”. Em: Acta Odontolo- gica Scandinavica 79.1 (2021), pp. 9–18. [11] Jong Seung Kim et al. “What affects postope- rative sinusitis and implant failure after dental implant: a meta-analysis”. Em: Otolaryngology– Head and Neck Surgery 160.6 (2019), pp. 974– 984. [12] Guillermo Manzano et al. “Risk factors in early implant failure: a meta-analysis”. Em: Implant dentistry 25.2 (2016), pp. 272–280. [13] Sunil Kumar Mishra, Ramesh Chowdhary et al. “Evolution of dental implants through the work of per-ingvar branemark: A systematic review”. Em: Indian Journal of Dental Research 31.6 (2020), p. 930. [14] A Monje et al. “Impact of maintenance therapy for the prevention of peri-implant diseases: a sys- tematic review and meta-analysis”. Em: Journal of dental research 95.4 (2016), pp. 372–379. [15] JLGC Monteiro et al. “Is there an association between overweight/obesity and dental implant complications? A systematic review and meta- analysis”. Em: International Journal of Oral and Maxillofacial Surgery 48.9 (2019), pp. 1241– 1249. [16] Roohollah Naseri, Jaber Yaghini e Awat Feizi. “Levels of smoking and dental implants failure: A systematic review and meta-analysis”. Em: Journal of Clinical Periodontology 47.4 (2020), pp. 518–528. [17] Paolo Pesce et al. “Systematic review of some prosthetic risk factors for periimplantitis”. Em: The Journal of prosthetic dentistry 114.3 (2015), pp. 346–350. 129
- 130. CAPÍTULO 11. ANÁLISEDE FALHAS, FATORES DE RISCO E COMPLICAÇÕES DOS TRATAMENTOS COM IMPLANTES DENTÁRIOS [18] Alessandro Quaranta et al. “Technical and biolo- gical complications related to crown to implant ratio: a systematic review”. Em: Implant Den- tistry 23.2 (2014), pp. 180–187. [19] Syarida H Safii, Richard M Palmer e Ron F Wil- son. “Risk of implant failure and marginal bone loss in subjects with a history of periodontitis: a systematic review and meta-analysis”. Em: Cli- nical implant dentistry and related research 12.3 (2010), pp. 165–174. [20] F Sgolastra et al. “Periodontitis, implant loss and peri-implantitis. A meta-analysis”. Em: Cli- nical oral implants research 26.4 (2015), e8–e16. [21] Rachel A Sheridan et al. “The role of occlu- sion in implant therapy: a comprehensive upda- ted review”. Em: Implant dentistry 25.6 (2016), pp. 829–838. [22] Len Tolstunov. “Dental implant success-failure analysis: a concept of implant vulnerability”. Em: Implant dentistry 15.4 (2006), pp. 341–346. [23] Giuseppe Troiano et al. “Early and late im- plant failure of submerged versus non-submerged implant healing: A systematic review, meta- analysis and trial sequential analysis”. Em: Journal of clinical periodontology 45.5 (2018), pp. 613–623. [24] Hao Wu et al. “Failure Risk of Short Dental Implants Under Immediate Loading: A Meta- Analysis”. Em: Journal of Prosthodontics 30.7 (2021), pp. 569–580. [25] Yi Zhou et al. “Does bruxism contribute to den- tal implant failure? A systematic review and meta-analysis”. Em: Clinical implant dentistry and related research 18.2 (2016), pp. 410–420. 130
- 131. 12 PROPRIEDADES BIOLÓGICASDO TITÂNIO CO- MERCIALMENTE PURO (F67) E DA LIGA Ti-6Al-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA Roberto Hirsch Monteiro1 , IME2 , ORCID : 0000-0003-4506-5820; Larissa R. X. Coutinho Nascimento, IME2 , ORCID 0000-0001-6533-5598; Késia Simões Ribeiro, IME2 , ORCID 0000-0001-9129-2237; Manuela Cunha Bastos Netto, IME2 , ORCID 0000-0002-9690-4500; Carlos Nelson Elias, IME2 , ORCID 0000-0002-7560-6926. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.601704 COMO CITAR MONTEIRO, R. H.; NASCIMENTO, L. R. X. C.; RIBEIRO, K. S.; NETTO, M. C. B.; ELIAS, C. N.. PROPRIEDADES BIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E DA LIGA Ti-6Al-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 130-141. Tópicos 12.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 132 12.1.1 Biomateriais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 133 12.1.2 Biocompatibilidade . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 133 12.1.3 Osseointegração . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 134 12.2 Revisão da literatura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 134 12.2.1 Características do Ticp e da liga Ti-6Al-4V . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 134 12.2.2 Mecanismo de bioatividade dos implantes dentários . . . . . . . . . . . . . . . . . 135 12.2.3 Influência da superfície dos implantes dentários nas células. . . . . . . . . . . . . 137 12.2.4 Morfologia da superfície do implante . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 138 12.2.5 Tratamento da superfície dos implantes dentários. . . . . . . . . . . . . . . . . . . 138 12.3 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 140 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 140 1 Email: robertohmonteiro@ime.eb.br 2 Instituto Militar de Engenharia
- 132. CAPÍTULO 12. PROPRIEDADESBIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA RESUMO Após a identificação das propriedades biológicas do titânio e suas ligas, estes materiais passaram a ser amplamente utilizado na área biomédica. A camada passivadora do dióxido de titânio que se forma na superfície do titânio comercialmente puro (F67) e da liga Ti-6Al-4V (F136) possui a capacidade de estimular uma resposta do organismo e favorece a osseointegração. O processo de osseointegração pode ser otimizado com o controle das características morfológicas e químicas da superfície. O titânio comercialmente puro (Ticp) e a liga (Ti-6Al-4V) são os mais usados como implantes dentários osseointegráveis. Possuem desempenho clínico devido suas propriedades físico-químico-mecânicas como: baixa densidade, baixo módulo de elasticidade, alta resistência mecânica, excelente biocompatibilidade, maior tendência a osseointegração e reduzida reação com os tecidos circundantes. Este trabalho tem como objetivo fazer uma revisão da literatura sobre as interações entre o titânio comercialmente puro(F67) e a liga Ti-6Al-4V (F136) com o organismo. Serão abordados temas como a formação e características da camada de revestimento, fases cristalinas, propriedades biológicas, tipos de tratamento de superfície dos implantes, interações celulares e das proteínas e influencias dos íons na camada de revestimento. Palavras-chave: Osseointegração, Revestimento, Tratamento de superfície, Interação celular, Óxido de titânio. 12.1 Introdução A seleção dos materiais para os implantes dentários osseointegráveis é baseada nas propriedades mecânicas, químicas e na biocompatibilidade. Independentemente, da função e local de aplicação, os materiais devem apresentar biocompatibilidade, boa resistência à corrosão e estar isentos de elementos tóxicos na superfície [19]. O titânio é classificado de acordo com sua microestrutura, podendo ser do tipo alfa, beta ou alfa-beta. O Ticp tem estrutura cristalina hexagonal compacta (fase α) até 882 °C. Acima desta temperatura ocorre a transformação de fase para a estrutura cúbica de corpo centrado (fase β). Existem elementos estabilizadores das fases α, β e neutros que são adicionados ao titânio. O alumínio (Al), estanho (Sn) e zircônio (Zr) estabilizam a fase α. O vanádio (V), molibdênio (Mo), nióbio (Nb) e manganês (Mn) estabilizam a fase β. As propriedades da liga variam com a composição química, das proporções relativas das fases α e β, dos tratamentos térmicos e das condições de processamento [4]. O titânio possui propriedades que reúnem alta resistência mecânica e resistência à corrosão. É reativo quando em contato com a água e oxigênio. Forma uma fina camada espontânea de óxido na sua superfície em meio oxidante. A camada de óxido funciona como uma barreira, impedindo que íons metálicos da matriz sejam liberados para o meio e previne a corrosão do material. Algumas propriedades celulares como adesão, alterações morfológicas, proliferação e diferenciação são afetadas pelas propriedades da superfície do implante. Dentre elas, destacam-se a composição, a rugosidade, a tensão superficial e a carga eletrostática do óxido de titânio. O processo de osseointegração pode ser otimizado através do controle das características morfológicas e químicas da camada de óxido de titânio da superfície do metal. 132
- 133. CAPÍTULO 12. PROPRIEDADESBIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA A adsorção, a adesão e o espraiamento pertencem à primeira fase da interação célula- implante e engloba vários fenômenos até que a célula esteja adsorvida sobre o material [29] A norma técnica ASTM F67 classifica o Ticp para aplicações médicas em graus de G1 a G4. Quanto maior o grau de 1 a 4, maior a resistência mecânica. O Ticp não é utilizado em próteses ortopédicas devido à baixa resistência mecânica. O Titânio G5 (Ti–6Al–4V) é a liga mais usada na ortopedia devido à sua alta resistência mecânica [6]. A norma ASTM F136 especifica os requisitos da liga Ti G5 para aplicações biomédicas. Esta liga tem boa propriedades mecânicas, mas exibe um possível efeito tóxico devido a liberação de Vanádio e Alumínio. Por esta razão, ligas isentas de Vanádio e Alumínio têm sido propostas para aplicações como biomateriais [21]. A liga de Ti–6Al–4V tem módulo de elasticidade próximo ao do osso humano (14 GPa), coeficiente de Poisson (v) igual a 0,33, o módulo de rigidez de 41 GPa e razão do módulo de rigidez pelo módulo de elasticidade (G/ϵ) de 0,38 [18]. Devido a possibilidade de corrosão, as hastes usadas como próteses de quadril são feitas de ligas de Ti-6Al-4V e a cabeça do fêmur com cerâmica (resistente ao desgaste, à corrosão e com tenacidade à fratura). O interior do soquete pode ser feito com um polietileno de ultra-alto peso molecular que tem um coeficiente de atrito baixíssimo [5]. Existe uma relação direta entre o percentual de elementos de liga intersticiais e a resistência mecânica do Ti. Entre os Ti cp, o Ti G1 tem a menor resistência mecânica e o Ti G4 a maior resistência à tração. O módulo de elasticidade Ticp são menores que os do Ti G5. Tanto o Ticp como o Ti G5 possuem alto módulo de elasticidade em relação ao osso (10-30 GPa), o qual pode ser cerca de 3 a 6 vezes maiores que as do osso cortical. Estudo por análise de elementos finitos mostram que materiais com módulo de elasticidade menores causam reduzem a atrofia óssea, devido a melhor distribuição das tensões na interface osso-implante. O Ticp ainda é a escolha para locais que demandem resistência à corrosão. A liberação de íons como o alumínio e o vanádio devido ao desgaste ou corrosão do TiG5 é motivo de preocupação [19]. Nas ligas de titânio, o aumento do teor de oxigênio, nitrogênio e ferro, o Ti G4 tem maior resistência à tração do que o Ti G2. Oxigênio e nitrogênio melhoram as propriedades mecânicas do Ti G4 por solução sólida intersticial e ferro por solução sólida substitucional. A adição de Al e V aumenta a resistência à tração da liga Ti G5. A resistência à tração aumenta significativamente com o aumento do grau de Ti; em contraste, o alongamento diminui com o aumento do teor de Ti [10]. 12.1.1 Biomateriais Os biomateriais são materiais, exceto fármacos, utilizados para reparo ou substituição de partes do corpo através da interação com células tecidos e órgãos, podem ser naturais ou sintéticos [10]. 12.1.2 Biocompatibilidade É a habilidade do material desempenhar com uma resposta tecidual apropriada uma aplicação específica [11]. 133
- 134. CAPÍTULO 12. PROPRIEDADESBIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA 12.1.3 Osseointegração O termo osseointegração foi criado por Branemark para descrever uma “conexão estrutural e funcional direta entre o osso vivo e a superfície de um implante com carga”. Atualmente, a definição de osseointegração considera aspectos clínicos uma vez que é um processo que depende da interação histológica, onde é necessário que haja contato contínuo entre o osso alveolar e a superfície do implante, conforme é mostrado na figura 12.1 [34]. Figura 12.1 – Crescimento ósseo direto em contato com o implante. Somente o titânio, o nióbio e o tântalo possuem a capacidade de estimular o processo de osseointegração. 12.2 Revisão da literatura 12.2.1 Características do Ticp e da liga Ti-6Al-4V Uma característica indesejável do titânio e suas ligas é a sua bioinércia, o que pode comprometer significativamente o implante. O titânio e suas ligas não se unem diretamente ao substrato biológico mas, através de um filme de óxido de titânio. Na superfície do titânio pode formar 3 tipos de óxido: rutilo, anatase e broquita. Não existe diferença dos dois primeiros na osseointegração. A morfologia da superfície dos implantes com características macro, micro ou manométrica influenciam a osseointegração [7]. O filme de óxido de titânio, formado de modo espontâneo, também conhecido como óxido de titânio nativo, possui alta densidade, boa aderência ao substrato e grande resistência à corrosão. Porém, as propriedades do óxido nativo não são as melhores para promover a osseointegração e é necessário o controle na formação do tipo de óxido de titânio formado na superfície do implante [7]. O titânio possui diversos óxidos: TiO, TiO2, Ti2O3, Ti2O, Ti3O5 e Ti3O2, porém apenas o dióxido de titânio, quando nas fases rutilo e anatase, possuem a capacidade de estimular a osseointegração. Na figura 12.2 é mostrado um desenho representativo das estruturas cristalinas do rutilo e anatase, onde os átomos de Ti são representados pela cor cinza e os átomos de oxigênio pela cor vermelha [7]. As microrrugosidade e nanorrugosidades da superfície de implantes de titânio melhoram a osseointe- gração dos implantes, tanto os para aplicações ortopédicas quanto odontológicas. 134
- 135. CAPÍTULO 12. PROPRIEDADESBIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA Figura 12.2 – Estruturas cristalinas do rutilo e anatase do TiO2. Os implantes estão em um ambiente de carregamento multiaxial in vivo, por isso existe a necessidade da avaliação da resistência do revestimentos sob carregamento de compressão e cisalhamento. Uma fraca interface de ligação entre a camada de óxido de titânio ou de algum revestimento com o substrato denso é indesejável. A rugosidade da superfície dos implantes dentários de titânio deve ser entre 0,8 e 1,5 µm [32]. O processo de osseointegração depende das características da superfície do implante e das reações geradas na superfície com o organismo. Os fatores que influenciam são a morfologia da superfície, topografia, rugosidade, composição química, energia de superfície, potencial químico, encruamento, presença de impurezas, espessura da camada de óxido de titânio, a presença de compósitos metálicos e não metálicos e das reações do tecido ósseo [17]. O objetivo dos tratamentos da superfícies dos implantes é reduzir o tempo para instalar e carregar a prótese sobre os implantes. Para carga imediata, a interface entre o osso e o implante deve ter resistência mecânica suficiente para suportar as cargas orais [27]. O Ti-6Al-4V é uma escolha comum para os implantes por causa da sua excelente biocompatibilidade, resistência à fadiga, resistência à corrosão e alta resistência mecânica. Esta liga é utilizada em próteses total de quadril, artroplastia (ATQ) e artroplastia total do joelho (ATJ), implantes dentários e espinhais [13]. 12.2.2 Mecanismo de bioatividade dos implantes dentários Os biomateriais bioativos, são aqueles que estimulam a resposta do organismo, podem ser: osteo- condutores ou osteoindutores. Os osteocondutores se ligam aos tecidos duros (Ex.: hidroxiapatita sintética). Os osteoindutores estimulam a produção de osso na sua superfície (Ticp, caso seja realizado tratamento da superfície) [30]. Durante o processo de tratamento da superfície dos implantes, diferentes elementos químicos como o cálcio e fósforo (fosfatos de cálcio) podem ser adicionados para estimular a bioatividade [30]. Os materiais com bioatividade estimulam as respostas do organismo. No caso dos implantes de titânio e suas ligas, estimulam a formação da camada de hidroxiapatita em sua superfície [30]. O óxido de titânio absorver água e forma grupamentos de hidroxilas na superfície do implante. Estes grupamentos podem ser produzidos com um tratamento térmico, associado a um banho de solução de NaOH. Implantes com estes grupamentos funcionais possuem capacidade de estimular a deposição de apatita. A capacidade do metal é atribuída ao titanato de sódio amorfo que é formado com o tratamento com NaOH e 135
- 136. CAPÍTULO 12. PROPRIEDADESBIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA Figura 12.3 – Micrografias de superfícies de TiO2, com deposição de hidroxiapatita. tratamento térmico. A bioatividade é dependente da quantidade de grupamentos funcionais localizados na superfície [16]. Mostra-se na figura 12.4 um esquema da absorção de água na camada de TiO2 da superfície dos implantes e a formação de íons. Figura 12.4 – Esquema da absorção de água pela camada de TiO2. Alguns implantes comerciais possuem flúor na superfície para formar fluorapatita, a qual tem maior e melhor resistência à dissolução que a hidroxiapatita. A fluorapatita melhora a incorporação de colágeno da matriz óssea, aumenta a nucleação de cristais de apatita, aumenta a densidade óssea, estimula as células osteoprogenitoras, eleva a fosfatase alcalina, ajuda na ligação das células ósseas e dos tecidos calcificados na superfície do implante [25]. Os implantes contendo uma camada de óxido de titânio enriquecida com flúor têm maior resistência à remoção que os implantes sem flúor. O aumento da resistência mecânica ocorre na quarta semana após a instalação e o efeito é mais pronunciado na oitava semana. O mecanismo sugerido é que o flúor ao entrar em contato com o osso, induz a reação com o fosfato do osso. Além disto, o flúor ao ser liberado da superfície do implante catalisa a formação de osso novo, inibe a adsorção de proteoglicanas e glicosaminaglicanas, mecanismos estes que aumentam a adesão do osso na superfície do implante [25]. O flúor presente na superfície do implante atrai Ca e P das soluções saturadas, aumenta a atividade do CaP na superfície do titânio, aumenta a densidade do osso trabecular durante a remodelação, aumenta a proliferação de células ósseas mediante o aumento do nível iônico intracelular, aumenta a diferenciação das células mesenquimais e possibilita o estímulo de fatores de crescimento [25]. Mostra-se na figura 12.5 um esquema mostrando a influência dos diferentes íons nas superfícies dos 136
- 137. CAPÍTULO 12. PROPRIEDADESBIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA implantes. Figura 12.5 – Representação esquemática da influência de diferentes íons nas superfícies dos implantes. 12.2.3 Influência da superfície dos implantes dentários nas células. Existem hipóteses que as células do organismo identificam a presença de qualquer corpo estranho, estimulam um processo inflamatório, gera o encapsulamento do biomaterial e isola-o do organismo. Isto ocorreria com qualquer biomaterial. Com base nesta hipótese não teríamos a osseointegração. A morfologia da superfície dos implantes possui grande influência no processo de osseointegração, afeta a fixação, proliferação, síntese da matriz extracelular, liberação de fatores de crescimento e produção de citosinas [24]. A osseointegração só ocorre se as células aderirem ao biomaterial da superfície do implante, para isso ocorrer tem que haver uma reorganização do citoesqueleto e troca de informações entre as células e a matriz extracelular, gerar ativação de genes específicos e ocorrer a remodelação tecidual [26]. A presença de osteoblastos nas superfícies dos implantes não é suficiente para que haja a osseoin- tegração, as células precisam ser estimuladas a proliferar. A fibronectina é uma proteína que estimula esta proliferação celular, assim como a proteína morfogenética óssea-2 (BMP-2). Durante o início do processo de regeneração, após a instalação do implante, o organismo forma uma rede de fibrina, esta rede possui proteínas adesivas associadas a ela, o que permite a adesão de células [8]. A osseointegração é dependente da retenção de fibrinas para permitir que as células osteogênicas migrem para a superfície do implante. O tratamento de superfície, além de modificar a rugosidade, torna a superfície mais isotrópica e cria arestas com características adequadas para a retenção de fibrinas [8]. O processo de osseointegração na superfície dos implantes inicia com a adsorção de proteínas do meio extracelular para criar um ambiente com interface para a adesão celular. A morfologia, microtopografia e composição química da superfície são responsáveis pela adesão celular e pela organização celular. Os mecanismos de fixação determinam a forma da célula, esta informação é passada pelo citoesqueleto para o núcleo da célula que expressa diferentes fenótipos. A superfície do implante deve estimular a adesão das proteínas que irão permitir a adesão das células [3]. Assim que o implante entra em contato com o sangue, a superfície de óxido de titânio absorve moléculas como fator I, fator III e IgG e logo após chegam ao local plaquetas e granulócitos polimorfonucleares, 137
- 138. CAPÍTULO 12. PROPRIEDADESBIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA leucócitos, neutrófilos, acidófilos e basófilos [1]. Após a reação inicial ao corpo estranho inserido no organismo, uma cascata de eventos se segue. Estes eventos podem induzir a osseointegração ou o encapsulamento do implante. Para que haja a osseointegração, o controle de cargas e de micromovimentações do implante é essencial [1]. A concentração de leucócitos, responsáveis pela ação fagocitária é influenciada diretamente pela espessura da camada de óxido de titânio, os granulócitos são dependentes da rugosidade superficial, enquanto os macrófagos preferem superfícies mais lisas [12]. Os tratamentos de superfície alteram a rugosidade, molhabilidade, energia e capacidade de adsorção de moléculas que são reconhecidas pelos osteoblastos. Implantes com rugosidades estimulam a adesão de osteoblastos quanto comparados com implantes lisos. Quanto maior a molhabilidade e a energia de superfície, maior a adesão de osteoblastos. A adesão celular é um dos primeiros eventos e é essencial para a formação óssea [31]. 12.2.4 Morfologia da superfície do implante Apesar das superfícies dos implantes serem amplamente estudadas, ainda não se compreende total- mente os mecanismos envolvidos na osseointegração. Sabe-se que a com rugosidade adequada permite maior estabilidade primária, melhor osseointegração e a interação entre o osso e o implante é maior [23]. Além da superfície dos implantes, deve-se analisar a influência de outras características como: a forma (desenho) do implante, a morfologia da superfície e a composição química. A forma do implante envolve as dimensões (comprimento, diâmetro e espessura da parede), a forma (cilíndrica, cônica e híbrida), tipo de filete de rosca (triangular, quadrada, trapezoidal, arredondado e com ranhuras), trajetos das roscas dos parafusos, ângulo dos filetes das roscas e tipo de conexão da prótese (hexagonal externo, conexão interna ou cone tipo Morse) [20]. 12.2.5 Tratamento da superfície dos implantes dentários. Para se obter as superfícies adequadas dos implantes, diversas técnicas são utilizadas, como: • Usinagem: com esse método os implantes passam por processo de limpeza, descontaminação e esteriliza- ção. Os implantes não possuem rugosidades adequada, possuem imperfeições geradas pelas ferramentas de usinagem que permite a adesão de osteoblastos. O tempo para a prótese receber carga é maior do que os implantes com superfície tratada. Estes implantes estão em desuso na odontologia [28]. • Plasma spray e/ou laser: os processos de tratamento usando pulverização de partículas ou feixe laser para a formação de rugosidades que podem ser caracterizadas como macrorrugosas. A pulverização com plasma e os tratamentos a laser não são mais usados, porque as macrorrugosidades resultantes têm maiores efeitos sobre a estabilidade primária do que a estabilidade secundária [2]. • Ataque ácido: cada fabricante possui sua metodologia própria, composição do ácido ou mistura de ácidos, tempo e temperatura. Os ácidos mais utilizados são os ácidos sulfúrico, nítrico, fluorídrico, 138
- 139. CAPÍTULO 12. PROPRIEDADESBIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA clorídrico e combinações. Após o ataque ácido o implante é imerso em solução de ácido nítrico para a passivação da superfície do implante. Esta técnica gera uma superfície rugosa, homogênea e bioativa [33]. • Jateamento seguido de ataque ácido: a superfície do implante sofre deformação plástica. Tem uma camada com tensão residual de compressão. Parte da energia cinética das partículas é armazenada como defeitos cristalinos, como discordâncias e contornos de grão, e essas modificações aumentam a energia de superfície do material. O tratamento com ácido após o jateamento remove algumas camadas atômicas da superfície de titânio deformado pelo jateamento e parte da tensão residual permanece na superfície do implante [14]. • Anodização: O titânio tem uma alta energia superficial após a usinagem, a adsorção das primeiras moléculas de oxigênio leva aproximadamente 10 ns. O oxigênio adsorvido se transforma em óxido de titânio em poucos milissegundos. A camada de óxido de titânio e suas propriedades são mais importantes em termos de biocompatibilidade do que as do titânio. Com base neste fato, a morfologia e a estrutura cristalina do óxido de titânio das superfícies do implante foram modificadas. Um dos métodos consiste em aumentar a espessura da camada de óxido por anodização. Isso pode ser alcançado através de vários procedimentos eletroquímicos. Neste processo utiliza-se solução eletroquímica, eletrodos e tensão elétrica [9]. Figura 12.6 – Morfologias da superfície dos implantes dentários. (a) usinado, (b) tratada com laser, (c) tratada com ataque ácido, (d) tratada com jateamento seguida por ataque ácido, (e) tratada por anodização. Durante o processo de oxidação da superfície, elementos químicos que estimulam a bioatividade podem ser incorporados à camada de óxido. Normalmente deposita-se o cálcio e fosfatos [15]. Implantes adonisados que receberam a deposição de íons de cálcio incorporados na superfície e com rugosidade de 1,3 µm apresentam maior área de contato osso-implante que os implantes jateados e com 139
- 140. CAPÍTULO 12. PROPRIEDADESBIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA rugosidade de 0,9 µm. O tratamento de anodização melhora significativamente a molhabilidade da superfície do implante e aumenta a superfície em 10% em relação ao implante tratado com ácido. Com o tratamento de anodização é possível alterar simultaneamente a rugosidade e incorporar Ca e P na superfície. Esta superfície é conhecida como osseoindutora, sendo que a osseointegração do implante ocorre simultaneamente da superfície em direção ao osso maduro e vice-versa [15]. Diversas técnicas podem ser utilizadas para a oxidação da superfície dos implantes, dentre elas a “oxidação por microarco” (MAO). Este processo consiste na oxidação anódica da superfície do implante usando altas tensões para obter uma superfície com óxidos [22]. O Ti-6Al-4V tratado com MAO tem óxido de titânio, alumínio e vanádio na superfície, o que pode ter um efeito adverso na citocompatibilidade do material. Alguns estudos mostram a liberação de íon de vanádio que podem gerar reações inflamatórias e efeito osteolítico, o que poderia resultar na soltura da prótese. Íons de titânio e de alumínio não possuem efeito deletério significativo. 12.3 Conclusões • Os resultados dos estudos in vivo e in vitro mostram que as características da superfície dos implantes dentários osseointegráveis influenciam na atividade celular; • O tratamento da superfície dos implantes dentários osseointegráveis influencia na adesão das células na superfície, contribui para a diferenciação, proliferação, diferenciação e formação de matriz extracelular; • Características da morfologia, rugosidade, energia e composição química modificam o crescimento celular e alteram a função celular nos estágios iniciais da osseointegração; • Os tratamentos das superfícies podem alterar simultaneamente a rugosidade, a composição química, a energia da superfície e o tipo de cristal de titânio na superfície do implante; • Os tratamentos das superfícies com de anodização incorporam fósforo e cálcio, alteram a rugosidade, a energia da superfície e o tipo de cristal de titânio presente na superfície do implante. Agradecimentos Agradeço à instituição de fomento CAPES e ao Instituto Militar de Engenharia pelo apoio e suporte para a realização deste trabalho. Referências [1] James M Anderson. “Biological responses to ma- terials”. Em: Annual review of materials research 31.1 (2001), pp. 81–110. [2] Karine Anselme. “Osteoblast adhesion on bio- materials”. Em: Biomaterials 21 (mai. de 2000), pp. 667–81. doi: 10.1016/S0142- 9612(99) 00242-2. [3] Karine Anselme e Maxence Bigerelle. “Topo- graphy effects of pure titanium substrates on hu- man osteoblast long-term adhesion”. Em: Acta biomaterialia 1 (abr. de 2005), pp. 211–22. doi: 10.1016/j.actbio.2004.11.009. 140
- 141. CAPÍTULO 12. PROPRIEDADESBIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA [4] Cesar RF Azevedo. “Microestrutura do titânio e suas ligas para implantes cirúrgicos”. Em: Re- vista Metalurgia e Materiais 1.1 (2003), pp. 445– 7. [5] Rolden Baptista e José Carlos Morilla. “Utili- zação das Ligas de Titânio para Implantes de Substituição total de Quadril”. Em: Unisanta Sci. Technol (2013), pp. 36–39. [6] José Roberto de Oliveira Bauer. “Propriedades mecânicas do titânio comercialmente puro e da liga Ti-6Al-4V fundidos em diferentes ambien- tes”. Tese de dout. Universidade de São Paulo, 2007. [7] Susmita Bose et al. “Additive Manufacturing of Biomaterials”. Em: Progress in Materials Science 93 (ago. de 2017). doi: 10.1016/j. pmatsci.2017.08.003. [8] B Boyan et al. “Role of material surfaces in re- gulating bone and cartilage cell response”. Em: J. Biomaterials 323 (jan. de 1996), pp. 17–37. [9] Iñigo Braceras et al. “In vivo low-density bone apposition on different implant surface materi- als”. Em: International journal of oral and ma- xillofacial surgery 38 (mar. de 2009), pp. 274–8. doi: 10.1016/j.ijom.2008.12.016. [10] P.I. Brånemark et al. “Osseointegrated Implants in the Treatment of the Edentulous Jaw. Expe- rience from a 10-Year Period”. Em: Scandina- vian journal of plastic and reconstructive surgery. Supplementum 16 (fev. de 1977), pp. 1–132. doi: 10.3109/02844316909036699. [11] P.I. Brånemark et al. “Osseointegrated Titanium Fixtures in the Treatment of Edentulousness”. Em: Biomaterials 4 (fev. de 1983), pp. 25–8. doi: 10.1016/0142-9612(83)90065-0. [12] D.M. Brunette et al. Titanium in Medicine: Ma- terial Science, Surface Science, Engineering, Bi- ological Responses, and Medical Applications. Engineering materials. Springer, 2001. isbn: 9783540669364. url: https://books.google. ci/books?id=TxwY1gHrkHoC. [13] Sushant Ciliveri e Amit Bandyopadhyay. “Influ- ence of strut-size and cell-size variations on po- rous Ti6Al4V coated structures for load-bearing implants”. Em: Journal of the Mechanical Beha- vior of Biomedical Materials 126 (dez. de 2021), p. 105023. doi: 10 . 1016 / j . jmbbm . 2021 . 105023. [14] Mychelle Vianna P Companhoni, Carlos Elias e Jose DDS. “The Effects of Superficial Roughness and Design on the Primary Stability of Dental Implants”. Em: Clinical Implant Dentistry and Related Research 13 (set. de 2009), pp. 215–223. doi: 10.1111/j.1708-8208.2009.00202.x. [15] Askeland DRP. The Science and Engineering of Materials. Thomson Canada Limited, ON, Canada, 2006. [16] Carlos Elias e Luiz Meirelles. “Improving osseoin- tegration of dental implants”. Em: Expert review of medical devices 7 (mar. de 2010), pp. 241–56. doi: 10.1586/erd.09.74. [17] Carlos Nelson Elias, José Henrique Cavalcanti Lima e Mychelle Vianna dos Santos. “Modifica- ções na superfıcie dos implantes dentários: da pesquisa básica à aplicação clınica”. Em: Im- plantNews (2008), pp. 467–476. [18] Carlos Nelson Elias et al. “Mechanical properties, surface morphology and stability of a modified commercially pure high strength titanium alloy for dental implants”. Em: Dental Materials 31.2 (2015), e1–e13. [19] CN Elias et al. “Biomedical applications of tita- nium and its alloys”. Em: Jom 60 (2008), pp. 46– 49. [20] Cecilia Eriksson, Jukka Lausmaa e Håkan Ny- gren. “Interactions between human whole blood and modified TiO2-surfaces: Influence of surface topography and oxide thickness on leukocyte adhesion and activation”. Em: Biomaterials 22 (ago. de 2001), pp. 1987–1996. doi: 10.1016/ S0142-9612(00)00382-3. 141
- 142. CAPÍTULO 12. PROPRIEDADESBIOLÓGICAS DO TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO (F67) E DA LIGA TI-6AL-4V (F136) – UMA REVISÃO DE LITERATURA [21] Mohamed Abdel-Hady Gepreel e Mitsuo Nii- nomi. “Biocompatibility of Ti-alloys for long- term implantation”. Em: Journal of the mecha- nical behavior of biomedical materials 20 (2013), pp. 407–415. [22] Hitoshi Ishizawa e Makoto Ogino. “Formation and characterization of anodic titanium oxide films containing Ca and P”. Em: Journal of bi- omedical materials research 29 (jan. de 1995), pp. 65–72. doi: 10.1002/jbm.820290110. [23] Sanjiv Kanagaraja et al. “Surface characteriza- tion, protein adsorption, and initial cell–surface reactions on glutathione and 3-mercapto-1,2,- propanediol immobilized to gold”. Em: Journal of Biomedical Materials Research - J BIOMED MATER RES 46 (jan. de 1999), pp. 582–591. doi: 10.1002/(SICI)1097- 4636(19990915) 46:43.3.CO;2-X. [24] H.M. Kim et al. “Graded surface structure of bioactive titanium prepared by chemical tre- atment”. Em: Journal of biomedical materials research 45 (mai. de 1999), pp. 100–7. doi: 10. 1002/(SICI)1097-4636(199905)45:2<100:: AID-JBM4>3.0.CO;2-0. [25] T Kokubo et al. “Bioactive metals: preparation and properties”. Em: Journal of materials sci- ence. Materials in medicine 15.2 (fev. de 2004), pp. 99–107. issn: 0957-4530. doi: 10 . 1023 / b:jmsm.0000011809.36275.0c. url: https: //doi.org/10.1023/b:jmsm.0000011809. 36275.0c. [26] Jung Lim et al. “Systematic variation in osteo- blast adhesion and phenotype with substratum surface characteristics”. Em: Journal of biomedi- cal materials research. Part A 68 (mar. de 2004), pp. 504–12. doi: 10.1002/jbm.a.20087. [27] Daniel Tietz Roda. Pigmentos de dióxido de titânio. 14 mar. de 2018. 2018. url: https : //www.tudosobreplasticos.com/pigmentos/ titanio.asp/. [28] Frank Rupp et al. “Comments from the authors: F. Rupp, L. Scheideler, N. Olshanska, M. de Wild, M. Wieland, and J. Geis-Gerstorfer of “Enhancing surface free energy and hydrophi- licity through chemical modification of micros- tructured titanium implant surfaces”, J Biomed Mater Res 76A: 323–334 (2006), to the Letter to the Editor of M. Morra et al”. Em: Journal of Biomedical Materials Research Part A 79A (dez. de 2006), pp. 755–757. doi: 10.1002/jbm. a.31045. [29] A. R. Santos. “Efeito da oxidação anódica de ti- tânio comercialmente puro revestido ou não com fibronectina na interface osteoblastos humanos- superfície de titânio.” Eng. Metalúrgica e de Materiais UFRJ, 2008. [30] S. Thomas, P. Balakrishnan e S.M. Sadasi- van. Fundamental Biomaterials: Metals. Wo- odhead Publishing Series in Biomaterials. El- sevier Science, 2018. isbn: 9780081022061. url: https://books.google.com.br/books?id= 2BlFDwAAQBAJ. [31] R Thull. “Physicochemical principles of tissue material interactions”. Em: Biomolecular engi- neering 19 (set. de 2002), pp. 43–50. doi: 10. 1016/S1389-0344(02)00009-6. [32] Yaming Wang et al. “Effects of Pre-Treatments on Bioactivity of High-Purity Titanium”. Em: Materials 11.5 (2018). issn: 1996-1944. url: https://www.mdpi.com/1996-1944/11/5/ 675. [33] Ann Wennerberg. “The role of surface roughness for implant incorporation in bone”. Em: Cells and Materials 9 (jan. de 1999), pp. 1–19. [34] Yi Zhang, Benjamin K Simpson e Marie-Josée Dumont. “Effect of beeswax and carnauba wax addition on properties of gelatin films: A com- parative study”. Em: Food bioscience 26 (2018), pp. 88–95. 142
- 143. 13 BIOCOMPATIBILIDADE, RESPOSTATECIDUAL E INTERFACE DOS IMPLANTES DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA Adriana Marcela Lobato Rocha1 , IME2 , ORCID 0000-0003-0468-3307; Carlos Nelson Elias, IME2 , ORCID 0000-0002-7560-6926; Ana Karine Rocha de Andrade Nattrodt, IME2 , ORCID 0000-0002-0510-3493; André Aguiar Marques, IME2 , ORCID 0000-0003-1511-4038; Alessandro Brito Thomaz, IME2 , ORCID 0000-0002-1207-7190; Ariany Antunes Martins, IME2 , ORCID 0000-0002-5188-3734. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.603185 COMO CITAR ROCHA, A. M. L.; ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. R. de A.; MARQUES, A. A.; THOMAZ, A. B.; MARTINS, A. A. F. BIOCOMPATIBILIDADE, RESPOSTA TECIDUAL E INTERFACE DOS IMPLANTES DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 142-153. Tópicos 13.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 144 13.2 O Titânio e a biocompatibilidade . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 145 13.3 Processo inflamatório no Ticp . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 147 13.4 Interface implante-osso e osseointegração . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 148 13.5 Resposta tecidual e a formação óssea . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 149 13.6 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 153 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 153 1 Email:adriana.marcela@ime.eb.br 2 Instituto Militar de Engenharia
- 144. CAPÍTULO 13. BIOCOMPATIBILIDADE,RESPOSTA TECIDUAL E INTERFACE DOS IMPLANTES DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA RESUMO A biocompatibilidade de um biomaterial se refere à habilidade em desempenhar uma resposta apropriada para uma aplicação específica, ser compatível com os tecidos corporais e fluidos em contato, bem como ser aceito por longos períodos. Não deve provocar respostas fisiologicamente inaceitáveis, nem liberar substâncias tóxicas. Os implantes dentais são normalmente feitos de titânio comercialmente puro (Ticp) ou ligas de titânio, tanto por sua excelente compatibilidade como pelas propriedades mecânicas, além de serem adequados para o trabalho em ambientes corrosivos. Quando exposto ao oxigênio, o titânio (Ti) forma uma camada de óxido de titânio (TiO2) superficial de forma espontânea e rápida. Esta camada possui a característica anfótera que é capacidade de atrair e adsorver do meio tanto íons positivos quanto negativos. O óxido, ao interagir com a água, forma hidroxilas, existindo uma relação direta entre sua concentração e a adesão e atividade dos osteoblastos. A inserção do Ticp resulta em uma resposta inflamatória aguda com um aumento no número de leucócitos ao redor do implante. Todavia, o número de células inflamatórias diminui durante a primeira semana e os fibroblastos se tornam a maioria das células. Nesta primeira semana, o implante é envolto por espaço fluídico (parcialmente absorvido à superfície do TiO2) contendo proteínas, eritrócitos, células inflamatórias e células necróticas. Este espaço é resultado do trauma cirúrgico, derramamento de proteínas plasmáticas e acomodamento inicial entre implante e tecidos moles envolvidos. As interações entre o implante e os tecidos ocorrem com distâncias variadas, havendo uma zona interfacial afibrilar na interface osso-implante. Essa interface apresenta uma fina camada com proteoglicanos e glicoproteínas, a qual fornece um mecanismo de ligação entre o tecido duro e o Ticp, ou seja, a superfície do implante se torna revestida com uma camada de proteína e a composição e a confirmação desta camada afeta a resposta e a adesão celular. Os mecanismos envolvidos na cicatrização óssea peri-implantar após a instalação dos implantes de Ti podem ser divididos em três fases: osteocondução (migração de células osteogênicas para a superfície do implante através de um arcabouço temporário de tecido conjuntivo), formação de osso “de novo” (deposição na superfície do implante de uma matriz interfacial mineralizada, equivalente às linhas de cemento do tecido ósseo natural) e remodelação óssea. Entretanto, a habilidade do tecido ósseo se ligar à superfície de um biomaterial, exige o entendimento tanto dos processos de reabsorção óssea quanto da formação da linha de cemento. O objetivo do presente trabalho é realizar uma revisão de literatura analisando a biocompatibilidade, resposta tecidual e interface dos implantes osseointegráveis de Ti, fatores essenciais para o entendimento do sucesso dos implantes odontológicos a longo prazo. Palavras-chave: Implantes Odontológicos, Titânio, Biocompatibilidade, Resposta Tecidual. 13.1 Introdução A biocompatibilidade de um determinado material só pode ser definida através de um entendimento global sobre as várias formas de interação com o organismo, dando-se ênfase especial à interface tecido- material. Há quatro aspectos importantes com relação à interações entre biomateriais e tecidos: fenômenos físico-químicos de interface relacionados com os primeiros instantes de contato entre biomaterial, tecido e ambiente de implantação; resposta dos tecidos e meio orgânico à presença do material; mudanças ocorridas 144
- 145. CAPÍTULO 13. BIOCOMPATIBILIDADE,RESPOSTA TECIDUAL E INTERFACE DOS IMPLANTES DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA nos materiais como resultado da ação do meio sobre o material, como a degradação e corrosão; reação de alguma parte do organismo, não diretamente em contato com o implante [11]. Os implantes dentais são normalmente feitos de titânio (Ticp - F67 ou Ti-6Al-4V F136), tanto por sua excelente compatibilidade como pelas propriedades mecânicas [13]. Após a confirmação que os implantes de Ti possuem osseointegração, a reabilitação estética e funcional tornou-se possível e hoje é uma realidade difundida e comprovada clínica e cientificamente [10]. Para fins de análise, os mecanismos envolvidos na regeneração óssea peri-implantar após a preparação do leito cirúrgico e instalação dos implantes de titânio podem ser divididos em três fases: osteocondução (migração de células osteogênicas para a superfície do implante através de um arcabouço temporário de tecido conjuntivo), formação de osso “de novo” (deposição na superfície do implante de uma matriz interfacial mineralizada, equivalente às linhas de cemento do tecido ósseo natural) e remodelação óssea. Porém, a habilidade do tecido ósseo se ligar à superfície de um material sintético, exige o entendimento tanto dos processos de reabsorção óssea quanto da formação da linha de cemento [10]. Dessa forma, o sucesso clínico de implantes orais está relacionado à osseointegração do implante de titânio, que interage com fluidos e tecidos biológicos. A superfície do implante se torna revestida com uma camada de proteína. A composição e confirmação desta camada subsequentemente afeta a resposta bem como a adesão celular, espalhando e proliferando [13]. A composição do filme de proteína adsorvida é importante para a regulação dos sistemas homeostáticos interconectados perto da superfície nos eventos celulares próximos do implante durante a inflamação e outros processos de reparo teciduais em curtos períodos de tempo. No entanto, a significância das interações entre as células e as proteínas adsorvidas para a biocompatibilidade relativa do implante de titânio não é bem compreendida [3]. Apesar dos avanços da implantodontia, a explicação da influência da superfície dos implantes na osseointegração permanece incompleta. Com isso, entender o processo inflamatório, o mecanismo da osseointegração, a adsorção de proteínas na superfície do Ticp, as substâncias reguladoras das células e a gênese das mesmas, são fatores essenciais para o sucesso a longo prazo. O objetivo do presente trabalho é realizar uma revisão de literatura analisando a biocompatibilidade, resposta tecidual e interface dos implantes osseointegráveis de titânio. 13.2 O Titânio e a biocompatibilidade O conceito de biocompatibilidade de um biomaterial não se refere à capacidade de ser totalmente inerte, mas está relacionado, principalmente, com a habilidade do material desempenhar uma resposta apropriada para uma aplicação específica [2]. A longevidade e a qualidade de vida têm aumentado e melhorado, em parte, devido ao avanço da habilidade em substituir partes do corpo com problemas e doenças. Dessa forma, os biomateriais devem ser biocompatíveis, ou seja, compatíveis com os tecidos corporais e fluidos em contato, bem como serem aceitos por longos períodos. Os materiais biocompatíveis não devem ser rejeitados, provocar respostas fisiologicamente inaceitáveis, nem liberar substâncias tóxicas [5]. 145
- 146. CAPÍTULO 13. BIOCOMPATIBILIDADE,RESPOSTA TECIDUAL E INTERFACE DOS IMPLANTES DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA O titânio é um biomaterial metálico particularmente adequado para o trabalho em ambientes corrosivos ou para aplicações em que seja fundamental o seu baixo peso. Possui alta relação resistência-peso e propriedades não magnéticas. Pode apresentar dois tipos de formação cristalina, a alfa (α), de estrutura cristalina hexagonal compacta, e a beta (β), com reticulado cristalino cúbico de corpo centrado. No titânio puro, a fase α é estável na temperatura ambiente. Os elementos de liga são adicionados ao titânio puro e tendem a alterar tanto a temperatura na qual ocorre a transformação de fase como a quantidade presente de cada fase. O titânio possui grande resistência à corrosão, superando o aço inoxidável, devido à formação, na superfície do metal, de uma película compacta protetora - TiO2 [11]. Os implantes dentais são normalmente feitos de Ticp ou ligas de titânio, tanto por sua excelente compatibilidade como pelas propriedades mecânicas. O Ticp apresenta vários graus de pureza (1 a 4), que é caracterizada pela quantidade de oxigênio, carbono e ferro. Isso reflete também nas propriedades mecânicas entre os diferentes graus. A maioria dos implantes são feitos de Ticp grau 4 por ser mais resistente que os outros. Ligas de titânio são compostas principalmente por Ti-6Al-4V (liga de titânio grau 5) com melhores propriedades de resistência mecânica e resistência à fadiga que o titânio puro [13]. O titânio forma óxidos superficiais de forma espontânea [13, 11] quando é exposto ao oxigênio, primariamente óxido de titânio, dentro da estreita faixa de 2-10 nm, dependendo da quantidade de oxigênio ligada ao titânio. Uma variedade de diferentes estoiquiometrias de óxido de titânio são conhecidas e cobrem uma extensa faixa de índices de oxigênio ao titânio: de Ti3O para Ti2O, Ti3O2, TiO, Ti2O3, Ti3O5 e TiO2. O óxido de titânio mais estável é o TiO2 (rutilo) e com essa forte camada de dióxido de titânio ativa, o material é bem tolerado pelo tecido local [13]. Um dos fatores que contribuem para a alta biocompatibilidade do titânio é a resistência de seus óxidos superficiais aos ataques químicos que ocorrem no ambiente biológico. Tal resistência foi ainda apoiada por observações de nenhum aumento significativo na espessura da camada de óxido em implantes com falha em um período de implantação de até 8 anos. Esses achados contradizem a imagem dinâmica convencional de um crescimento contínuo de óxido de superfícies de titânio ao longo do tempo. A estabilidade dos óxidos de superfície provavelmente desempenha um papel importante no sucesso a longo prazo dos implantes de titânio [3]. A camada de óxido de titânio possui a característica anfótera que é capacidade de atrair e adsorver do meio onde é inserido tanto íons positivos, quanto íons negativos devido a suas cargas superficiais. Essa capacidade é de fundamental importância na compreensão do mecanismo de interação do implante de titânio com o meio biológico dentro do universo da osseointegração. As primeiras interações com o meio biológico dizem respeito a adsorção de íons positivos presentes no plasma sanguíneo, principalmente o cálcio, sódio, potássio e o magnésio, e os radicais negativos tais como os fosfatos, flúor e carbonatos, entre outros [4]. O Ticp reage rapidamente com o oxigênio e a água tornando-se passivado com a invisível camada semicondutora de TiO2 com espessura de 3-5 nm em temperatura ambiente. O óxido quebra a água estrutural nas camadas atômicas mais externas, formando O- , OH e OH2+ , e possui uma carga negativa fraca em pH fisiológico. O ponto zero de carga do titânio (pzc), ou o ponto isolétrico (pI) da superfície, é cerca de 5-6. O óxido é hidrofílico com energia livre de 44-54 mJ/cm2 em temperatura ambiente [3]. Esta é a superfície de Ticp sobre a qual água, íons e proteínas são adsorvidas em contato com os fluidos corporais (Figura 13.1). A capacidade da adsorção de íons pelo titânio e da indução e crescimento de cristais de apatita na sua superfície estão ligados à presença de inúmeros grupos hidroxílicos (Ti-OH) formados pela reação química do óxido 146
- 147. CAPÍTULO 13. BIOCOMPATIBILIDADE,RESPOSTA TECIDUAL E INTERFACE DOS IMPLANTES DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA superficial com a água e/ou os líquidos biológicos [4]. Figura 13.1 – Ilustração esquemática da dupla camada eletroquímica da interface titânio/eletrólito. (→), representação das moléculas de água, onde a seta simboliza o momento dipolar. Uma camada primária de proteína fortemente adsorvida com moléculas mais ou menos compactas (compact layer) e uma segunda camada frouxa (diffuse layer) consistindo em mais moléculas “nativas” também são indicadas por (molécula de anel aromático) aminoácido, (S) ponte dissulfeto. Fonte: Adaptado de BRUNETTE et al (2001) [3] 13.3 Processo inflamatório no Ticp Os processos que ocorrem na interface entre o implante e a superfície óssea se dão na camada mais superficial do metal (normalmente óxidos) e a superfície em neoformação do tecido ósseo que foi perfurado no processo cirúrgico. Portanto, é de se saber que a camada mais superficial não possui a mesma composição do corpo do implante [6]. Estudos quantitativos têm mostrado que implantes de Ticp apresentam regeneração dentro do tecido mole. A inserção do Ticp resulta em uma resposta inflamatória aguda com um aumento no número de leucócitos ao redor do implante. Todavia, o número de células inflamatórias diminui durante a primeira semana e os fibroblastos se tornam a maioria das células na interface Ticp e osso. Nesta primeira semana, o implante é envolto por espaço fluídico (parcialmente absorvido à superfície do dióxido de titânio) contendo proteínas, eritrócitos, células inflamatórias e células necróticas. Este espaço é resultado do trauma cirúrgico, derramamento de proteínas plasmáticas e acomodamento inicial entre implante e tecidos moles envolvidos. Uma semana após a inserção do implante, o tamanho do espaço fluídico varia dependendo do tipo de material implantado. O Ticp demonstrou um espaço fluídico menor do que, por exemplo, implantes de liga de titânio. 147
- 148. CAPÍTULO 13. BIOCOMPATIBILIDADE,RESPOSTA TECIDUAL E INTERFACE DOS IMPLANTES DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA As células inflamatórias presentes neste espaço raramente se aderem ao Ticp e não são ativadas, por causa de suas características estruturais [6]. Pesquisas comprovam que em torno de implantes de Ticp inseridos no tecido mole, os macrófagos são preferencialmente distribuídos junto à superfície, e outras células como linfócitos e plasmócitos estão no tecido mole. No entanto, os mecanismos pelos quais as células recrutadas para a interface tecido mole-implante não são completamente compreendidos. Nos tecidos moles, fatores quimiotáticos são detectados, incluindo fragmentos de C3, leucotrieno B4 e interleucina-1. Fatores relacionados ao biomaterial, como íons, podem também influenciar a migração de leucócitos. É possível que o número de células gigantes multinucleadas presentes na interface esteja parcialmente relacionado à presença de partículas dos materiais, desde que as células gigantes sejam formadas a partir da fusão de macrófagos. As células gigantes multinucleadas são detectadas sobre cerâmicas, metais e polímeros. Porém, a mera presença de células inflamatórias junto à superfície do implante não explica se elas estão ativas [6]. 13.4 Interface implante-osso e osseointegração Segundo Chinellato (1996) [6], nos estudos que investigam os implantes osseointegrados o que chama mais atenção, por ser a tênue diferença ente o sucesso e insucesso da técnica eleita, é a interface implante-osso. A palavra “interface” significa uma região de interação entre o implante e os tecidos. Existe a ideia de que a interface seria uma simples linha divisória entre a superfície do implante e os tecidos adjacentes, entretanto, interações entre o implante e o tecido ocorrem com distâncias variadas, começando a um nível de nanômetros e estendendo-se até milímetros além da superfície do implante, dependendo de cada situação específica (Figura 13.2). No caso de implantes osseointegrados, quando não há cápsula fibrosa (tecido conjuntivo fibroso), os resultados microscópicos de alta resolução mostram uma zona interfacial afibrilar na interface osso-implante; o tecido mineralizado geralmente não toca diretamente o biomaterial. A camada interfacial é rica em proteínas não colagenosas, bem como em certas proteínas plasmáticas. A interface entre o titânio e o novo osso apresenta uma fina camada com proteoglicanos e glicoproteínas. Alguns pesquisadores sugeriram que essa zona interfacial fornece um mecanismo de ligação entre o tecido duro e o Ticp [8]. Existem três estágios que se seguem após o trauma cirúrgico: 1. Devido a liberação de uma cascata de produtos químicos, os quais, funcionando como mediadores, atuam sobre vasos e células sobreviventes, atraem células a partir do sangue e tecido circunjacente formando um hematoma e mudanças circulatórias. Ocorrerão também mudanças no pH e tensão de oxigênio; 2. O segundo estágio é que vai definir se haverá regeneração ou reparação. Sendo que regeneração consiste de substituição da região ferida por osso, enquanto que reparo significa substituição por um tecido não mineralizado, como algum tipo de colágeno cicatricial; 3. O terceiro estágio é caracterizado pela maturação da ferida através de mecanismos de modelamento e remodelamento. Sendo que no modelamento ocorre uma mudança extrema ou arquitetural do osso, através de processo de ativação celular (reabsorção via osteclastos e formação óssea via osteoblastos). O remodelamento refere-se ao “turnover” ósseo; que ocorre por atividade dos osteoblastos e osteoclastos, 148
- 149. CAPÍTULO 13. BIOCOMPATIBILIDADE,RESPOSTA TECIDUAL E INTERFACE DOS IMPLANTES DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA Figura 13.2 – Diagrama ilustrando a osseointegração. Um exame minucioso demonstra que o espaço entre o osso e o implante é de 100 Å sem tecido conjuntivo entre eles. Fonte: Adaptado de ANUSAVICE (2005) [2] atuando juntos como parte de uma unidade básica multicelular. Quando o micromovimento é excessivo logo após a implantação, os eventos normais da cicatrização óssea são repetidamente interrompidos, levando a uma cicatrização com tecido fibroso (reparo). Se os micromovimentos estão ausentes, então a cicatrização óssea pode ocorrer de maneira adequada levando à integração do implante ao osso [6]. 13.5 Resposta tecidual e a formação óssea O organismo contém células que estão programadas para converter-se em células formadoras de osso (Figuras 13.3 e 13.5). Estas células predestinadas são chamadas de células progenitoras ósseas ou células osteogênicas [10]. São derivadas das células-tronco mesenquimatosas [10] [12] na medula óssea, passíveis de renovação, encontradas nas superfícies externa e interna dos ossos e na microvascularização que supre o osso, e respondem a estímulos moleculares que as transformam em células formadoras de osso. Possuem o potencial de se diferenciar em muitos tipos celulares diferentes, incluindo fibroblastos, osteoblastos, adipócitos, condrócitos e células musculares. O fator essencial que deflagra a diferenciação das células osteoprogenitoras é um fator de transcrição denominado fator de ligação central α-1(CBFA1) ou fator de transcrição relacionado com 2 (RUNX2). Essa proteína leva à expressão de genes que são característicos do fenótipo do osteoblasto. O IGF-1 e o IGF-2 (fator de crescimento tipo insulina) estimulam a proliferação das células osteoprogenitoras e a sua diferenciação em osteoblastos. As BMPs (proteínas morfogenéticas ósseas) também desempenham um papel na diferenciação em osteoblastos [12]. 149
- 150. CAPÍTULO 13. BIOCOMPATIBILIDADE,RESPOSTA TECIDUAL E INTERFACE DOS IMPLANTES DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA Figura 13.3 – Eletromicrografia mostrando a formação óssea ativa. A cavidade medular (Cav) com suas células sanguíneas em desenvolvimento é vista no canto inferior direito. As células osteoprogenitoras (Cop) são evidentes entre a medula e os osteoblastos (Ob). Exibem núcleos alongados ou ovoides. Os osteoblastos estão alinhados ao longo da porção do osso em crescimento, que é coberta por uma camada de osteoide (Os). Nessa mesma região, uma das células (canto superior direito) inserida dentro do osteoide exibe um pequeno prolongamento (seta). Em virtude de sua localização dentro do osteóide, essa célula pode ser agora denominada osteócito (Oc). O restante da micrografia (parte superior esquerda) é composto de matriz óssea (Mo) calcificada. Dentro da matriz, encontram-se canalículos (Cc) contendo prolongamentos do osteócito. O limite entre duas lamelas (Lam) adjacentes do osso previamente formado é evidente na forma de uma linha escura irregular. 9.000×. Fonte: Adaptado de ROSS e PAWLINA (2016) [12] Dessa forma, quando há necessidade de regeneração óssea, as células progenitoras ósseas se diferenciam em osteoblastos, que emitem seus prolongamentos citoplasmáticos, criando espaços intercelulares e iniciando a síntese da matriz óssea [9]. Os osteoblastos secretam tanto colágeno do tipo I (que constitui 90% da proteína no osso), quanto proteínas da matriz óssea, que constituem a matriz não mineralizada do osso imaturo ou osteóide. As proteínas da matriz óssea produzidas pelos osteoblastos incluem as proteínas de ligação do cálcio, tais como osteocalcina e osteonectina; glicoproteínas multiadesivas, como as sialoproteínas ósseas (BSP-1 e BSP-2), trombospondinas e vários proteoglicanos e seus agregados, bem como fosfatase alcalina (ALP). Os osteoblastos também são responsáveis pela calcificação da matriz óssea [12]. Assim, após a formação da matriz osteóide, inicia-se o processo de mineralização através da deposição de íons cálcio e fósforo na forma de hidroxiapatita. Uma vez mineralizada, as células osteoblásticas rodeadas pela matriz passam a se chamar osteócitos [9]. O processo de maturação do osteoblasto em osteócito leva aproximadamente 3 dias. Durante esse período, o osteoblasto produz uma grande quantidade de matriz extracelular (quase três vezes o seu próprio 150
- 151. CAPÍTULO 13. BIOCOMPATIBILIDADE,RESPOSTA TECIDUAL E INTERFACE DOS IMPLANTES DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA volume celular), reduz o seu volume celular em aproximadamente 70% em comparação com o volume do osteoblasto original, diminui o tamanho e o número de organelas e desenvolve longos prolongamentos que se irradiam a partir do corpo celular. Cada osteócito desenvolve, em média, cerca de 50 prolongamentos celulares. Após a mineralização da matriz óssea, cada osteócito ocupa um espaço ou lacuna, que se adapta ao formato da célula. Os prolongamentos citoplasmáticos dos osteócitos estão alojados no interior de canalículos dentro da matriz (Figura 13.4) e comunicam-se com prolongamentos de osteócitos vizinhos e células de revestimento ósseo por meio de junções comunicantes formadas por uma família de conexinas expressas no tecido ósseo. Os osteócitos também se comunicam indiretamente com osteoblastos distantes, células endoteliais da vascularização da medula óssea, pericitos dos vasos sanguíneos e outras células, por meio da expressão de várias moléculas sinalizadoras, como óxido nítrico ou transportadores de glutamato. Além da comunicação intercelular típica, os prolongamentos dos osteócitos contêm hemicanais (metade de canais da junção comunicante), que estabelecem comunicação entre células e matriz extracelular [12]. Figura 13.4 – Lacunas dos osteócitos com extensa rede de canalículos. Esta eletromicrografia de varredura de uma amostra de osso de camundongo com 4 meses de idade – que foi incluída em resina e submetida ao processo de corrosão por ácido – mostra uma rede de canalículos que interconectam três lacunas osteocíticas (LO) e células do endósteo. Neste método, a resina preenche as lacunas dos osteócitos, os canalículos, o osteóide e os espaços da medula óssea, mas não penetra na matriz óssea mineralizada. A parte superior da imagem é ocupada por células da medula óssea (MO) que são separadas do tecido ósseo pelo endósteo (EOS). 2.000×. Fonte: Adaptado de ROSS e PAWLINA (2016) [12] Os osteoclastos são células grandes e multinucleadas, oriundos da fusão de células homocitopoéticas mononucleares (Figura 13.5), principalmente células progenitoras que dão origem às linhagens celulares de granulócitos e monócitos. A formação dos osteoclastos ocorre em estreita associação às células estromais na medula óssea. Inicialmente, as células comprometidas em se tornarem osteoclastos (precursoras dos osteoclastos) expressam dois fatores de transcrição importantes, c-fos e NF-κB. Posteriormente, uma molécula receptora denominada ativador do receptor do fator nuclear κB (RANK) é expressa em sua superfície. O receptor RANK interage com a molécula ligante do RANK (RANKL) produzida e expressa na superfície da célula do estroma. O mecanismo de sinalização RANK é essencial para a diferenciação e a maturação dos osteoclastos. De modo alternativo, durante a inflamação, os linfócitos T ativados podem produzir moléculas 151
- 152. CAPÍTULO 13. BIOCOMPATIBILIDADE,RESPOSTA TECIDUAL E INTERFACE DOS IMPLANTES DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA de RANK tanto envolvidas por membrana quanto solúveis. Por conseguinte, os processos inflamatórios podem estimular a reabsorção óssea mediada por osteoclastos. Essa via pode ser bloqueada por osteoprotegerina (OPG), que atua como receptor “chamariz” para a RANKL. A ausência de ligante disponível afeta a via de sinalização RANK-RANKL e atua como potente inibidor da formação de osteoclastos. A OPG é produzida principalmente pelos osteoblastos e é regulada por muitos reguladores metabólicos ósseos, como IL-1, TNF, TGF-β e vitamina D. A PGE2 (prostaglandina) é secretada pelos osteócitos em situações de estresse e estimula a produção de RANKL; no entanto, os osteoblastos ativos na região de deposição óssea produzem OPG, que inativa a RANKL. Por conseguinte, as regiões onde os osteoblastos depositam osso novo terão pouca ou nenhuma atividade osteoclástica, em comparação com regiões circundantes que exibem maior atividade osteoclástica. Todas as substâncias que promovem a remodelação óssea pela diferenciação dos osteoclastos e reabsorção óssea atuam por meio do sistema OPG/RANKL na medula óssea [12]. Figura 13.5 – Desenho esquemático das células associadas a osso. Fonte: Adaptado de ROSS e PAWLINA (2016) [12] Em se tratando da formação óssea após a instalação do implante de Ticp, inicialmente, observa-se a formação de um tecido de granulação e do coágulo sanguíneo, sendo este a matriz biológica tridimensional de fibrina. A morfologia da superfície do implante é fundamental na retenção desta matriz que, por sua vez, induz as atividades celulares, como a ativação de plaquetas e de leucócitos, além de servir como guia para que as células osteogênicas possam migrar em direção ao implante (osteocondução). Assim, células mesenquimais, pré-osteoblastos e osteoblastos se aderem à superfície do implante, coberta por uma camada calcificada afibrilar, para produzir fibras de colágeno do tecido osteóide [10]. Entretanto, o recrutamento e migração de uma população de células potencialmente osteogênicas não são suficientes para ocorrer a formação do osso na superfície do implante, pois há necessidade que ocorra a diferenciação dessa população em células secretoras maduras. Desta forma, após a migração das células através do coágulo sanguíneo e a adesão à superfície do implante ou do osso antigo, se diferenciam e formam o novo osso pela secreção da matriz da linha de cemento, que contém proteínas ósseas não colagenosas, proteoglicanas e cristalitos de fosfato de cálcio [7]. A formação óssea é iniciada durante a primeira semana e, após alguns dias, osso imaturo e osso trabecular reparador estão presentes no espaço entre o implante e o tecido ósseo. Após 1 a 2 semanas, esse osso trabecular é gradualmente substituído por osso lamelar maduro, sofrendo constantes modificações através dos processos de osteogênese e reabsorção óssea, caracterizando a osseointegração [10]. 152
- 153. CAPÍTULO 13. BIOCOMPATIBILIDADE,RESPOSTA TECIDUAL E INTERFACE DOS IMPLANTES DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA Os implantes de Ticp são bioativos e ocorre equilíbrio representado por intervalo imunológico e inflamatório, ideal para osseointegração [1]. A osseointegração, então, é um processo dinâmico, tanto na fase de estabelecimento, na qual ocorre uma interação entre reabsorção óssea nas regiões de contato e formação de osso nas áreas livres de contato, quanto na fase de manutenção, a qual é garantida pela contínua remodelação e adaptação à função [10]. 13.6 Conclusões Pode-se concluir que: • O titânio é um material biocompatível pela formação da camada de TiO2; • A camada de TiO2 possui característica anfótera que é capacidade de atrair e adsorver do meio onde é inserido íons positivos e negativos; • A interface entre o titânio e o novo osso apresenta uma fina camada com proteoglicanos e glicoproteínas que fornece um mecanismo de ligação entre o tecido duro e o Ticp; • Não está claro como a superfície do Ticp promove ou inibe a osteogênese. Possivelmente, o êxito depende da osteogênese rápida em torno do implante, ou seja, da rápida adesão de osteoblastos na superfície do implante; • A integração do implante ao osso dependerá de micromovimentos logo após a implantação. Sua ausência permite a cicatrização óssea de maneira adequada. Referências [1] Tomas Albrektsson et al. “Is marginal bone loss around oral implants the result of a provoked fo- reign body reaction?” Em: Clinical implant den- tistry and related research 16.2 (2014), pp. 155– 165. [2] K. J Anusavice. Phillips – Materiais Dentários. Rio de Janeiro: Elsevier, 2005. [3] D.M. Brunette et al. Titanium in Medicine: Ma- terial Science, Surface Science, Engineering, Bi- ological Responses, and Medical Applications. Engineering materials. Springer, 2001. isbn: 9783540669364. url: https://books.google. ci/books?id=TxwY1gHrkHoC. [4] Thaıs de Paula Busquim. “Estudo in vitro e in vivo da osseointegração de implantes de titânio com superfıcies biomimetizadas”. Em: (2012). [5] W. D. JR Callister e D. G Rethwisch. Materials Science and Engineering. Wiley: Hoboken, 2018. [6] Elisiane Chinellato. “CONSIDERAÇÕES SO- BRE OS ASPECTOS BIOLÓGICOS DA OSSEOINTE-GRAÇÃO DO IMPLANTE DE TITÂNIO”. Em: (). [7] John E Davies. “Bone bonding at natural and biomaterial surfaces”. Em: Biomaterials 28.34 (2007), pp. 5058–5067. [8] Carlos Nelson Elias. “Factors affecting the suc- cess of dental implants”. Em: Implant dentis- try: a rapidly evolving practice. Rijeka: InTech (2011), pp. 319–64. [9] Carlos Nelson Elias, José Henrique Cavalcanti Lima e Marcelo Henrique Silva Prado. “Impor- tância da qualidade da superfıcie dos implantes osseoin-tegráveis na biofixação”. Em: Rev. bras. implantodontia (2000), pp. 13–7. 153
- 154. CAPÍTULO 13. BIOCOMPATIBILIDADE,RESPOSTA TECIDUAL E INTERFACE DOS IMPLANTES DE TITÂNIO NA ODONTOLOGIA [10] Carlos Nelson Elias, VSL Vasconcellos e CRS Resende. “Análise dos mecanismos celulares du- rante a osseointegração dos implantes”. Em: Anais do VII Congresso Latino-Americano de Orgãos Artificiais e Biomateriais. Metallum São Paulo. 2012, pp. 1–28. [11] R.L Oréfice, M. M Pereira e H.S Mansur. Bi- omateriais: Fundamentos e aplicações. Rio de Janeiro: Guanabara Koogan, 2011. [12] M. H Ross e W. Pawlina. Histologia – Correla- ções com Biologia Celular e Molecular. Rio de Janeiro: Guanabara Koogan, 2016. [13] Lucy Di Silvio. Cellular response to biomaterials. Woodhead Publishing, 2009. 154
- 155. 14 O CENÁRIOATUAL DO TRATAMENTO DE SU- PERFÍCIE EM IMPLANTES DENTÁRIOS COMER- CIALIZADOS NO BRASIL Bruno Martins de Souza1 , IME2 , ORCID 0000-0002-1075-0441; Carlos Nelson Elias, IME2 , ORCID 0000-0002-7560-6926; Nathalia R. de O. Habib Pereira, IME2 , ORCID 0000-0003-1041-092X; Francielly Moura de S. Soares, IME2 , ORCID 0000-0001-9311-9139; Marvin Nascimento, IME2 , ORCID 0000-0001-8010-7382; Késia Simões Ribeiro, IME2 , ORCID 0000-0001-9129-2237; ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.603240 COMO CITAR de SOUZA, B. M.; ELIAS, C. N.; PEREIRA, N. R. de O. H.; SOARES, F. M. de S.; NASCIMENTO, M.; RIBEIRO, K. S. O CENÁRIO ATUAL DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE EM IMPLANTES DENTÁRIOS COMERCIALIZADOS NO BRASIL. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 154-163. Tópicos 14.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 156 14.2 O fenômeno da osseointegração em implantes dentários . . . . . . . . . . . . . 157 14.3 Interação células – Superfície dos implantes dentários . . . . . . . . . . . . . . 157 14.4 Os tratamentos de superfície predominantes no Brasil . . . . . . . . . . . . . 158 14.4.1 Implantes dentários usinados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 158 14.4.2 Superfícies com ataque ácido . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 159 14.4.3 Jateamento seguido de ataque ácido . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 159 14.4.4 Anodização . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 160 14.4.5 Superfícies biomiméticas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 160 14.5 Levantamento de dados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 161 14.6 Tratamentos de superfície no cenário nacional . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 161 1 Email:bruno.souza@ime.eb.br 2 Instituto Militar de Engenharia
- 156. CAPÍTULO 14. OCENÁRIO ATUAL DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE EM IMPLANTES DENTÁRIOS COMERCIALIZADOS NO BRASIL 14.7 Superfícies disponíveis no âmbito nacional . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 161 14.8 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 162 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 163 RESUMO Ao longo dos últimos anos de desenvolvimento da implantodontia foram implementados um grande número de tratamentos de superfícies para implantes dentários com o objetivo de aumentar a interação entre o biomaterial e células envolvidas com o processo de osseointegração. Tal modificação tem por objetivo melhorar a qualidade e a velocidade da aposição óssea e por conseguinte diminuir o tempo de espera necessário para reabilitação protética dos mais diversos casos. No entanto, observa-se que poucos são os tratamentos de superfície viáveis que são utilizados pelas empresas que comercializam implantes dentários no Brasil. Para este estudo, foram selecionados implantes osseointegráveis de 30 empresas que comercializam estes dispositivos em território nacional. Dentre os quais, foram encontrados 37 nomes distintos de superfícies, sendo 22 deles tratamentos de superfície com nomes patenteados. Nesse sentido, o objetivo deste estudo foi categorizar os métodos de tratamento mais utilizados pelos fabricantes, analisar as diferenças existentes entre estes processos de tratamento de superfícies e assim entender o um pouco mais sobre o cenário nacional a partir da avaliação dos diferentes métodos e suas respectiva fatias de ocupação do mercado. E a partir deste entendimento, fornecer ao implantodontista informações mais detalhadas sobre esses tipos de superfícies disponíveis, bem como as opções disponíveis. Palavras-chave: Implantes dentários, Tratamento de superfície, Anodização, Jateamento, Ataque ácido, Superfície biomimética. 14.1 Introdução Nos primórdios da prática cirúrgica em implantodontia, os procedimentos adotados para a reabilitação com implantes dentários, era necessário aguardar o intervalo de 3 a 6 meses dependendo da região óssea para instalação da prótese definitiva [12]. Atualmente, é possível inserir e reabilitar estes dispositivos em pouco mais de 2 meses ou até mesmo inserir e oferecer carga mastigatória a um implante dentário no mesmo procedimento cirúrgico. Essa mudança de paradigma se deve a diversos fatores, como melhoria na qualidade técnica dos operadores, advento de novas técnicas cirúrgicas, melhorias na macrogeometria de roscas, entre outros. No entanto, nesse cenário de melhorias que possibilitam mais previsibilidade em reabilitações orais por meio de implantes dentários, é fundamental destacar a influência dos tratamentos de superfície ocorridos no processo de fabricação e a sua relação com um menor tempo necessário para a reabilitação protética desses dispositivos [3] [10]. Ao longo das últimas décadas, diversos estudos descreveram mecanismos capazes de alterar a topografia de implantes dentários com o objetivo de melhorar a interação com células associadas ao fenômeno de osseointegração [4]. Embora houvesse uma alta disponibilidade de técnicas que alcançassem esse objetivo em comum, o que se observa na atualidade é que apenas um número bem limitado destes recursos é comercialmente viável. 156
- 157. CAPÍTULO 14. OCENÁRIO ATUAL DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE EM IMPLANTES DENTÁRIOS COMERCIALIZADOS NO BRASIL 14.2 O fenômeno da osseointegração em implantes dentários Per Ingvar Bränemark introduziu o termo osseointegração no início de seus trabalhos, e definiu o sucesso e o fracasso dos implantes dentários ao nível de microscopia óptica como “uma conexão estrutural e funcional direta entre o osso e a superfície de um implante sob carga”. Mais tarde, uma definição mais orientada clinicamente foi desenvolvida para osseointegração como um processo ao qual a fixação rígida entre osso e superfície do implante clinicamente e assintomática é obtida e mantida mesmo após a carga funcional. De acordo com esta definição revisada, “osseointegração clínica implica osseointegração histológica, e é necessário que haja um contato contínuo entre o osso alveolar e a superfície do implante” [13] [7] [2]. O protocolo convencional proposto por Bränemark para tratamento com implantes dentários estabelecia que os procedimentos de implante devem ser realizados em duas fases. Na primeira, a “fase cirúrgica”, o alvéolo é preparado e o implante era instalado. Recomendava-se um intervalo de 3 meses entre a fase cirúrgica e protética para permitir a cicatrização adequada de implantes instalados na mandíbula, e um intervalo de 6 meses era necessário para implantes instalados na maxila [7]. Obviamente tais protocolos foram atualizados e hoje existe possibilidade de reabilitação definitiva de implantes em tempos bem menores graças a procedimentos de modificação da superfície do titânio, que favorecerá uma maior adsorção de proteínas, que por consequência aumentará a taxa de recrutamento de células envolvidas no processo de reparo da ferida decorrente da instalação, o que culminará em um ambiente mais favorável à adesão de células osteogênicas em um período precoce quando comparado a implantes sem modificação de superfície, justificando assim, uma cicatrização óssea mais rápida quando comparada ao processo pioneiro desenvolvido por Bränemark. A osseointegração de implantes dentários é criticamente dependente de suas propriedades de superfície. Várias investigações analisaram a influência das propriedades da superfície do implante para a integração óssea [9] [15] [1]. Tem sido demonstrado que a morfologia da superfície, topografia, rugosidade, composição química, energia superficial, espessura da camada de óxido de titânio são os principais índices associados ao sucesso na interação entre implante e tecido ósseo. O objetivo final desses tratamentos de superfície é melhorar a resposta tecidual, diminuindo o tempo de espera convencional para carregamento do implante e permitir mais segurança clínica para protocolos de carregamento imediato e precoce. 14.3 Interação células – Superfície dos implantes dentários Podemos dizer que o processo de interação entre célula e superfície do implante inicia-se nos primeiros segundos do momento da implantação, pois em poucos milissegundos já se observa a adsorção de proteínas ao longo da superfície, e fatores como polaridade, rugosidade e molhabilidade, serão cruciais na mediação de eventos que acontecerão deste ponto em diante [14]. No que diz respeito às células envolvidas com a regeneração, fatores ambientais são capazes de estimular positivamente ou negativamente sua resposta em função das condições do meio [11]. O contato das células com o biomaterial em questão, é capaz de produzir interações com a camada fosfolipídica presente em sua membrana plasmática, a qual gerará uma resposta por intermédio de proteínas específicas, passando pelo conteúdo citoplasmático até chegar em seu núcleo, onde haverá uma 157
- 158. CAPÍTULO 14. OCENÁRIO ATUAL DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE EM IMPLANTES DENTÁRIOS COMERCIALIZADOS NO BRASIL interpretação desses sinais e um estímulo para determinada ação celular. Este mecanismo é comumente descrito como mecanotransdução e é extremamente complexo e sensível às mais diversas intemperes associadas ao hospedeiro e ao biomaterial. A mecanotransdução é responsável por inúmeros eventos envolvidos com a regeneração tais como: a movimentação e ancoragem celular por meio da emissão de prolongamentos (também conhecidos como filopódios), síntese e liberação de proteínas, secreção de interleucinas para recrutamento de outros grupos celulares, entre outros. Nesse sentido, as mais diversas tecnologias empregadas no tratamento de superfície objetivam criar condições específicas para que determinada sequencia de eventos tenha mais probabilidade de ocorrer [24]. Por exemplo, pode ser criado uma rugosidade específica no implante que favoreça a adesão de células mesenquimais indiferenciadas, ou a criação de uma superfície rica em proteína morfogenética do osso – tipo 2 para aumentar a atividade de osteoblastos. 14.4 Os tratamentos de superfície predominantes no Brasil Ainda não há um consenso sobre qual seria o melhor tratamento de superfície nem qual seria o procedimento ideal para obter a melhor resposta biológica aos implantes dentários. Ao se analisar a importância das propriedades da superfície do implante para a osseointegração, neste estudo iremos desprezar fatores muito importantes no processo como formato do corpo do implante e geometria de roscas. Nesta revisão iremos apenas abordar o que diz respeito a morfologia da superfície, como macro, micro e nanorugosidades e sua relação com os diferentes tratamentos atualmente utilizados pela indústria. Cada rugosidade determina diferentes contatos com células e biomoléculas, sendo, portanto, responsável pela intensidade e tipos de ligações biológicas individualmente. Inicialmente, pode-se esperar que o aumento da área de superfície do implante resulte em mais locais para adesão celular, facilitando o crescimento do tecido e melhorando a estabilidade mecânica. No entanto, isso não é uma regra geral e pode variar dependendo do quantitativo de células disponíveis naquele local e naquele exato momento. Os fibroblastos tendem a aumentar sua população em superfícies lisas. Já os macrófagos apresentam um caráter mais rugofilico e preferem superfícies ásperas, enquanto as células epiteliais são mais atraídas por superfícies ásperas do que lisas. As células osteoplásticas aderem mais facilmente a superfícies rugosas desde que em determinada faixa de micrômetros [16] [22]. 14.4.1 Implantes dentários usinados Os implantes usinados, muitas vezes erroneamente traduzidos como “maquinados ou torneados” foram utilizados desde os primórdios da implantodontia por Bränemark, Albrektson e outros [8]. Após sua fabricação, esses implantes são submetidos a procedimentos de limpeza, descontaminação e esterilização. A análise por microscopia eletrônica de varredura mostra que as superfícies dos implantes usinados apresentam sulcos, e marcas de ferramentas utilizadas para sua confecção. Esses defeitos de superfície são até capazes de proporciona uma relativa estabilidade primária, porém sua desvantagem reside no fato de em sendo as células osteoblásticas mais rugofílicas, elas tendem a crescer ao longo dos sulcos existentes na superfície, muitas vezes até de maneira orientada com os mesmos. Essa característica requer um maior tempo de espera entre a cirurgia e a carga do implante. O uso desses implantes segue um protocolo sugerido por Brånemark: cicatrização de 3 a 6 meses ou tempo de espera antes do carregamento. 158
- 159. CAPÍTULO 14. OCENÁRIO ATUAL DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE EM IMPLANTES DENTÁRIOS COMERCIALIZADOS NO BRASIL 14.4.2 Superfícies com ataque ácido Cada fabricante tem seu próprio método de ataque ácido em relação ao tipo, concentração, tempo e temperatura para o tratamento de superfícies de implantes. De maneira geral, o tratamento ácido é realizado por imersão dos implantes em soluções de HCl + H2SO4, HF + HNO3 e HNO3. Após o ataque ácido, o implante é novamente imerso em uma solução aquosa de HNO3 para passivação do óxido de titânio e formação de uma camada de óxido estável [20]. O tratamento ácido proporciona rugosidade característica e homogênea, maior área de superfície e melhora a probabilidade de adesão celular. Este tipo de superfície não só facilita a retenção de células osteogênicas, mas também permite que elas migrem em direção à superfície do implante. Implantes com esta morfologia de superfície induzem retenção de fibrina, favorecem a adsorção de fibronectina e facilitam a osseointegração [5]. Apesar do alto sucesso dos implantes dentários com superfícies tratadas, complicações podem ocorrer, como perda de integração, peri-implantite, mucosite peri-implantar e fratura do próprio implante. O ataque ácido produz baixa energia superficial e reduz a possibilidade de contaminação, pois não há partículas incrustadas na superfície. O ataque ácido pode ocorrer com apenas um dos tipos de ácido citados anteriormente ou por meio de um duplo ataque ácido onde normalmente o implante é imerso em uma solução contendo os dois ácidos para em seguida sofrer o processo de passivação [19]. O processo de cicatrização tecidual ao redor de implantes atacados com ácido, inseridos em sítios ósseos com e sem defeitos, é mais rápido do que em implantes usinados, variando entre os diversos fabricante, o tempo estimado para instalação da prótese definitiva. 14.4.3 Jateamento seguido de ataque ácido Quando o implante é jateado, sua superfície sofre uma microdeformação plástica, na qual é criada uma camada com tensão residual compressiva. Parte da energia cinética das partículas é armazenada na forma de defeitos cristalinos, como deslocamentos [16]. Quanto maior a energia de superfície por unidade de área, maior a possibilidade de reações entre o corpo e o material e favorecer interação entre células e implante. Normalmente são utilizadas partículas de óxido de titânio ou alumina (Al2O3) para essa etapa do tratamento de superfície, podendo variar o tamanho das partículas a serem utilizadas no jateamento de acordo com o fabricante. Os valores de tensão residual obtidos nos procedimentos de jateamento dependem tanto da dureza quanto da distribuição granulométrica das partículas utilizadas. Quanto maior a distribuição granulométrica, mais heterogênea será a distribuição de deformação. Embora o tratamento ácido após o jateamento remova algumas camadas atômicas da superfície de titânio deformadas pelo procedimento de jateamento, parte da tensão residual permanece na superfície do implante. A faixa do tamanho de partículas utilizada e o tempo de jateamento são fatores importantes na obtenção da rugosidade dos implantes. Superfícies com rugosidade sob o parâmetro Ra igual a 1 µm têm um bom desempenho [1]. O procedimento de jateamento permite o controle do tamanho das microcavidades, mas as partículas podem incrustar-se e contaminar a superfície do implante [16]. Após o procedimento de 159
- 160. CAPÍTULO 14. OCENÁRIO ATUAL DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE EM IMPLANTES DENTÁRIOS COMERCIALIZADOS NO BRASIL jateamento, as partículas realizadas permanecem na superfície dos implantes e devem ser removidas com ácido e banho ultrassônico antes de seguir para o processo de passivação, lavagem, secagem e esterilização. O processo de cicatrização tecidual ao redor de implantes atacados que passaram por esse processo, inseridos em sítios ósseos com e sem defeitos, é mais rápido do que em implantes usinados. 14.4.4 Anodização A anodização é um processo eletroquímico onde o implante é imerso em um eletrólito enquanto uma corrente é aplicada, o que fará do implante o ânodo em uma célula elétrica. Dados como composição do meio utilizado como eletrólito a corrente elétrica em Volts e a amperagem utilizada para este tratamento é patenteado e possivelmente varia de acordo com o fabricante. O eletrólito e a corrente utilizada no processo de tratamento dos implantes criam uma estrutura superficial porosa bem característica [9] [14] [21]. Este método é capaz de aumentar a camada de óxido de titânio do implante e influenciar a sua interação com o meio e por consequência modular positivamente o processo de cicatrização óssea. A alta estabilidade química e biocompatibilidade do titânio se deve à formação de óxido de titânio em sua superfície. O óxido de titânio possui três estruturas cristalinas que são de particular interesse para a implantodontia: anatase (tetragonal), rutilo (tetragonal) e brookita (ortorrômbica) [23]. Ademais, o aumento da camada de óxido formada confere aos implantes, assim tratados, uma maior proteção contra o processo de corrosão em meio biológico, haja vista que a espessura da camada fornece mais estabilidade química e evita a formação de espécies reativas do oxigênio como H2O2. Esse método de caracterização de implantes possibilita vantagens adicionais no processo de osseointegração pois confere a superfície sítios de ancoragem em escala nanométrica, que além de ser uma revolução no que diz respeito à tecnologia, também é um fator que favorece a interação de proteínas presentes na membrana plasmática de células osteogênicas com a superfície do biomaterial [17]. O processo de cicatrização tecidual ao redor de implantes anodizados, inseridos em sítios ósseos com e sem defeitos, é mais rápido do que em implantes usinados e alguns fabricantes alegam que o tempo necessário para a carga mastigatória sobre estes implantes é de 8 semanas. 14.4.5 Superfícies biomiméticas Este tratamento de superfície consiste na precipitação de íons ao longo da superfície do implante dentário. Tal efeito só é obtido graças a tecnologia que permite essa deposição em escala nanométrica. No passado já houveram implantes com deposição de moléculas em sua superfície pela técnica plasma spray, no entanto, o tamanho das partículas era grande e não havia uma boa adesão com a superfície, além disso, tinham relatos de desprendimento dessas partículas [18]. No entanto, com o advento de tecnologias em escala nanométrica, já é possível uma integração segura das partículas à superfície do implante. Essa integração entre moléculas e biomaterial é capaz de elevar os níveis de recrutamento de células osteogênicas, aumentando a osteocondução e potencializando a quantidade óssea ao redor de implantes [16] [6]. No cenário nacional poucas empresas disponibilizam esse recurso em seus implantes dentários, e as moléculas bioativas mais comuns são a hidroxiapatita, cálcio, magnésio, sódio e flúor. 160
- 161. CAPÍTULO 14. OCENÁRIO ATUAL DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE EM IMPLANTES DENTÁRIOS COMERCIALIZADOS NO BRASIL 14.5 Levantamento de dados Para este estudo, foram obtidos os dados de 32 diferentes empresas por meio de consulta aos seus respectivos catálogos ou por meio de ligações aos seus serviços de atendimento ao consumidor, sendo encontrados um total de 37 diferentes nomes comerciais para os tratamentos de superfície e enumerados 5 diferentes tecnologias de modificação de topografia de implantes sem, no entanto, revelar detalhes da sua produção (Figura 14.1). 14.6 Tratamentos de superfície no cenário nacional Figura 14.1 – Principais Tratamentos de Superfície no Cenário Nacional. 14.7 Superfícies disponíveis no âmbito nacional Na tabela 8 observa-se a relação entre os principais fabricantes de implantes, tipo de tratamento de superfície e os nomes comerciais dos produtos. 161
- 162. CAPÍTULO 14. OCENÁRIO ATUAL DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE EM IMPLANTES DENTÁRIOS COMERCIALIZADOS NO BRASIL Fabricante Tratamento de superfície Nome comercial Conexão Ataque ácido Porous Conexão Anodização Vulcano Straumann Jateamento + Ataque Ácido SLA e SLActive Neodent Jateamento + Ataque Ácido NeoPoros e Acqua S.I.N Ataque ácido S.I.N 3 S.I.N Superfície Biomimética HAnano Implacil de Bortoli Jateamento + Ataque Ácido Implacil de Bortoli3 FGM Ataque ácido Arcsys DuoAttack Nobel Biocare Anodização TiUnite Kopp Jateamento + Ataque Ácido Speed Singular Ataque ácido Singular3 Systhex Ataque ácido Nano Dérig Ataque ácido Biotite Dentoflex Jateamento + Ataque Ácido Dentoflex3 Intralock Jateamento + Ataque Ácido Ossean Bionnovation Ataque ácido Supex Plenum Manufatura Aditiva4 Plenum3 DSP Jateamento + Ataque Ácido DSP3 Osstem Ataque ácido Osstem3 Titanium fix Jateamento + Ataque Ácido Titanium fix3 OBL Ataque ácido OBL3 3i Ataque ácido Osseotite Bicon Jateamento + Ataque Ácido Bicon3 Dentfix Ataque ácido STA Intraoss Ataque ácido Ultra Pura Mis Superfície Biomimética B+ Signo vinces Jateamento + Ataque Ácido Vellox Pross Ataque ácido Pross3 Peclab Jateamento + Ataque Ácido Peclab3 PI Branemark Jateamento + Ataque Ácido Micro + Nano PI Branemark Superfície Biomimética Ospol All prime Jateamento + Ataque Ácido All Prime3 Dentsply Jateamento + Ataque Ácido Ankylos Peclab Jateamento + Ataque Ácido Peclab3 All prime Jateamento + Ataque Ácido All Prime3 Tabela 8 – Relação com o nome dos fabricantes, tipo de tratamento de superfície utilizado e nome comercial dado ao tratamento realizado. 14.8 Conclusões • A técnica de jateamento seguida de ataque ácido é o tratamento de superfície predominante no mercado; • Alguns fabricantes disponibilizam mais de um tipo de tratamento de superfície; • Das 32 empresas objetos do estudo, foram encontrados 37 diferentes tipos de tratamento de superfície; 3 Implantes que não possuem nome específico para a superfície do implante 4 Superfície obtida por manufatura aditiva. 162
- 163. CAPÍTULO 14. OCENÁRIO ATUAL DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE EM IMPLANTES DENTÁRIOS COMERCIALIZADOS NO BRASIL • 62,5% dos fabricantes estudados possuem nomes comerciais para seus tratamentos; • Por fim, considera-se importante o entendimento por parte do clínico sobre a importância do tratamento de superfície em implantes dentários e sua relação com o mecanismo de osseointegração, para que a partir do entendimento deste quesito, tenha capacidade de selecionar o melhor tipo de superfície e suas respectivas indicações para as reabilitações orais por meio de implantes. Referências [1] T Albrektsson et al. “Osseointegrated titanium implants: requirements for ensuring a long- lasting, direct bone-to-implant anchorage in man”. Em: Acta Orthopaedica Scandinavica 52.2 (1981), pp. 155–170. [2] Nikolai J Attard e George A Zarb. “Immediate and early implant loading protocols: a literature review of clinical studies”. Em: The Journal of prosthetic dentistry 94.3 (2005), pp. 242–258. [3] David Bartlett. “Implants for life? A critical review of implant-supported restorations”. Em: Journal of dentistry 35.10 (2007), pp. 768–772. [4] P.I. Brånemark et al. “Osseointegrated Implants in the Treatment of the Edentulous Jaw. Expe- rience from a 10-Year Period”. Em: Scandina- vian journal of plastic and reconstructive surgery. Supplementum 16 (fev. de 1977), pp. 1–132. doi: 10.3109/02844316909036699. [5] Donald M Brunette. “Principles of cell behavior on titanium surfaces and their application to implanted devices”. Em: Titanium in medicine. Springer, 2001, pp. 485–512. [6] D Buser et al. “Enhanced bone apposition to a chemically modified SLA titanium surface”. Em: Journal of dental research 83.7 (2004), pp. 529– 533. [7] Matteo Chiapasco. “Early and immediate res- toration and loading of implants in completely edentulous patients.” Em: International Journal of Oral & Maxillofacial Implants 19.7 (2004). [8] Elizabeth M Christenson et al. “Nanobiomate- rial applications in orthopedics”. Em: Journal of orthopaedic research 25.1 (2007), pp. 11–22. [9] Karilany Dantas Coutinho et al. “Ensaio biome- cânico de fadiga em implantes dentários nitreta- dos a plasma em cátodo oco”. Em: (2015). [10] NHJ Creugers et al. “A systematic review of single-tooth restorations supported by implants”. Em: Journal of dentistry 28.4 (2000), pp. 209– 217. [11] CH Damsky. “Extracellular matrix–integrin in- teractions in osteoblast function and tissue re- modeling”. Em: Bone 25.1 (1999), pp. 95–96. [12] Carlos Elias e Luiz Meirelles. “Improving osseoin- tegration of dental implants”. Em: Expert review of medical devices 7 (mar. de 2010), pp. 241–56. doi: 10.1586/erd.09.74. [13] Carlos Nelson Elias et al. “Relationship between surface properties (roughness, wettability and morphology) of titanium and dental implant removal torque”. Em: Journal of the mechani- cal behavior of biomedical materials 1.3 (2008), pp. 234–242. [14] Rafael S Faeda et al. “Biological performance of chemical hydroxyapatite coating associated with implant surface modification by laser beam: bio- mechanical study in rabbit tibias”. Em: Journal of Oral and Maxillofacial Surgery 67.8 (2009), pp. 1706–1715. [15] Sauro Grassi et al. “Histologic evaluation of early human bone response to different implant surfa- ces”. Em: Journal of periodontology 77.10 (2006), pp. 1736–1743. 163
- 164. CAPÍTULO 14. OCENÁRIO ATUAL DO TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE EM IMPLANTES DENTÁRIOS COMERCIALIZADOS NO BRASIL [16] Fazli S Ismail et al. “The influence of surface chemistry and topography on the contact gui- dance of MG63 osteoblast cells”. Em: Journal of Materials Science: Materials in Medicine 18.5 (2007), pp. 705–714. [17] Tobias Jarmar et al. “Characterization of the surface properties of commercially available den- tal implants using scanning electron microscopy, focused ion beam, and high-resolution trans- mission electron microscopy”. Em: Clinical im- plant dentistry and related research 10.1 (2008), pp. 11–22. [18] Byung-Soo Kang et al. “XPS, AES and SEM analysis of recent dental implants”. Em: Acta biomaterialia 5.6 (2009), pp. 2222–2229. [19] Robert M London et al. “Histologic comparison of a thermal dual-etched implant surface to ma- chined, TPS, and HA surfaces: bone contact in vivo in rabbits.” Em: International Journal of Oral & Maxillofacial Implants 17.3 (2002). [20] Luiz Meirelles et al. “The effect of chemical and nanotopographical modifications on the early stages of osseointegration.” Em: International Journal of Oral & Maxillofacial Implants 23.4 (2008). [21] Thomas W Oates et al. “Enhanced implant sta- bility with a chemically modified SLA surface: a randomized pilot study”. Em: International Journal of Oral and Maxillofacial Implants 22.5 (2007), p. 755. [22] Jun Y Park, Cynthia H Gemmell e John E Da- vies. “Platelet interactions with titanium: modu- lation of platelet activity by surface topography”. Em: Biomaterials 22.19 (2001), pp. 2671–2682. [23] Marconi Gonzaga Tavares et al. “Treatment of a commercial, machined surface titanium implant with H2SO4/H2O2 enhances contact osteogene- sis”. Em: Clinical oral implants research 18.4 (2007), pp. 452–458. [24] Thomas J Webster et al. “Enhanced functions of osteoblasts on nanophase ceramics”. Em: Bi- omaterials 21.17 (2000), pp. 1803–1810. 164
- 165.
- 166. 15 O DESIGNDE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCÔNIA: O POTENCIAL DE BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA Nathan de Souza Freitas1 , FO-UFRJ2 , ORCID 0000-0003-3671-0090; Marvin do Nascimento, IME3 , ORCID 0000-0001-8010-7382; Bruno Martins de Souza, IME2 , ORCID 0000-0002-1075-0441; Talita Gomes Baeta Lourenço, IM-UFRJ4 , ORCID 0000-0003-0966-3620; Aline Tany Posch, FO-UFRJ2 , ORCID 0000-0002-4501-4161. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.568691 COMO CITAR FREITAS, N. de S.; do NASCIMENTO, M.; de SOUZA, B. M.; LOURENÇO, T. G. B.; POSCH, A. T. O DESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCONIA: O POTENCIAL DE BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 165-178. Tópicos 15.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 167 15.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 168 15.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 168 15.3.1 Implantes endósseos de zircônia: Topografia e propriedades de superfície . . . . 168 15.3.2 Interação da microbiota subgengival e células com a superfície dos implantes de zircônia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 171 15.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 173 15.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 177 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 177 1 Email:nathanfreitas99@outlook.com 2 Faculdade de Odontologia da Universidade Federal do Rio de Janeiro 3 Instituto Militar de Engenharia 4 Instituto de Microbiologia da Universidade Federal do Rio de Janeiro
- 167. CAPÍTULO 15. ODESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCÔNIA: O POTENCIAL DE BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA RESUMO Os implantes endósseos de zircônia tem se apresentado como um biomaterial com boas propriedades mecânicas, estéticas e com índices aceitáveis de biocompatibilidade. Contudo, esses implantes são bioinertes e precisam de tratamentos de superfícies para conseguir promover bioatividade. Essa mesma superfície modifi- cada influência na colonização da microbiota peri-implantar. Isso fica mais evidente quando comparado com os implantes de titânio. Essa revisão narrativa tem como finalidade apresentar o potencial de bioatividade e susceptibilidade microbiana dos implantes de zircônia. Além de comparar as propriedades de superfície dos implantes de zircônia com os implantes de titânio. A pesquisa consistiu na busca de artigos em português, espanhol e inglês nas plataformas: PubMed, LILACS, Google Acadêmico e Web of Science nos últimos 10 anos. As propriedades de superfície como rugosidade, molhabilidade e energia de superfície têm influenciam na bioatividade caracterizando os implantes de zircônia com superfícies bioativas. As superfícies mais rugosas apresentam melhores níveis de interação entre células-implante e maiores níveis de colonização de microrganis- mos. Espécies mais compatíveis com a saúde periodontal são mais evidentes nos implantes de zircônia quando comparados aos implantes de titânio. Dessa forma, torna-se evidente que os implantes de zircônia são uma boa alternativa em relação aos implantes de titânio. Isso devido ao seu potencial de bioatividade. Além disso, os colonizadores presentes na microbiota subgengival parecem não ter tanta alteração em relação a densidade do biofilme, contudo possuem uma diversidade significativa. Palavras-chave: Implantes de Zircônia, Molhabilidade, Superfície rugosa, Colonização microbiana, Microbiota Subgengival. 15.1 Introdução A zircônia (ZrO2) é um biomaterial cerâmico bioinerte que tem assumido um papel substitutivo dos materiais metálicos na odontologia. Essa bioceramica friável necessita de estabilizadores como a ítria (Y2O3), alumina (Al2O3) e óxido de magnésio (MgO). Embora a sua utilização já exista em coroas protéticas cerâmicas, os implantes de zircônia ganharam destaque na odontologia neomoderna de implantes [10] . Os implantes de titânio (Ti) se apresentam como biomateriais de primeira escolha devido ao seu potencial bioativo, boas propriedades mecânicas e boas taxas de biocompatibilidade. Contudo, existem falhas recorrentes nesses implantes, nas quais podem variar entre algumas reações negativas em relação à resposta celular e imunitária com partículas de corrosão que podem induzir atividade osteoclástica, o que exigiu o investimento em investigação noutros biomateriais não metálicos [5]. Os implantes de ZrO2 se estabeleceram como um material versátil por terem excelentes propriedades de biocompatibilidade, resistência mecânica, elevada resistência à fratura, baixa susceptibilidade à corrosão, baixa citotoxicidade, baixa colonização microbiana, e por serem um material mais estético. Assim, estes novos implantes biocerâmicos têm sido uma alternativa promissora aos sistemas de implantes convencionais osseointegráveis de Ti como um biomaterial de menor dano para o corpo [28]. Contudo, como a osseointegração não pode acontecer na superfície da zircônia, alguns tratamentos de superfície foram planeados para gerar um potencial de bioatividade com tecido ósseo [30]. Nesse sentido, é possível estabelecer parâmetros que elucidam grandes diferenças encontradas nesse 167
- 168. CAPÍTULO 15. ODESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCÔNIA: O POTENCIAL DE BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA biomaterial, como macrotopografia, tratamentos de superfície utilizados, propriedades de superfície tais como rugosidade e molhabilidade, e a sua interação com tecido ósseo [7], bem como propriedades biomecânicas e grau de colonização microbiana que são comparativamente melhores nos implantes de zircônia [12]. O objetivo dessa revisão narrativa é apresentar o potencial de bioatividade e susceptibilidade microbiana dos implantes de zircônia. Além de comparar as propriedades de superfície dos implantes de zircônia com os implantes de titânio. 15.2 Materiais e métodos A pesquisa bibliográfica consistiu em artigos em português, espanhol e inglês nas plataformas: PubMed, LILACS, Google Acadêmico e Web of Science nos últimos 10 anos. Os seguintes termos de pesquisa foram utilizados para a pesquisa de dados: “zirconia”,“ceramics”,“dental implants” “zirconia implants”, “titanium implants”, “osseointegration”, “biocompatibility”, “bioactivity”, “surface roughness”, “surface modification”, “implant surface”, “zirconia surface treatment”, “microbial colonization”, “oral biofilm”. Os critérios de inclusão foram artigos que abordaram implantes dentários feitos de zircônia e suas ligas, características de composição, biocompatibilidade, tratamentos de superfície, rugosidade, molhabilidade, potencial de bioatividade, e colonização de microbiota subgengival. Além disso, foram incluídos estudos sobre implantes de titânio para fazer comparações entre os dois tipos de biomateriais. Os critérios de exclusão foram artigos que abordaram a utilização da zircônia em coroas dentárias, artigos duplicados e aqueles que não estavam relacionados com o tema principal dessa revisão. No total, 11 artigos (Tabela 9) foram selecionados para a composição desse estudo, de acordo com os critérios de inclusão e exclusão. 15.3 Resultados 15.3.1 Implantes endósseos de zircônia: Topografia e propriedades de superfície A zircônia é considerada, na odontologia, como uma bioceramica que tem propriedades individuais e tem se tornado cada vez mais frequente na rotina clínica com uso direcionado para coroas, pilares, componentes protéticos e implantes dentários, ou seja, é um material versátil com múltiplas possibilidades de aplicação [29]. Contudo, ao longo do tempo, os implantes de Ti têm sido os biomateriais de primeira escolha, mas com a evolução das ciências dos materiais tecnocientíficos, os primeiros implantes endósseos de ZrO2 surgiram em 2008 como uma possível alternativa a esses dispositivos [7], com taxas de biocompatibilidade muito boas, mas em alguns casos, ligeiramente, abaixo dos níveis de implantes de Ti [1]. As propriedades de carácter mecânico da ZrO2 mostram um prognóstico favorável e bons resultados na rotina clínica dentária. Esses aspectos como boa resistência mecânica, elevada resistência à fratura, resistência à flexão, baixa susceptibilidade à corrosão, baixa citotoxicidade, isso adicionado à coloração branco-opaco e a superfície do material, contribuem para uma maior satisfação estética-funcional a longo prazo com os tecidos adjacentes [31]. Clinicamente, não é utilizado em sua forma pura, sendo a melhor opção a forma estabilizada, ou seja, acompanhada por outros elementos metálicos oxidados como elementos dopantes. Assim, essa biocerâmica 168
- 169. CAPÍTULO 15. ODESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCÔNIA: O POTENCIAL DE BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA Tabela 9 – Resumo das Pesquisas sobre as Propriedades de Superfície dos Implantes de Zircônia. FATORES CARACTERÍSTICAS REFERÊNCIAS Biocompatibilidade Os implantes de zircônia se estabeleceram como uma boa alternativa aos implantes de titânio, possuindo bons índices de biocompatibilidade que são compatíveis com uma boa interação com o tecido ósseo, e isso é consistente com uma menor resposta inflamatória e menor reabsorção óssea. Fatih Zor et al. (2019) [37] Estabilizadores da zircônia A zircônia é uma cerâmica utilizada na maioria dos casos combinada com outros estabilizadores. Esses estabilizadores são cargas que atuam como dopantes para estabilizar a zircônia em uma fase metaestável a uma temperatura ambiente, a fase tetragonal. Chen et al. (2016) [7] Faria et al. (2019) [10] Interação com o tecido ósseo A superfície biocerâmica é bioinerte e não é capaz de ter um potencial de osteoindução e/ou osteocondução. Por isso são necessários tratamentos de superfície para proporcionar um potencial de bioatividade. Soon et al. (2016) [30] Faria et al. (2020) [10] Rugosidade A rugosidade da superfície dos implantes de zircônia é um fator fundamental e influente na taxa de osteoindução, especialmente, na estabilidade primária desses implantes. Guimarães & Bacelar (2019) [19] Rohr et al. (2020) [25] Molhabilidade A zircônia tem uma menor energia livre de superfície e, portanto, uma menor molhabilidade, sugerindo assim uma superfície mais hidrofílica. Al-Radha et al. (2012) [23] Colonização microbiana A superfície dos implantes (topografia de superfície, rugosidade e molhabilidade) influencia, diretamente, o acumulo do biofilme. Assim, devido às suas propriedades de superfície, a zircônia tem uma superfície menos susceptível à colonização por microrganismos. Wassmann et al. (2017) [35] Hanawa (2020) [12] Estética Há uma melhor estética nos implantes de zircônia em comparação com os implantes de titânio. A zircônia tem melhores características estéticas, uma vez que a sua coloração opaca branca, acabamento e textura mimetizam melhor os outros elementos protéticos e a cavidade oral. Schünemann et al. (2019) [27] pode apresentar melhores características de propriedades mecânicas e durabilidade como implante endósseo a longo prazo, se todos os passos necessários para o seu perfeito funcionamento e aplicação forem seguidos da forma correta. A ZrO2 é um material que apresenta um polimorfismo cristalino, possui 3 estruturas cristalinas diferentes dependentes da temperatura: monoclínica (mais estável à temperatura e pressão ambiente), cúbica (menos utilizada em aplicações biomédicas, estável à temperatura ≥ 1170 °C) e tetragonal (associada a um aumento volumétrico de, aproximadamente, 6%, que pode induzir a formação de fissuras e subsequente fratura, 169
- 170. CAPÍTULO 15. ODESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCÔNIA: O POTENCIAL DE BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA estável à temperatura ≥ 2370 °C) [14]. A fim de estabilizar a forma tetragonal em uma fase metaestável à temperatura ambiente, é necessário adicionar elementos de carga como dopantes (Y2O3, Al2O3, MgO, CaO ou CeO2). Essa fase metaestável tem a característica de reduzir a susceptibilidade de propagação de trincas [7]. Contudo, nessa transposição da fase monoclínica para a fase tetragonal, ocorre uma alteração volumétrica. Quando se aquece tem transformação, mudança de volume, essa mudança cria tensões de transformação, e isso pode levar à fratura durante a sinterização. Com isso, não há um aquecimento contínuo, há um aquecimento lento antes de se atingir a temperatura de transição, e depois é feito um patamar para homogeneizar e aliviar as tensões para realizar a mudança de fase [14]. Além disso, os implantes de zircônia são estabelecidos como uma reabilitação metalfree, sendo o principal sistema bioceramico 3Y-TZP (3% mol de Y2O3 dopado com zircônia tetragonal policristalina). O seu potencial de bioatividade é determinado pela sua resposta biocompatível somada às suas propriedades de superfície, e essas características tornam-se uma vantagem sobre os sistemas convencionais de implantes de titânio [10, 26]. Além disso, o implante de zircônia é um biomaterial bioinerte, o que significa que quando instalado, cirurgicamente, e em contacto com tecido ósseo, esse material não pode promover qualquer tipo de reação tecidual, ou seja, não reage e não desencadeia qualquer processo [27]. Assim, através de alterações na topografia de superfície, se pode induzir e mediar a bioatividade nesses implantes. Assim, é necessário que a superfície dos implantes de zircônia seja submetida a um tratamento específico para adaptar essa superfície, de modo a poder promover a bioatividade [12]. A partir disso, é possível compreender que as características da topografia de superfície, como rugosidade, molhabilidade, forma e design podem influenciar na resposta tecidual, processos de sinalização celular e, consequentemente, a migração dos componentes do tecido hematopoiético e do sistema imunitário. A rugosidade é responsável pela ação osteocondutora dos osteoblastos, formação óssea, e remodelação óssea. Portanto, pode ser aplicados diferentes tipos de tratamento de superfície para gerar padrões de rugosidade que permitam resultados favoráveis de interação implante-tecido ósseo. Nesse sentido, o processo pelo qual a superfície do implante é submetida tem uma ligação direta com o modo como as células do organismo hospedeiro interage com o biomaterial utilizado [12]. Assim, o parâmetro de rugosidade pode ser caracterizado em forma, ondulação, e a própria rugosidade. Essas três características são o resultado da topografia de superfície em relação aos diferentes processos de tratamento de superfície. No entanto, a rugosidade é ainda um dos postos-chave em relação aos implantes e é isso que determina se o material terá um desempenho favorável durante todo o tratamento [15]. A molhabilidade representa o grau de dispersão de um líquido sobre uma superfície sólida, de modo em que quanto maior for o grau de molhabilidade de um material, menor será a sua dispersão sobre uma superfície. Todo esse processo é determinado por forças intermoleculares e, no caso da zircônia, o grau de molhabilidade será muito baixo [27]. O grau determinado entre a superfície e o líquido, pode ser expresso pela letra grega Θ, a partir da qual se pode determinar o quanto o líquido pode se espalhar sobre uma determinada superfície. Assim, a relação numérica do ângulo alfa é estabelecida da seguinte forma: entre 90º e 180º, o líquido não tem capacidade de molhar (hidrofóbico), quando a angulação se estabelece entre 0º à 90º, o líquido é capaz de se espalhar e molhar uma determinada área da superfície (hidrofílico), e quando a angulação é igual a 0º, o líquido é capaz de se espalhar por toda a superfície, homogeneamente [17]. 170
- 171. CAPÍTULO 15. ODESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCÔNIA: O POTENCIAL DE BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA 15.3.2 Interação da microbiota subgengival e células com a superfície dos implantes de zircônia Após a implantação, há formação de uma matriz provisória de fibrina que caracteriza o tecido de granulação. Isso ocorre, imediatamente, na ferida cirúrgica que envolve o implante [17]. A nível microscópico (10-6 µm), isso é consistente com a interação celular do sistema imunitário e complemento. Esses eventos são estabelecidos pela degranulação de mastócitos, migração de neutrófilos e macrófagos, aumento de mediadores inflamatórios caracterizando uma fase inflamatória aguda [22, 17]. A nível nanoscópico (10-9 nm) existe uma interação proteica (adsorção), na qual a deposição de proteínas ocorre na interface entre a superfície do implante e o tecido ósseo (espaço de osteocondução) [22]. Contudo, o desenvolvimento e progressão desses eventos, e se o implante irá integrar com o tecido ósseo ou dar uma resposta de corpo estranho, dependerá, principalmente, da biocompatibilidade, e, portanto, do material de composição, da forma e design, das características e propriedades do implante, bem como da topografia de superfície [9, 13]. Dependendo do tratamento de superfície, os implantes de zircônia, estabilizados com ítria, podem mostrar diferentes valores de rugosidade. A rugosidade considerando o parâmetro Ra é estabelecida com diferentes valores: ZrO2 usinado (Ra = 0,59 µm), sandblasting (Ra = 1,22 µm), sandblasting e ataque ácido (Ra = 1,31 µm), sandblasting, ataque ácido e tratado termicamente (Ra = 1,32 µm), bem como em comparação com o implante de Ti usinado (Ra = 0,54 µm) [2]. Essas superfícies rugosas servem de ancoramento para os filópodeos dos osteoblastos [36]. Assim, superfícies mais rugosas são compatíveis com melhores níveis de interação célula-implante, especialmente, em implantes de ZrO2 com sandblasting e ataque ácido; sandblasting, ataque ácido e tratado termicamente. Isso torna as propriedades de osteocondução desses implantes equivalentes ou superiores ao Ti [36, 2]. Nesse sentido, a topografia vai mediar o aumento da adesão dos osteoblastos com o aumento da rugosidade superficial. Assim, ao comparar os implantes de Ti e ZrO2, relativamente, ao potencial de osteoblastos, as taxas de contato implante- tecido ósseo são semelhantes, Ti = 56,5% e ZrO2 = 57%. Contudo, as taxas de falha nesses implantes ainda se mostram significativas, Ti = 12% e ZrO2 = 44% (MANZANO et al. (2014) [5]. No mesmo sentido, além das proteínas de membrana plasmática, da matriz extracelular e do plasma sanguíneo, há contato e presença de proteínas salivares. O que vai permear uma formação de película salivar adquirida e subsequente início de colonização microbiana (biofilme) na região peri-implantar. Assim, a mesma topografia de superfície que medeia o potencial de interação implante-osso também será selecionada para a formação de biofilme específico no topo da superfície do implante [3]. Superfícies menos rugosas e mais lisas (menor espaçamento e amplitude de picos e vales nos parâmetros de rugosidade) estão relacionadas com menos colonização de simbiontes, e menos formação de biofilme. O grau de molhabilidade e a energia livre de superfície (calculada, indiretamente, a partir do ângulo de molhabilidade) são também influentes na formação do biofilme, favorecendo ou impedindo a colonização microbiana. Assim, superfícies com maiores ângulos de molhabilidade, e, portanto, mais hidrofóbicas sugerem menor colonização microbiana [16]. O biofilme periodontal/peri-implantar pode ser descrito como uma comunidade microbiana organizada de forma não aleatória na região subgengival. Esses microrganismos podem ser classificados em complexos 171
- 172. CAPÍTULO 15. ODESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCÔNIA: O POTENCIAL DE BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA microbianos que foram descritos por Socransky e colaboradores (1998) que identificaram 40 espécies orais com sondas de DNA a partir de amostras subgengivais (Figura 15.1) [18]. No biofilme dental, existem mais de 400 espécies microbianas em uma única bolsa periodontal [34]. No entanto, em torno de implantes, o biofilme é menos denso com uma menor diversidade, isso em estado de simbiose compatível com a saúde periodontal [6]. Figura 15.1 – Complexo Microbiano de Socransky. complexo microbiano estabelecido por Socransky el al. (1988) adaptado com conceitos de Colombo & Tanner (2019). Fonte: Nascimento el al. (2020). Os complexos amarelo, azul, verde e roxo são, normalmente, caracterizados como colonizadores primários, enquanto os complexos laranja, vermelho e rosa são colonizadores secundários. Os complexos laranja e, especialmente, os vermelhos estão relacionados com biofilmes disbióticos compatíveis com a doença periodontal/peri-implantar, o seu aumento está relacionado com sinais e sintomas. O rosa é um complexo não-oficial que representa novas espécies relacionadas com a saúde, o que inclui espécies não orais que participam no biofilme como simbiontes [6]. Tanto nos implantes ZrO2, como nos implantes Ti, os filos mais prevalentes são Firmicutes (54%), Proteobacteria (27%), Actinobacteria (13%), Bacteroidetes (5%), Saccharibacteria (0,4%) e Fusobacteria (0,3%). A nível de gênero são comuns: Streptococcus (45%), Neisseria (17%), Rothia (12%), Haemophilus (5%), Gamella (4%), and Abiotrophia (3%) [8]. A Tabela 10 resume as principais espécies encontradas nessa distribuição dos filos em relação à prevalência de implantes de zircônia. 172
- 173. CAPÍTULO 15. ODESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCÔNIA: O POTENCIAL DE BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA Tabela 10 – Prevalência de Espécies Subgengivais em Implantes Prevalência Espécies da Microbiota Peri-implantar Complexos Microbianos ZrO2 < Ti Abiotrophia defectiva, Actinomyces odontolyticus, Actinomyces spp. OTU 18, Fusubacterium spp. OTU 16, Granulicatella adiacens, Granulicatella spp. OTU 5, Prevotella melaninogenica, Veillonela spp. OTU 21, Streptococcus mitis; Rosa > Laranja > Azul > Lilás ± Amarelo ZrO2 ± Ti Aggregatibacter aphrophilus, Bergeyella spp. oral taxon 322; Captnocytophaga gingivalis, Capnocytophaga leadbetteri, Capnocytophaga sputigena, Capnocytophaga spp. OTU 12, Eikenella corrodens, Eikenella spp. OTU 20, Lautropia mirabilis, Neisseria elongate, Porphyromonas pasteri, Ralstonia solanacearum, Rothia dentocariosa, Streptococcus spp. OTU 25, Streptococcus sanguinis Rosa > Vermelho ± Laranja ± Verde ± Amarelo ZrO2 > Ti Gemella haemolysans, Gemella morbillorum, Haemophilus spp. OUT 4, Rothia spp. OTU 7, Rothia aeria, Rothia mucilaginosa Rosa Legenda: principais espécies encontradas na microbiota peri-implantar. Esses microrganismos podem ser classificados como pertencentes a microbiota core e microbiota correspondente à saúde periodontal/peri- implantar. FonteAdaptado de Socransky et al. (1988), Colombo & Tanner (2019) [6], Desch et al. (2020) [8], Kniha et al. (2021) [33]. A Tabela 10 mostra uma prevalência de espécies relacionadas com a saúde (complexo rosa) na superfície da zircônia, em comparação com os implantes de Ti. Nesse sentido, o controle e manutenção do estado de saúde periodontal (homeostasia) está associado ao sucesso a longo prazo destes implantes, com taxas de longevidade entre 95,4 e 98,4% após 5 anos [25]. Por outro lado, a disbiose dessas comunidades microbianas pode gerar um biofilme periodontopatogênico que aumenta o risco de desenvolvimento de peri-implantite, estimado em 0,4% a 68% [24, 32]. 15.4 Análise e discussão Nesse estudo, conseguimos reunir informações que apoiam a inter-relação entre a interação implante com o tecido ósseo e a susceptibilidade microbiana dos implantes endósseos de zircônia. Ambos são influenciados pela composição química estrutural e propriedades superficiais do material, em particular a rugosidade e a molhabilidade, e determinados por tratamentos superficiais que alteram toda a topografia. Esses tratamentos de superfície visam alterar as propriedades superficiais da topografia sem alterar a dimensão em termos de tamanho e volume. Essas propriedades afetam o desempenho da resposta biológica que os tecidos circundantes 173
- 174. CAPÍTULO 15. ODESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCÔNIA: O POTENCIAL DE BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA podem exibir em relação ao biomaterial. Além disso, estas mesmas propriedades superficiais favorecem a formação de biofilme subgengival sobre esses implantes. Contudo, há pouca diferença em relação à diversidade e composição, ainda que os implantes de zircónia apresentem um grau de colonização mais baixo em comparação com os implantes de titânio. Além disso, cabe destacar que, na odontologia, os implantes de zircônia não fazem osseointegração pois esses implantes apresentam, também, o processo de fibrointegração na interação com o tecido ósseo. A terminologia de osseointegração a esses implantes é mediado pela ortopedia, na qual a interação celular e proteica não é considerada. Dessa forma, os implantes de zircônia promovem o processo o processo de bioatividade. Cionca et al. (2017) [5]apontam uma diferença na rugosidade média (Ra) do titânio (1,59 µm) em comparação com a zircônia (0,85 µm), mas ambas com potencial de interação implante-osso. E salientam que a topografia de superfície desses implantes desempenha um papel no sucesso da bioatividade dos implantes de zircônia. Assim, para implantes de Ti, para conseguir a osseointegração, a superfície deve ser, moderadamente, rugosa com uma faixa de Ra de pelo menos 1,5 µm para aumentar o contato de interação com tecido ósseo e a resistência ao torque de inserção (estabilidade primária). Nesse mesmo sentido, para implantes de ZrO2 é também necessário a fase tetragonal, pois além de ser mais estável, aumenta a viabilidade dos osteoblastos em sentido de osteocondução e quanto mais rugosa for essa superfície, melhor será o espalhamento de osteoblastos (osteomigração) [21, 20]. O espalhamento celular dos osteoblastos (20 min e 24 h) em relação à rugosidade da superfície e viabilidade celular de acordo com a fase tetragonal foi abordada por Rohr et al. (2020) [25]. Cinco amostras de ZrO2 polida foram consideradas: polidas (Ra = 0,08 µm (±0,01); Rq = 0,09 µm (±0,02); hidrofílicas); polidas e tratadas termicamente (Ra = 0,09 µm (±0,02); Rq = 0,48 µm (±0,08); hidrofílicas); usinadas (Ra = 0,26 µm (±0,03); Rq = 1,75 µm (±0,20;) hidrofílico); usinado com tratamento térmico (Ra = 0,30 µm (±0,06); Rq = 1,95 µm (±0,35); hidrofílico); sandblasting, ataque ácido e tratamento térmico (Ra = 1,16 µm (±0,12); Rq = 7,29 µm (±0,87); hidrofóbico). O espalhamento celular (µm2 ) em relação à rugosidade (Ra) foi: polida (20 min ± 690 µm2 /0,09 µm; 24 h ± 1990 µm2 /0,09 µm); polida e tratada termicamente (20 min ± 690 µm2 /0,1 µm; 24 h ± 1900 µm2 /0,1 µm); usinado (20 min ± 600 µm2 /0,27 µm; 24 h ± 1800 µm2 /0,27 µm); usinado com tratamento térmico (20 min ± 620 µm2 /0,3 µm; 24 h ± 1800 µm2 /0,3 µm); sandblasting, ataque ácido e tratamento térmico (20 min ± 480 µm2/1,18 µm; 24 h ± 1200 µm2 /1,18 µm). Assim, se pode observar que as superfícies de zircônia podem modular o espalhamento de osteoblastos de uma forma rugosidade-dependente, de forma que quanto maior for a rugosidade, menor será o espalhamento celular. Embora a rugosidade seja essencial para o processo de interação com o tecido ósseo, uma superfície muito rugosa em implantes endósseos de zircônia parece enfraquecer o processo de osteocondução e osteomigração. Al-Ahmad et al. (2010) [23] comparou o crescimento do biofilme em implantes de Ti (usinados, sandblasting e anodizados) e ZrO2 (usinados, sandblasting e topografia modificada) reforçados com alumina em comparação com os implantes de esmalte bovino (colhidos in vivo mas com testes in vitro). Todos mostraram ângulo de contacto hidrofílico exceto o Ti e ZrO2 usinados com topografia modificada que consistia em ângulos 174
- 175. CAPÍTULO 15. ODESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCÔNIA: O POTENCIAL DE BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA entre > 90º e < 100º. Após três dias, a densidade da espessura do biofilme mostrou, respectivamente, 19,78 µm e 36,73 µm e entre 26,11 µm e 32,43 µm, após cinco dias, e após esse tempo não houve crescimento significativo (após esse tempo a rugosidade já não se torna um fator influente). A composição da diversidade do biofilme mostrou uma prevalência para Streptococcus spp. como colonizadores primários e Fusobacterium nucleatum, Actinomyces naeslundii, e Veillonella spp. como colo- nizadores tardios. Em comparação com o esmalte, o Ti usinado, Ti anodizado, ZrO2 sandblasting, e ZrO2 com topografia modificada mostraram maior espessura de biofilme. Em relação aos materiais, o Ti usinado mostrou menor espessura de biofilme em comparação com os outros, seguido do ZrO2 usinado. Van Brakel el al. (2011) [3] investigou a formação de biofilme subgengival durante os primeiros três meses de implantação in vivo em implantes de Ti (Ti comercialmente puro) e ZrO2 (estabilizado com ítria). Os parâmetros de rugosidade Ra e Rq foram analisados para esses dois biomateriais, com Ra = 210 nm e Rq = 259 nm para Ti, e Ra = 236 nm e Rq = 292 nm para ZrO2. Assim, a mesma magnitude de rugosidade foi considerada para ambos. Além disso, foram também avaliados três parâmetros periodontais médios (de duas semanas a 3 meses), a profundidade de sondagem (PDP), a recessão gengival (REC) e o sangramento a sondagem (BOP). Ti: PDP = 2,9 mm (±0,8) a 2,2 mm (±0,8); REC = 1,9 mm (±1,2) a 2,6 mm (±1); BOP = 75% a 47,4%. ZrO2: PDP = 3 mm (±1,1) a 1,7 mm (±0,7); REC = 2,1 mm (±1,2) a 2,7 mm (±0,6); BOP = 50% a 52,6%. Ambos apresentavam condições clínicas periodontais saudáveis. A presença (por PCR em tempo real) de Aggregatibacter actinomycetemcomitans, Porphyromonas gingivalis, Prevotella intermedia, Tanne- rella Forsythia, Parvimonas micra, Fusobacterium nucleatum e Treponema denticola foram analisadas, e A. actinomycetemcomitans, P. gingivalis e T. denticola não foram detectados na maioria dos pacientes. Nas primeiras semanas, os agentes patogénicos periodontais mais predominantes foram P. micra e F. nucleatum. Em 2 semanas, A. actinomycetemcomitans foi detectado e P. gingivalis não foi detectado, mas em 3 meses, A. actinomycetemcomitans já não era detectável, e P. gingivalis foi detectado. Nesse período, a diversidade do biofilme nos implantes de Ti teve um aumento significativo de P. intermedia e P. micra, enquanto nas superfícies de ZrO2 não houve muitas alterações, apenas um ligeiro aumento de F. nucleatum. Esse resultado contradiz de certa forma as nossas conclusões de que temos a mais alta colonização de simbiontes. Contudo, em estado de saúde periodontal ainda conseguimos encontrar a presença de agentes patogênicos periodontais mesmo com o não estabelecimento do processo de disbiose. Ou seja, espécies que são reconhecidas como participantes do processo infecioso que se encontram em homeostase na saúde periodontal. Bürgers et al. (2010) [4] comparou a adesão e crescimento (in vitro) da levedura Candida albicans em quatro tipos de implantes - Ti usinado, Ti sandblasting, Ti sandblasting e ataque ácido, e ZrO2 - e correlacionou isso com a rugosidade e a molhabilidade. Todos os quatro implantes mostraram ângulos de contacto hidrofílicos. A menor aderência e formação de biofilme fúngico foram apresentados em Ti sandblasting, inversamente, proporcional aos níveis de rugosidade que eram elevados (1,18 µm). Assim, a rugosidade da superfície não influencia tanto a formação do biofilme fúngico. O implante de ZrO2 não mostrou uma susceptibilidade reduzida para C. albicans. Além disso, existe algumas informações conflituosas sobre a energia superficial, de modo que existem estudos que mostram que a adesão de C. albicans é, diretamente, proporcional com superfícies hidrofóbicas e de baixa energia superficial 175
- 176. CAPÍTULO 15. ODESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCÔNIA: O POTENCIAL DE BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA [4] enquanto outros estudos apontam o contrário, ou seja, com superfícies hidrofílicas e com alta energia de superfície [11]. Um estudo realizado por Desch et al. (2020) [8] comparou espécies presentes em implantes de titânio e zircônia (6 h, 24 h, 3 dias e 5 dias). De 70 amostras sequenciadas (16S rRNA) S. mitis, S. oralis, S. infantis, S. pseudopneumoniae e Streptococcus spp. OTU_2 foram identificadas como as espécies mais prevalecentes (36%), Neisseria spp. (10%), Rothia mucilaginosa (7%), Rothia dentocariosa (5%), Haemophilus parainfluenzea (4%) e Streptococcus sanguinis (4%). Em comparação, ambos os biofilmes mostraram uma diferença significativa no quinto dia em relação ao tempo do biofilme e ao substrato do implante. Os gêneros Bergeyella, Capnocytophaga e Eikenella, Bergeyella spp. taxon oral 322, Capnocytophaga gingivalis e Capnocytophaga leadbetteri aumentam com o tempo nos implantes de Ti e ZrO2. No implante de Ti, os aumentos significativos foram para os gêneros Aggregatibacter, Campylobacter, Haemophilus; espécies Eikenella corrodens, Neisseria elongata, Gemella hemolysins e G. morbillorum. Houve uma diminuição para os gêneros Ralstonia e Rothia; e espécies R. mucilaginosa, S. mitis. Enquanto que nos implantes de ZrO2, foram identificados aumentos significativos para C. sputigena e Porphyromonas pasteri, enquanto uma diminuição para R. dentocariosa. Foram encontradas intermitências de prevalência e frequência para os gêneros Lautropia e Haemophilus spp. espécies OTU 4. Figura 15.2 – Microbiota Peri-Implantar na Superfície de Zircônia e Titânio. a rugosidade média para o Ti é 1,59 µm enquanto que para a ZrO2 é 0,85 µm [5], os níveis de molhabilidade para ambos os implantes são com ângulos inferiores a 90°, o que indica superfícies hidrofílicas [25]. A composição do biofilme subgengival entre os dois implantes são semelhantes, mas a superfície de zircônia tem mais espécies compatíveis com a saúde periodontal (complexo rosa) ([6], [8]). Adaptado de Biorender (2021). A colonização inicial nas primeiras seis horas obteve a prevalência de Streptococcus spp. seguida de Neisseria spp., Rothia spp., Haemophilus spp. e Abiotrophia spp. Após 24h, houve abundância de nove espécies, sendo as principais Capnocytophaga gingivalis, C. leadbetteri, E. corrodens, G. morbillorum e N. elongata 176
- 177. CAPÍTULO 15. ODESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCÔNIA: O POTENCIAL DE BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA aumentou, rapidamente, nos implantes de Ti. Enquanto na ZrO2, a abundância de sete espécies aumentou, sendo as principais C. gingivalis, C. leadbetteri, C. sputigena e P. pasteri. Não houve diferença significativa de P. pasteri em ambos os implantes [8]. 15.5 Conclusões A partir dos principais resultados dessa revisão é possível concluir que os implantes endósseos de zircônia são biomateriais que apresentam resultados satisfatórios na interação com o tecido ósseo, e, portanto, boas taxas de bioatividade. Além de apresentarem boas propriedades mecânicas e estéticas e satisfazerem o princípio da biocompatibilidade. Nesse sentido, as características topográficas dos implantes de zircônia são muito relevantes para o potencial de bioatividade, uma vez que os tratamentos de superfície são cruciais para respostas positivas de interação implante-ósseo. A rugosidade destes implantes é, diretamente, proporcional às taxas de biocompatibilidade. Na mesma perspectiva, a complexidade da topografia da superfície do implante é influente com o grau de colonização microbiana. Esse estudo não observou diferenças nas proporções do biofilme entre a zircônia e os implantes de titânio. Referências [1] Kelvin Ian Afrashtehfar e Massimo Del Fabbro. “Clinical performance of zirconia implants: A meta-review”. Em: The Journal of prosthetic dentistry 123.3 (2020), pp. 419–426. [2] Claudia Bergemann et al. “Microstructured zir- conia surfaces modulate osteogenic marker ge- nes in human primary osteoblasts”. Em: Journal of Materials Science: Materials in Medicine 26 (2015), pp. 1–11. [3] Ralph van Brakel et al. “Early bacterial colo- nization and soft tissue health around zirconia and titanium abutments: an in vivo study in man”. Em: Clinical Oral Implants Research 22.6 (2011), pp. 571–577. doi: https://doi.org/ 10.1111/j.1600-0501.2010.02005.x. eprint: https : / / onlinelibrary . wiley . com / doi / pdf/10.1111/j.1600-0501.2010.02005.x. url: https://onlinelibrary.wiley.com/ doi/abs/10.1111/j.1600-0501.2010.02005. x. [4] Ralf Bürgers et al. “Adhesion of Candida albi- cans to various dental implant surfaces and the influence of salivary pellicle proteins”. Em: Acta biomaterialia 6.6 (2010), pp. 2307–2313. [5] Norbert Cionca, Dena Hashim e Andrea Mom- belli. “Zirconia dental implants: where are we now, and where are we heading?” Em: Perio- dontology 2000 73.1 (2017), pp. 241–258. [6] APV Colombo e ACR Tanner. “The role of bac- terial biofilms in dental caries and periodon- tal and peri-implant diseases: a historical pers- pective”. Em: Journal of Dental Research 98.4 (2019), pp. 373–385. [7] Corina Marilena Cristache et al. “Zirconia and its biomedical applications”. Em: Metalurgia In- ternational 16.7 (2011), p. 18. [8] Anton Desch et al. “Biofilm formation on zirco- nia and titanium over time—An in vivo model study”. Em: Clinical Oral Implants Research 31.9 (2020), pp. 865–880. [9] Carlos Elias e Luiz Meirelles. “Improving osseoin- tegration of dental implants”. Em: Expert review of medical devices 7 (mar. de 2010), pp. 241–56. doi: 10.1586/erd.09.74. [10] D Faria et al. “Novel laser textured surface designs for improved zirconia implants perfor- 177
- 178. CAPÍTULO 15. ODESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCÔNIA: O POTENCIAL DE BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA mance”. Em: Materials Science and Engineering: C 108 (2020), p. 110390. [11] Sebastian Hahnel et al. “In vitro evaluation of artificial ageing on surface properties and early Candida albicans adhesion to prosthetic resins”. Em: Journal of Materials Science: Materials in Medicine 20 (2009), pp. 249–255. [12] Takao HANAWA. “Zirconia <i>versus</i> ti- tanium in dentistry: A review”. Em: Dental Materials Journal 39.1 (2020), pp. 24–36. doi: 10.4012/dmj.2019-172. [13] R Klopfleisch e F Jung. “The pathology of the foreign body reaction against biomaterials”. Em: Journal of biomedical materials research Part A 105.3 (2017), pp. 927–940. [14] Eleana Kontonasaki, Panagiotis Giasimakopou- los e Athanasios E Rigos. “Strength and aging resistance of monolithic zirconia: an update to current knowledge”. Em: Japanese Dental Sci- ence Review 56.1 (2020), pp. 1–23. [15] Gustavo Boehmer Leite et al. “Relação entre os parâmetros de rugosidade 3D e a molhabili- dade do titânio com grãos micrométricos e sub- micrométricos”. Em: Matéria (Rio de Janeiro) 25 (2020). [16] M Nascimento. “The Oral Microbiota Influen- ces in the Osseointegration Process”. Em: Open Access J Dent Oral Surg 2 (2021). [17] Marvin do Nascimento. “INTERAÇÃO CÉLULA-PROTEÍNA-IMPLANTE NO PRO- CESSO DE OSSEOINTEGRAÇÃO.” Em: Bra- zilian Journal of Implantology and Health Sci- ences 4.2 (2022), pp. 44–59. [18] Marvin do Nascimento et al. “Nutritional in- fluences on oral infections: the oral microbiota modulation”. Em: Revista Cientıfica do CRO- RJ (Rio de Janeiro Dental Journal) 5.2 (2020), pp. 2–15. [19] Ulisses Gomes Guimarães Neto e Suzane Medei- ros de Araújo Bacelar. “Implantes dentários com superfıcie tratada: revisão de literatura”. Em: Brazilian Journal of Implantology and Health Sciences 1.4 (2019), pp. 69–83. [20] Hironobu Nishihara, Mireia Haro Adanez e Wael Att. “Current status of zirconia implants in den- tistry: preclinical tests”. Em: Journal of prostho- dontic research 63.1 (2019), pp. 1–14. [21] Stefano Pieralli et al. “Osseointegration of zir- conia dental implants in animal investigations: A systematic review and meta-analysis”. Em: Dental Materials 34.2 (2018), pp. 171–182. [22] Michael Rabe, Dorinel Verdes e Stefan Seeger. “Understanding protein adsorption phenomena at solid surfaces”. Em: Advances in colloid and interface science 162.1-2 (2011), pp. 87–106. [23] Afya Sahib Diab Al-Radha et al. “Surface pro- perties of titanium and zirconia dental implant materials and their effect on bacterial adhesion”. Em: Journal of dentistry 40.2 (2012), pp. 146– 153. [24] Mia Rakic et al. “How frequent does peri- implantitis occur? A systematic review and meta-analysis”. Em: Clinical oral investigations 22 (2018), pp. 1805–1816. [25] Nadja Rohr et al. “Crystal structure of zirconia affects osteoblast behavior”. Em: Dental Mate- rials 36.7 (2020), pp. 905–913. [26] Clarisse Sanon et al. “A new testing protocol for zirconia dental implants”. Em: Dental materials 31.1 (2015), pp. 15–25. [27] Fernanda H Schünemann et al. “Zirconia sur- face modifications for implant dentistry”. Em: Materials Science and Engineering: C 98 (2019), pp. 1294–1305. [28] Alcides Leandro da Silva. “Influência de ondas eletromagnéticas oriundas de descargas atmos- féricas em pessoas portadoras de prótese”. Em: (2014). 178
- 179. CAPÍTULO 15. ODESIGN DE SUPERFÍCIE DE IMPLANTES DE ZIRCÔNIA: O POTENCIAL DE BIOATIVIDADE E COLONIZAÇÃO MICROBIANA [29] Karthik Sivaraman et al. “Is zirconia a viable al- ternative to titanium for oral implant? A critical review”. Em: Journal of Prosthodontic Research 62.2 (2018), pp. 121–133. [30] Ginny Soon et al. “Review of zirconia-based bioceramic: Surface modification and cellular response”. Em: Ceramics International 42.11 (2016), pp. 12543–12555. [31] Bogna Stawarczyk et al. “Three generations of zirconia: From veneered to monolithic. Part I.” Em: Quintessence international 48.5 (2017). [32] Fernando Suárez-López del Amo et al. “Dental implants-associated release of titanium particles: A systematic review”. Em: Clinical oral implants research 29.11 (2018), pp. 1085–1100. [33] Julie Usseglio et al. “Trichilemmal carcinoma of the scalp”. Em: International Journal of Oral and Maxillofacial Surgery 50.10 (2021), pp. 1289–1292. [34] WG Wade. “The human oral microbiome”. Em: Journal of bacteriology 192.19 (2010). [35] Torsten Wassmann et al. “The influence of sur- face texture and wettability on initial bacterial adhesion on titanium and zirconium oxide dental implants”. Em: International journal of implant dentistry 3.1 (2017), pp. 1–11. [36] Hans J Wenz et al. “Osseointegration and cli- nical success of zirconia dental implants: a sys- tematic review.” Em: International Journal of Prosthodontics 21.1 (2008). [37] Fatih Zor et al. “Biocompatibility in regenera- tive nanomedicine”. Em: Nanomedicine 14.20 (2019), pp. 2763–2775. 179
- 180. 16 DISSILICATO DELÍTIO – EFEITO DE ADITIVOS NA COMPOSIÇÃO DA VITROCERÂMICA DO SIS- TEMA SiO2-LiO2 Roberto H. Monteiro1 , IME2 , ORCID 0000-0003-4506-5820; Alessandro Brito Thomaz, IME2 , ORCID 0000-0002-1207-7190; Ana Karine Rocha de Andrade Nattrodt,IME2 , ORCID 0000-0002-0510-3493; Carlos Nelson Elias, IME2 , ORCID 0000-0002-7560-6926; Claudinei dos Santos, UERJ3 , ORCID 0000-0002-9398-0639. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.601700 COMO CITAR MONTEIRO, R. H.; THOMAZ, A. B.; NATTRODT, A. K. R. de A.; ELIAS, C. N.; dos SANTOS, C. DISSILICATO DE LÍTIO – EFEITO DE ADITIVOS NA COMPOSIÇÃO DA VITROCERÂMICA DO SISTEMA SiO2-LiO2. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 179-184. Tópicos 16.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 181 16.2 Revisão de literatura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 181 16.3 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 183 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 184 RESUMO Na década de 1950, o Dr. Stookey, relatou pela primeira vez uma vitrocerâmica com características únicas, a vitrocerâmica de dissilicato de lítio, desde então este material é amplamente pesquisado e utilizado em diversas aplicações. As cerâmicas do sistema SiO2-LiO2 possuem uma fase metaestável, o metassilicato de lítio (Li2SiO3), e uma segunda fase, a fase estável, o dissilicato de lítio (Li2Si2O5). As vitrocerâmicas do sistema SiO2-LiO2 são amplamente utilizada na odontologia. Nos últimos 40 anos, houve aumento pela 1 Email:robertohmonteiro@ime.eb.br 2 Instituto Militar de Engenharia 3 Universidade do Estado do Rio de Janeiro
- 181. CAPÍTULO 16. DISSILICATODE LÍTIO – EFEITO DE ADITIVOS NA COMPOSIÇÃO DA VITROCERÂMICA DO SISTEMA SIO2-LIO2 demanda estética do tratamento dentário por parte dos pacientes, e com isso os materiais cerâmicos e as vitrocerâmicas passaram a ser uma opção para os tratamentos restauradores protéticos. Primeiro, com o desenvolvimento das próteses metalocerâmicas, e posteriormente com as próteses de cerâmica pura (metal- free). As vitrocerâmicas do sistema SiO2-LiO2 são utilizadas na odontologia devido as suas propriedades mecânicas e estéticas. Estes materiais possuem boa resistência mecânica, boa tenacidade à fratura, resistência à flexão, dentre outras propriedades. As cerâmicas do sistema SiO2-LiO2 utilizadas na odontologia são materiais cerâmicos multicomponentes com a adição de diversos compostos para alterar suas características e propriedades. Este trabalho tem como objetivo fazer uma breve revisão de literatura sobre a influência dos principais aditivos utilizados nas vitrocerâmicas do sistema SiO2-LiO2. Palavras-chave: Dissilicato de lítio, Vitrocerâmicas, Metassilicato de lítio, SiO2-LiO2, Aditivos cerâmicos, Sistema SiO2-LiO2. 16.1 Introdução Stookey [15], em 1959, estudou o sistema SiO2-LiO2 contendo apenas os dois óxidos. As cerâmicas do sistema SiO2-LiO2 possuem uma fase metaestável, o metassilicato de lítio (Li2SiO3), e uma segunda fase, o dissilicato de lítio (Li2Si2O5). Stookey foi capaz de controlar a processo de cristalização, gerando no final do processo uma cerâmica com propriedades diferentes do material inicial. Recentemente houve na odontologia uma grande demanda estética por parte dos pacientes, e com isso o uso de materiais cerâmicos se intensificou, dentre os principais materiais utilizados e pesquisados temos as vitrocerâmicas do sistema SiO2-LiO2, principalmente por causa das suas propriedades mecânicas e estéticas. Atualmente, as vitrocerâmicas contém vários aditivos com o objetivo de alterar ou desenvolver diversas características e propriedades do material [9, 18, 12, 14, 6]. No presente trabalho é apresentada uma breve revisão de literatura sobre os principais aditivos utilizados nas vitrocerâmicas do sistema SiO2-LiO2 e suas influências nas propriedades do material. 16.2 Revisão de literatura A adição de Al2O3 e K2O aumenta a resistência mecânica, a densificação e a estabilidade química [18, 12, 8, 5, 11]. O aumento da densificação ocorre pois estes óxidos deslocam os pontos de transição vítrea e o ponto de amolecimento do vidro. Quanto maior for o intervalo entre estes pontos, maior será a taxa de sinterização e por consequência, maior será a densificação e a resistência mecânica do material. Estes óxidos não estão associados à formação de fase, contribuindo para o aumento da resistência mecânica [5]. A adição da Al2O3 reduz a velocidade de cristalização do vidro em 50%, uma vez que este óxido dificulta a formação de núcleos [16]. O P2O5 e o TiO2 são adicionados atuam como agentes nucleadores dos cristais, gerando uma rede interligada de cristais de dissilicato de lítio na matriz vítrea. Esta microestrutura aumenta a resistência mecânica do material cerâmico [9, 18, 12, 8, 5, 11, 20]. A titânia (TiO2) tem boa dissolução em vidro fundido, mas após tratamentos térmicos subsequentes 181
- 182. CAPÍTULO 16. DISSILICATODE LÍTIO – EFEITO DE ADITIVOS NA COMPOSIÇÃO DA VITROCERÂMICA DO SISTEMA SIO2-LIO2 este óxido pode precipitar. Os precipitados atuam como núcleos de crescimento dos cristais, o que deixa a matriz vítrea com uma concentração reduzida de TiO2 [4]. O TiO2 atua como agente nucleante da vitrocerâmica, mas ao contrário do P2O5, que atua como agente nucleante heterogêneo, o TiO2 estimula a nucleação superficial vitrocerâmica [8, 11, 13, 10, 1, 3]. O P2O5 reduz a temperatura de cristalização do metassilicato de lítio e aumenta a temperatura de cristalização do dissilicato de lítio [4]. O P2O5 é um constituinte essencial no processo de cristalização das vitrocerâmicas de dissilicato de lítio. O P2O5 ou o Li3PO4 formado a partir do P2O5 [10, 1] atuam como agentes nucleantes heterogêneos. Os cristais de metassilicato de lítio crescem de forma epitaxial em tornos dos cristais de fosfato de lítio (Li3PO4). O processo de cristalização segue três passos, conforme descrito abaixo [8, 5, 4, 13, 10, 1, 7]: 3Li2O (vidro) + P2O5 (vidro) → 2Li3PO4 (cristal) Li2O (vidro) + SiO2 (vidro) → Li2SiO3 (cristal) Li2SiO3 (cristal) + SiO2 (vidro) → Li2Si2O5 (cristal) Com o aumento da temperatura do tratamento térmico, ocorre a precipitação de núcleos de Li3PO4, que induzem a cristalização do metassilicato de lítio. A seguir, há a cristalização do dissilicato de lítio. Nem todo o fósforo é convertido em Li3PO4. Parte do fósforo fica dispersa na porção vítrea, o que pode reduzir a viscosidade do material, contribuindo para uma maior densificação do material [10, 17]. O processo de cristalização do metassilicato de lítio assim como do dissilicato de lítio ocorre de forma heterogênea devido a presença do Li3PO4 na composição da vitrocerâmica. Após o processo de sinterização é possível observar uma fase residual de Li3PO4 e uma fase principal de dissilicato de lítio [1, 17]. O tamanho das partículas de P2O5 introduzidas na composição da vitrocerâmica, tem influência na resistência mecânica da cerâmica. Quanto menor for o tamanho das partículas, maior será o tamanho dos cristais de dissilicato de lítio formados e maior a resistência mecânica da cerâmica [6]. A zircônia atua como agente nucleante heterogêneo no dissilicato de lítio, estimulando a nucleação superficial vitrocerâmica [8, 11, 13, 10, 1, 3]. O ZrO2 favorece a formação de uma rede de cristais de silicatos [9, 5, 3]. Quanto maior o teor de ZrO2, menores serão os cristais de Li2Si2O5. Pode-se alterar a composição química da vitrocerâmica e/ou o ciclo de tratamento térmico para gerar cristais maiores, aumentando-se a temperatura e prolongando-se o tempo na temperatura de tratamento. A presença da zircônia influencia na translucidez da vitrocerâmica [2]. A zircônia é um agente nucleante tradicional, embora ela dificulte o processo de cristalização, ela estimula o processo de formação da rede de cristais [4]. Ao se adicionar P2O5, ZrO2 ou TiO2 em vitrocerâmicas de dissilicato de lítio é possível observar o aumento da temperatura de amolecimento do vidro, o que indica um aumento da rede de cristais do material, também se observa que todos os três óxidos precipitaram, atuando no processo de cristalização. Óxidos com baixo ponto de fusão como o ZrO2, CaO, K2O, BaO e B2O3 podem ser adicionados na composição da vitrocerâmica para reduzir a temperatura de fusão do material [13, 19]. Vitrocerâmicas que apresentam em suas composições pequenas quantidades de óxidos do grupo de terras raras são ideais para aplicações odontológicas. Estes elementos são utilizados em baixas concentrações como corantes ou para fornecerem fluorescência à cerâmica, também atuam no processo de cristalização da 182
- 183. CAPÍTULO 16. DISSILICATODE LÍTIO – EFEITO DE ADITIVOS NA COMPOSIÇÃO DA VITROCERÂMICA DO SISTEMA SIO2-LIO2 cerâmica. O óxido de neodímio (Nd2O5) reduz a reatividade do metassilicato de lítio com a sílica para a formação do dissilicato de lítio, gerando cristais de dissilicato com maior volume quando comparados com composições sem o óxido de neodímio [12]. O óxido de lantânio (La2O3) em concentrações inferiores a 3% em massa, não altera a rede cristalina ou o processo de cristalização do material. Porém, retarda a cristalização da cerâmica, dificultando a nucleação de cristais no material deste sistema [16, 19]. A adição do La2O3 aumenta a dureza do material, pois ele atua como agente de infiltração na matriz vítrea da vitrocerâmica [12]. O óxido de cério (CeO) atua como agente de infiltração na matriz vítrea, aumenta a dureza do material e auxilia na cristalização da cerâmica de dissilicato de lítio [12]. O óxido de itérbio (Yb2O3) atua como elemento de infiltração na matriz vítrea da vitrocerâmica, auxilia no processo de cristalização da cerâmica de dissilicato de lítio e aumenta a sua dureza [12]. O óxido de vanádio (V2O5) é utilizado nas cerâmicas de dissilicato como corante. O V2O5 em concentrações menores que 1% em massa reduz a taxa crítica de resfriamento, estimulando a formação de vidro [5]. O óxido de cromo (Cr2O3) quando adicionado na vitrocerâmica reduz a energia de ativação do material, aumenta a resistência à flexão e reduz a porosidade do material, quanto maior a concentração de Cr2O3, menos porosidade o material apresenta [11]. 16.3 Conclusões Tabela 11 – Influências dos óxidos nas propriedades do dissilicato de lítio. Resist. mec. Dur. Densif. Vel. de cristal. Agentes nucleadores Temp. de fusão Cor. Vol. dos cristais Al2O3 ↑ - ↑ ↓ - - - - K2O ↑ - ↑ - - - - - P2O5 ↑ - - - ↑ - - - TiO2 ↑ - - - ↑ - - - ZrO2 - - - - ↑ - - ↓ Óxidos com baixo ponto de fusão - - - - - ↓ - - Terras raras - - - - - - ↑ - Nd2O5 - - - - - - - ↑ La2O3 ↑ ↑ - ↓ ↓ - - - CeO - ↑ - ↑ - - - - Yb2O3 - ↑ - ↑ - - - - V2O5 - - - - - - ↑ - Cr2O3 ↑ ↑ ↑ - - - - - Na Tabela 11 são apresentadas as principais influências dos óxidos mais comumente utilizados em vitrocerâmicas e suas influências nas propriedades do dissilicato de lítio, sendo elas: resistência mecânica, 183
- 184. CAPÍTULO 16. DISSILICATODE LÍTIO – EFEITO DE ADITIVOS NA COMPOSIÇÃO DA VITROCERÂMICA DO SISTEMA SIO2-LIO2 dureza, densificação, velocidade de cristalização, agentes nucleadores, temperatura de fusão, corantes e volume dos cristais formados. O símbolo de (↑), significa que aumenta a propriedade, (↓) que diminui a propriedade e (-) que não influencia na propriedade. Agradecimentos Agradeço à instituição de fomento CAPES e ao Instituto Militar de Engenharia pelo apoio e suporte para a realização deste trabalho. Referências [1] Fatima Al Mansour et al. “The effect of spark plasma sintering on lithium disilicate glass- ceramics”. Em: Dental materials : official publi- cation of the Academy of Dental Materials 31 (jul. de 2015). doi: 10.1016/j.dental.2015. 07.001. [2] Elke Apel et al. “Influence of ZrO2 on the Crystallization and Properties of Lithium Di- silicate Glass-Ceramics Derived from a Multi- Component System”. Em: Journal of the Eu- ropean Ceramic Society 27 (dez. de 2007), pp. 1571–1577. doi: 10.1016/j.jeurceramsoc. 2006.04.103. [3] Marc Dittmer et al. “Phase and microstructure formation and their influence on the strength of two types of glass-ceramics”. Em: Journal of Non-Crystalline Solids 384 (jan. de 2014), pp. 55–60. doi: 10.1016/j.jnoncrysol.2013. 03.009. [4] Hugo Fernandes, Dilshat Tulyaganov e José Fer- reira. “The role of P2O5, TiO2 and ZrO2 as nu- cleating agents on microstructure and crystalliza- tion behaviour of lithium disilicate based glass”. Em: Journal of Materials Science 48 (ago. de 2013), pp. 765–773. doi: 10.1007/s10853-012- 6793-4. [5] Hugo Fernandes et al. “Effect of Al2O3 and K2O content on structure, properties and de- vitrification of glasses in the Li2O–SiO2 sys- tem”. Em: Journal of the European Ceramic Society 30 (ago. de 2010), pp. 2017–2030. doi: 10.1016/j.jeurceramsoc.2010.04.017. [6] P. Goharian et al. “Properties, crystallization mechanism and microstructure of lithium di- silicate glass–ceramic”. Em: Journal of Non- Crystalline Solids 356 (fev. de 2010), pp. 208– 214. doi: 10.1016/j.jnoncrysol.2009.11. 015. [7] Wolfram Höland et al. “Studies of Crystal Phase Formations in High-Strength Lithium Disili- cate Glass–Ceramics”. Em: Journal of Non- Crystalline Solids 72 (set. de 2006), pp. 4041– 4050. doi: 10.1016/j.jnoncrysol.2006.06. 039. [8] P.F. James. “Glass ceramics: New compositions and uses”. Em: Journal of Non-Crystalline So- lids 181 (fev. de 1995), pp. 1–15. doi: 10.1016/ 0022-3093(94)00515-X. [9] G.A. Khater e Maher Idris. “Role of TiO2 and ZrO2 on crystallizing phases and microstructure in Li, Ba aluminosilicate glass”. Em: Ceramics International 33 (mar. de 2007), pp. 233–238. doi: 10.1016/j.ceramint.2005.08.016. [10] Santa Kolay e Parag Bhargava. “Phase and microstructural evolution in lithium silicate glass ceramics with externally added nucleating agent”. Em: Journal of the American Ceramic Society 102 (jul. de 2019). doi: 10.1111/jace. 16682. [11] D. Li et al. “Effects of crystal size on the me- chanical properties of a lithium disilicate glass- ceramic”. Em: Materials Science and Engine- 184
- 185. CAPÍTULO 16. DISSILICATODE LÍTIO – EFEITO DE ADITIVOS NA COMPOSIÇÃO DA VITROCERÂMICA DO SISTEMA SIO2-LIO2 ering: A 669 (mai. de 2016). doi: 10.1016/j. msea.2016.05.068. [12] Do Quang Minh e Minh Huynh. “EFFECTS OF Nd2O3 ON THE CRYSTALLIZATION AND PROPERTIES OF GLASS CERAMIC IN Li2O–K2O–Al2O3–SiO2–P2O5 SYSTEM”. Em: Vietnam Journal of Science and Technology 55 (mar. de 2018), p. 238. doi: 10.15625/2525- 2518/55/1B/12115. [13] Pietro Riello et al. “Nucleation and Crystalli- zation Behavior of Glass–Ceramic Materials in the Li2O–Al2O3–SiO2 System of Interest for their Transparency Properties”. Em: Journal of Non-crystalline Solids - J NON-CRYST SO- LIDS 288 (ago. de 2001), pp. 127–139. doi: 10.1016/S0022-3093(01)00518-X. [14] Roque Soares et al. “Crystallization of lithium disilicate-based multicomponent glasses - Effect of silica/lithia ratio”. Em: Ceramics Internati- onal 41 (jan. de 2015), pp. 317–324. doi: 10. 1016/j.ceramint.2014.08.074. [15] S. Stookey. “Catalyzed Crystallization of Glass in Theory and Practice”. Em: Industrial and Engineering Chemistry 51 (jul. de 1959). doi: 10.1021/ie50595a022. [16] Katrin Thieme e Christian Ruessel. “Nucleation inhibitors-The effect of small concentrations of Al2O3, La2O3 or TiO2 on nucleation and crys- tallization of lithium disilicate”. Em: Journal of the European Ceramic Society 34 (dez. de 2014), pp. 3969–3979. doi: 10.1016/j.jeurceramsoc. 2014.06.008. [17] Kun Yuan et al. “Effect of sintering time on the microstructure, flexural strength and translu- cency of lithium disilicate glass-ceramics”. Em: Journal of Non-Crystalline Solids 362 (fev. de 2013), pp. 7–13. doi: 10.1016/j.jnoncrysol. 2012.11.010. [18] Pei Zhang et al. “Effect of heat treatment on the microstructure and properties of lithium disilicate glass-ceramics”. Em: Journal of Non- Crystalline Solids 402 (out. de 2014), pp. 101– 105. doi: 10.1016/j.jnoncrysol.2014.05. 023. [19] Haolin Zhao et al. “The Effects of La2O3 Doping on the Photosensitivity, Crystallization Behavior and Dielectric Properties of Li2O-Al2O3-SiO2 Photostructurable Glass”. Em: Ceramics Inter- national 44 (ago. de 2018). doi: 10.1016/j. ceramint.2018.08.085. [20] Ting Zhao et al. “High-performance, reac- tion sintered lithium disilicate glass-ceramics”. Em: Ceramics International 40 (set. de 2014), pp. 12449–12457. doi: 10.1016/j.ceramint. 2014.04.096. 185
- 186. III ENGENHARIA DE TECIDOS, FILMESE MEMBRANAS
- 187. 17 FUNCIONALIZAÇÃO DESUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A PARTIR DE FILMES PRO- DUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE ORIGEM NATURAL Matheus da Silva Bullman1 , UFRGS2 , ORCID 0000-0002-9303-225X; Célia de Fraga Malfatti, UFRGS2 , ORCID 0000-0002-0819-479X; ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.596280 Como citar BULLMAN, M. da S.; MALFATTI, C. de F. FUNCIONALIZAÇÃO DE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE ORIGEM NATURAL. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 186-203. Tópicos 17.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 188 17.2 Polimerização a plasma em baixas temperaturas . . . . . . . . . . . . . . . . . 189 17.3 Contaminação de superfícies por biofilme . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 193 17.4 Polimerização à plasma de metabólitos secundários de plantas . . . . . . . . 195 17.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 199 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 200 RESUMO Neste artigo de revisão, é apresentado o avanço tecnológico das pesquisas sobre a funcionalização de superfícies por polimerização à plasma a frio a partir de precursores naturais visando a aplicação bactericida. A polimerização por plasma em baixas temperaturas é uma técnica capaz de produzir filmes finos de origem orgânica sobre os mais diversos substratos sem alterar a integridade do material. A adesão e formação de biofilmes em superfícies metálicas estão relacionadas a múltiplos casos de infecções em ambientes hospitalares e 1 Email:matheusws7.4@gmail.com 2 Universidade Federal do Rio Grande do Sul
- 188. CAPÍTULO 17. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE ORIGEM NATURAL em contaminações na indústria alimentícia, causando sérias preocupações à saúde pública. Visando a obtenção de revestimentos a partir de precursores naturais (eco-friendly), é necessário controlar os parâmetros de deposição para a obtenção de uma funcionalização da superfície com características biocidas, combinando nano texturas, distribuição de grupos funcionais, hidrofobicidade e baixos valores de rugosidade. A utilização de precursores ecologicamente corretos é capaz de inibir colonização de bactérias do tipo gram-positiva e gram-negativa a partir de revestimentos poliméricos de baixo custo e livres de antibióticos. Contudo, ainda é necessário um estudo sobre as características toxicológicas de tais substâncias. No presente artigo, revisamos de forma abrangente a produção e efeito antimicrobiano de filmes obtidos via polimerização por plasma a frio empregando produtos metabólitos secundários de plantas. Palavras-chave: Polimerização por plasma a frio, revestimento bactericida, precursor natural. 17.1 Introdução É de conhecimento geral que bactérias crescem e se desenvolvem preferencialmente em superfícies, depois de aderidas, estima-se que 90% desses microrganismos se encontrem na forma de aglomerados revestidos por uma complexa matriz de polissacarídeos, proteínas e ácidos nucleicos, denominado de biofilme [63]. Esses conglomerados sésseis estão relacionados ao desenvolvimento de doenças infecciosas em todo o mundo. No ambiente hospitalar, o crescimento do biofilme está associado aos dispositivos médicos e princi- palmente aos materiais de implantes cirúrgicos, incluindo os metálicos. Aproximadamente 80% dos casos de Infecção de Sítio Cirúrgico (ISC) estão associadas à formação de biofilme, essas infecções causam compli- cações à saúde do paciente restringindo sua qualidade de vida, aumentando significativamente as taxas de mortalidade, morbidade, e também eleva os custos hospitalares para tratamento das infecções [7, 23, 74]. Na indústria alimentícia, nos ambientes de processamento há uma grande quantidade de nutrientes disponíveis que favorecem o crescimento do biofilme em equipamentos, embalagens, utensílios e superfícies de contato. Essa contaminação pode causar danos à toda linha de produção através da corrosão dos equipamentos industriais, além do alto risco de propagação de infecções alimentares, representando consequentes perdas econômicas e prejuízos à saúde pública [46]. Bactérias do tipo gram-positivo e gram-negativo quando se encontram na forma planctônica são livres e possuem uma rápida propagação para outros ambientes, e depois de aderidas a uma superfície, desenvolvem uma comunidade com capacidade de resistência a antibióticos e aumento da resistência à resposta imune do hospedeiro, sendo assim necessário a busca por tecnologias que impeçam a formação e crescimento deste tipo de colônia. Antigamente, extratos vegetais e óleos essenciais eram utilizados em diversos tratamentos de saúde como agentes antivirais e anti-inflamatórios devido a sua eficiente atividade antimicrobiana [60]. Nos dias de hoje, esses óleos naturais são utilizados em inúmeras aplicações farmacêuticas e terapêuticas, incluindo medicamentos para resfriados, perfumes, na odontologia, como conservantes de alimentos e, recentemente, também no campo da conservação sustentável do patrimônio cultural [33, 60, 76]. Ao longo do tempo, muitas tecnologias baseadas em plasmas foram desenvolvidas, sendo a maioria delas fundamentadas em plasmas frios que oferecem ambientes altamente reativos que podem ser condicionados para não gerar uma energia térmica substancial, tornando-os adequados para a realização de processos que 188
- 189. CAPÍTULO 17. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE ORIGEM NATURAL funcionalizam superfícies dos mais diversos tipos de materiais alterando a morfologia de um substrato a partir da deposição de um filme fino, geralmente com dezenas a centenas de nanômetros de espessura, resultando em modificações que confere propriedades que podem atuar combatendo a formação de biofilme nessas superfícies através da distribuição de grupos funcionais, hidrofobicidade e baixos valores de rugosidade. Além disso, os processos de plasma frios utilizam quantidades mínimas de reagentes e nenhum solvente e, portanto, são ecologicamente corretos [18]. Utilizar recursos renováveis como precursores para o desenvolvimento de polímeros bioativos que são capazes de minimizar a taxa de adesão bacteriana e crescimento de biofilme em instalações de saúde e na indústria atraiu a atenção de pesquisadores ao redor do mundo. Devido ao seu arsenal terapêutico, metabólitos secundários de plantas, como óleos essenciais e extratos de ervas, demonstraram atividades antibacterianas poderosas em sua forma líquida e vaporizada, permitindo uma ampla aplicação [50, 52]. Com condições de síntese apropriadas, a polimerização desses metabólitos por plasma pode ajudar a reter a funcionalidade antimicrobiana inerente dos compostos dentro dos filmes poliméricos sólidos que apresentam um potencial de resistir à formação de biofilmes em sua superfície. Essas propriedades tornam os óleos essenciais e seus derivados candidatos promissores para aplicações de revestimentos bioativos. Este artigo de revisão tem como objetivo apresentar conceitos da técnica de polimerização por plasma frio, o funcionamento da adesão bacteriana e formação de biofilmes em superfícies, e por fim, os últimos avanços na tecnologia de síntese de filmes finos poliméricos derivados de metabólitos secundários de plantas para a inibição e combate a atividade microbiana. 17.2 Polimerização a plasma em baixas temperaturas O plasma é popularmente conhecido como o quarto estado da matéria, por definição, é um gás em elevado estado de energia contendo elétrons livres, íons, espécies neutras e fótons, sendo descrito pela primeira vez por Irving Langmuir em 1920, enquanto trabalhava no desenvolvimento de tubos de vácuo para a passagem de grandes correntes elétricas [69]. Na natureza, o plasma é encontrado nos raios gerados em tempestades, estrelas e no próprio fogo, por exemplo, em muitos casos é gerado por reações exotérmicas que fornecem energia térmica ao sistema ionizando os átomos [25, 26]. Entretanto, para fins tecnológicos a elevada temperatura dos plasmas térmicos limita a sua aplicação. As partículas que constituem o plasma estão em constante movimento e colidem entre si, transferindo energia cinética umas às outras. Cada grupo de partícula é caracterizada por uma temperatura relacionada à sua energia, onde é geralmente expressa pela unidade de Elétron-volt (eV), sendo 1 eV equivalente à 11606 K. Estes termos de energia do plasma podem ser classificados em duas classes: o plasma em equilíbrio termodinâmico e o plasma em não-equilíbrio termodinâmico. No primeiro caso, todas as partículas são caracterizadas por uma temperatura única, onde, Telétrons = Tneutras = Tíons. Por outro lado, em plasmas fora do equilíbrio, a temperatura do elétron difere intensamente quando comparado às partículas mais pesadas como os íons e espécies neutras, onde, Telétrons ≫≫ Tíons ≥ Tneutras. No plasma de não-equilíbrio, enquanto a temperatura do elétron normalmente varia entre 1 a 10 eV, as temperaturas das demais partículas estão próximas a temperatura ambiente, com valores de 0,025 eV (298 K) [69]. Embora a temperatura dos elétrons seja alta, sua baixa densidade e pouca capacidade de transferir calor permitem que as superfícies ao redor do plasma permaneçam em temperaturas relativamente baixas [6], essa propriedade de não equilíbrio se torna 189
- 190. CAPÍTULO 17. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE ORIGEM NATURAL particularmente atraente para o processamento de materiais, pois os elétrons podem induzir diversas reações químicas sem alterar a estrutura do material através da temperatura excessiva [49]. Os processos à base de plasma de não-equilíbrio termodinâmico possuem algumas vantagens sig- nificativas, como a baixa temperatura de operação, que permite a funcionalização de uma ampla gama de substratos, a ausência da necessidade de solventes, tornando essas técnicas correspondentes com a busca moderna por tecnologias ecologicamente amigáveis [69]. Outra vantagem importante desses processos é sua versatilidade, permitindo modular as propriedades de uma determinada superfície, como por exemplo, a morfologia, rugosidade e composição química do material depositado a partir do ajuste dos parâmetros operacionais utilizados na síntese do material [49, 64]. A funcionalização de superfícies metálicas baseada na aplicação do plasma a em precursores orgânicos é cada vez mais explorada no meio acadêmico, através do método de polimerização a plasma, que permite a formação de filmes finos orgânicos sólidos e possui importantes aplicações na fabricação de superfícies antibacterianas [9, 72], super-hidrofóbicas [32], biochips de proteínas [36], imobilização de biomoléculas para crescimento celular [12, 19, 31] e revestimentos de liberação controlada de drogas [13, 73]. A deposição de filmes sólidos a partir de compostos orgânicos utilizando descargas elétricas não é nova, foi relatada pela primeira vez em 1796 [69]. Desde então, esses revestimentos têm se tornado alvo de estudos e caracterizações, sua natureza difere dos polímeros convencionais que possuem blocos de repetição periódicos, os polímeros produzidos via polimerização a plasma são formados por uma rede aleatória de ligações, apresentando uma densidade de reticulação significativamente maior que os polímeros convencionais (Figura 17.1) [39, 48]. Figura 17.1 – Diferenças entre as estruturas do precursor, polímero convencional e polímero formado por polimerização a plasma. Fonte: Adaptado de Thiry et al. (2016) [69] Como os elétrons são os transmissores de energia no regime do plasma, a sua magnitude e densidade são de crucial importância para compreender os processos reativos que ocorrem na fase gasosa. A partir da teoria cinética dos gases, a função de distribuição de energia dos elétrons pode ser aproximada através da equação de Maxwell-Boltzmann, como ilustrado na Figura 17.2 [69]. Os elétrons presentes no sistema de 190
- 191. CAPÍTULO 17. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE ORIGEM NATURAL polimerização a plasma geralmente possuem uma energia cinética em torno de 1 a 2 eV, valores que englobam a faixa das energias de ligações dos compostos orgânicos (Figura 17.2), assim, os elétrons excitados com alta energia cinética colidem com as moléculas do precursor e como a sua típica distribuição energética engloba a faixa da energia das ligações orgânicas, o precursor tem suas ligações fragmentadas [15, 26]. Figura 17.2 – Distribuição energética de Maxwell–Boltzmann dos elétrons presentes em descargas de baixa pressão. Fonte: Adaptado de Gerchman (2019) [28] A primeira etapa da polimerização consiste na volatilização de um precursor orgânico em um sistema isolado de deposição. A ativação do plasma ocorre através da fase gasosa e provoca colisões aleatórias entre elétrons energéticos e moléculas do precursor, sucedendo a ocorrência de reações de dissociação de precursores resultando na formação de radicais. Após a fragmentação do precursor ocorre à recombinação dos radicais formados no plasma em uma rede de ligações cruzadas, o crescimento da cadeia polimérica envolve tanto reações na fase gasosa quanto na superfície do material [29, 78]. O mecanismo de formação mais aceito foi proposto por Yasuda (1985) [78], e está esquematicamente representado na Figura 17.3. Segundo ele, após a ativação do plasma ocorre à radicalização do monômero, então dois tipos de reações de formação do filme podem ocorrer: a polimerização induzida por plasma (ciclo 1) e polimerização no regime de plasma (ciclo 2). No ciclo 1 não ocorre a fragmentação completa das moléculas de precursor e a cadeia polimérica é formada através da combinação de unidades moleculares reativas como radicais livres e fragmentos em estados excitados ou ionizados. Sendo assim, é esperado que o filme possua uma estrutura parecida com o monômero original. Quando a polimerização ocorre de forma prioritária no regime de plasma (ciclo 2), existe a fragmentação do precursor pela colisão com elétrons excitados que gera uma grande quantidade de espécies reativas permitindo a recombinação dos fragmentos, dando origem a novas cadeias poliméricas [3, 14]. A composição química e grau de reticulação dos filmes finos são diretamente afetados pelos parâmetros de deposição como a fonte de energia do plasma, potência aplicada na descarga, pressão do sistema, fluxo e concentração do precursor e temperatura do substrato [48, 77, 78]. Além disso, alguns parâmetros geométricos relacionados ao reator também afetam as propriedades do revestimento. Popularmente dois modelos de reatores 191
- 192. CAPÍTULO 17. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE ORIGEM NATURAL Figura 17.3 – Descrição esquemática do mecanismo de polimerização à plasma em etapas. Fonte: Adaptada de Thiry et al. (2016) [69] são utilizados nas pesquisas envolvendo a polimerização a plasma de compostos orgânicos, estão representados na Figura 17.4 [27]. Figura 17.4 – Reatores de polimerização por plasma frio mais comuns utilizados na literatura. (a) Eletrodos internos paralelos; (b) Eletrodos externos paralelos. Fonte: Gerchman (2019) [28] Na Figura 17.4(a) é apresentado o reator de placas paralelas internas, nesse sistema os elétrons que possuem uma mobilidade muito maior que os íons e espécies neutras, carregam negativamente o eletrodo metálico formando uma região próxima ao eletrodo com deficiência de elétrons e consequentemente concentrada de íons positivos, essa região gera uma diferença de potencial que acelera os radicais em direção ao eletrodo metálico em que a amostra se encontra, agindo como um capacitor entre o plasma e o metal, tal fenômeno é conhecido como plasma sheath [57]. Os filmes produzidos via plasma de baixa temperatura, com uma fonte de energia alternada e em baixa pressão são capazes de possuir uma boa estabilidade química, fortes ligações covalentes com o substrato e alta retenção de grupos funcionais do monômero original, tornando possível ajustar através dos parâmetros operacionais a funcionalidade química e morfologia da superfície [9]. 192
- 193. CAPÍTULO 17. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE ORIGEM NATURAL 17.3 Contaminação de superfícies por biofilme Na natureza, os micro-organismos raramente vivem em colônias isoladas de uma única espécie, mas sim em sistemas biológicos organizados em uma comunidade funcional e coordenada chamada de biofilme. O biofilme é considerado um polímero complexo contendo uma quantidade de água correspondente a várias vezes seu peso seco. Consistem em uma matriz feita de polissacarídeos, DNA e proteínas [41, 56]. Dentro da comunidade de um biofilme, os micro-organismos são capazes de compartilhar nutrientes e são protegidos de fatores danosos do ambiente, como a dissecação, antibióticos e o sistema imune corporal [70]. As células bacterianas são capazes de aderir a praticamente todos os tipos de superfícies naturais e artificiais. Os microorganismos se movem ou são movidas do ambiente para uma superfície através e pelos efeitos de forças físicas, como forças de atração de Van der Waals, forças gravitacionais, efeito da carga eletrostática da superfície e interações hidrofóbicas [38]. Após de aderidas em superfícies sólidas, ocorre a fixação e o crescimento do biofilme através de um processo de cinco etapas, sendo elas a (I) adesão reversível, (II) adesão irreversível; (III) desenvolvimento inicial; (IV) maturação e (V) liberação das células persistentes (Figura 17.5) [53, 58, 59]. A primeira etapa consiste na adesão das bactérias em sua forma planctônica, acontece de forma reversível e é mantida por interações físico-químicas não específicas entre os organismos e o substrato. A segunda fase consiste na mudança do estágio reversível para o irreversível, pois passam a produzir substâncias que serão responsáveis pela manutenção da adesão e da camada peptídica que envolve o biofilme. Na terceira e quarta etapa há o início da formação de microcolônias e do desenvolvimento da estrutura do biofilme maduro. A última fase da formação do biofilme ocorre quando o ambiente não é mais favorável para sua manutenção, e consiste no descolamento do biofilme desenvolvido em forma de células planctônicas que depois de desprendidas podem colonizar novos ambientes, reiniciando a formação de novos biofilmes [53, 58, 63]. Um grande número de espécies de bactérias causadoras de infecções é capaz de sobreviver e se desenvolver mesmo em locais limpos, como clínicas e hospitais. Entre esses organismos estão os do tipo Gram-positivo Enterococcus faecalis, Candida albicans, Staphylococcus aureus, Staphylococcus epidermidis, e Streptococcus viridans e do tipo Gram-negativo Escherichia coli, Klebsiella pneumoniae, Salmonella typhi, e Pseudomonas aeruginosa [43]. Tais espécies representam uma ameaça considerável para a sociedade atual, por exemplo, a espécie P. aeruginosa é um patógeno multirresistente a antibióticos, atua como um microrganismo oportunista em hospedeiros imunocomprometidos causando infecções pulmonares agudas e crônicas que resultam em altas taxas de morbidade e mortalidade [51]. As bactérias do gênero Salmonella causam doenças em humanos e animais, e estão associadas a graves infecções causadas através do consumo e da ingestão de alimentos contaminados, sendo a salmonelose uma das principais zoonoses enfrentadas pela saúde pública em todo o mundo [20, 54]. S. aureus e S. epidermidis comprovadamente aderem com facilidade em superfícies metálicas e formam biofilmes em implantes médicos, como parafusos e placas ortopédicas, causando a biocorrosão e falha potencial do material [42]. Condições hidrodinâmicas, fisiológicas e ecológicas influenciam diretamente a estrutura do biofilme. Por exemplo, a espessura média de um biofilme formado em boas condições pela espécie P. aeruginosa é de cerca de 24 µm, enquanto para a S. epidermidis a espessura média do biofilme é relativamente maior, apresentando 32,3 µm de espessura, em um meio propício para seu desenvolvimento o biofilme pode chegar a 7mais de 400 µm em algumas espécies [44]. 193
- 194. CAPÍTULO 17. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE ORIGEM NATURAL Figura 17.5 – Esquema do ciclo de vida da espécie P. aeruginosa cultivada em meio de glicose. Imagens de microscopia de fluorescência i com aumento de 400x apresentam estágios de desenvolvimento do biofilme. No estágio I, as bactérias planctônicas aderem a uma superfície sólida. No estágio II, a adesão torna-se irreversível. O estágio III se inicia a fundação da microcolônia. O estágio IV mostra a maturação e o crescimento do biofilme em santuários bacterianos tridimensionais. No estágio V, ocorre a dispersão e as células planctônicas livres são liberadas do aglomerado de para colonizar novos locais. Fonte: Adaptado de Rasamiravaka et al. (2015) [59] A eficácia da aderência dos micro-organismos a uma superfície metálica tem como base múltiplos aspectos, como forma e tamanho da célula, a topografia do substrato e o ângulo de contato (hidrofobici- dade/hidrofilicidade) da superfície do material. Além disso, é compreendido que bactérias aderem preferencial- mente a superfícies mais rugosas por três razões, a presença de uma maior área de contato disponível para fixação, proteção contra forças de cisalhamento e alterações químicas que causam interações físico-químicas fortes com a superfície [5, 41, 61], enquanto que superfícies super lisas não favorecem a adesão bacteriana e formação de biofilme [67]. A interação entre os micro-organismos e a superfície é influenciada diretamente pela topografia, acredita-se que a fixação, proliferação e diferenciação das células sejam afetadas por estruturas de pico e vale que abrangem escalas micrométricas e nanométricas [71]. Portanto, visando obter a atividade bactericida, é importante investigar os parâmetros de rugosidade que ordenam a geometria da superfície, entre eles temos a rugosidade média (Ra), a rugosidade quadrática média (Rq) e a rugosidade máxima (Rz). Mesmo amostras com a composição química das superfícies idênticas podem apresentar diferentes comportamentos de adesão celular devido a diversificadas arquiteturas e rugosidades da superfície [30]. Por exemplo, Medilanski et al. (2002) [47], relataram em seus estudos que superfícies de aço inoxidável AISI 304 com rugosidades na escala submicrométrica (Ra= 0,16 µm) apresentaram adesão bacteriana mínima em relação a superfícies mais ásperas, onde a adesão bacteriana ocorreu preferencialmente ao longo dos sulcos submicrométricos, como marcas de 194
- 195. CAPÍTULO 17. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE ORIGEM NATURAL lixa do acabamento superficial. Apesar da evolução tecnológica envolvendo os antibióticos sintéticos desde a chegada da penicilina, o uso excessivo desses medicamentos está gradualmente tornando-os ineficazes. Antigamente, extratos vegetais e óleos essenciais eram utilizados em diversos procedimentos de tratamento anti-inflamatórios e antivirais, devido à sua atividade antimicrobiana. Pensando em novas formas de combater o crescimento de biofilmes em materiais metálicos uma estratégia promissora foi inspirada na bioatividade intrínseca de metabólitos secundários de plantas através da técnica de polimerização a plasma frio desses componentes. 17.4 Polimerização à plasma de metabólitos secundários de plantas Os óleos essenciais possuem natureza renovável, são de baixo custo, e estão disponíveis em grandes quantidades comerciais, além disso, apresentam baixa toxicidade em comparação com outros precursores orgânicos utilizados convencionalmente na polimerização a plasma, tais fatores os tornam apropriados para a aplicação de materiais funcionais ecologicamente corretos [65]. Mais de 250 tipos desses óleos sintetizados naturalmente são comercializados anualmente no mercado global, estimando um valor de mercado de 1,2 bilhão de dólares [65]. Fisiologicamente os óleos essenciais são produzidos por diferentes estruturas secretoras que podem estar localizadas tanto em uma parte específica da planta, como nela por um todo [75]. São compostos por misturas complexas de substâncias orgânicas voláteis e lipofílicas, geralmente possuem um odor marcante e são líquidas em condições ambiente [24]. Essas misturas possuem uma alta gama de constituintes químicos e grupos funcionais das mais diversas classes: hidrocarbonetos terpênicos, álcoois simples e terpênicos, aldeídos, cetonas, fenóis, ésteres, éteres, óxidos, peróxidos, furanos e ácidos orgânicos [24, 66]. Entre eles, os terpenos são os principais componentes estudados para a produção de filmes finos via polimerização a plasma, alguns exemplos de terpenos são apresentados na Figura 17.6 [4, 8, 22, 28, 35, 34]. Suas ligações saturadas, insaturadas e estruturas cíclicas oxigenadas facilitam a polimerização catiônica, atuando como um caminho para a produção polímeros biodegradáveis [9, 69]. A polimerização a plasma frio dos grupos bioativos do 1,8-cineol foi realizada por Pegalajar-Jurado et al. (2014) [55], em um reator do tipo de eletrodos paralelos externos. Com 20W de potência os filmes apresentaram valores moderadamente hidrofóbicos de ângulo de contato (∼80°) que proporcionaram uma atividade bactericida com a capacidade de reduzir a adesão de células de E. coli e S. aureus em 98% e 64%, respectivamente, em comparação com o branco 73. No mesmo caminho, Mann e Fisher (2017) [45], avaliaram o polímero a plasma do monômero majoritário do óleo essencial de eucalipto variando a potência aplicada na deposição do filme (50-150W). O desempenho bactericida avaliado por porcentagem de cobertura superficial reduziu a área do biofilme, em comparação aos controles, em 35% para E. coli e 45% para S. aureus. Estes estudos demonstram que a quantidade de cobertura do biofilme pode estar relacionada com a hidrofobicidade dos revestimentos, uma vez que, quando os filmes de 1,8-cineol foram produzidos com plasma em atmosfera rica em H2O visando obter uma superfície hidrofílica, o ângulo de contato com a água diminuiu e a área de cobertura do biofilme bacteriano aumentou, enquanto demonstrou uma diminuição da propagação do biofilme em valores maiores de molhabilidade, Figuras 17.7 e 17.8. Apesar de superfícies hidrofóbicas demonstrarem ser eficientes contra o crescimento do biofilme, não 195
- 196. CAPÍTULO 17. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE ORIGEM NATURAL Figura 17.6 – Estrutura química dos principais terpenos presentes em óleos essenciais. Fonte: Gerchman (2019) [28] é a única propriedade de superfície relevante a ser explorada. O terpinen-4-ol é um componente ativo do óleo de melaleuca, por se tratar de um terpeno alcoólico monocíclico seu comportamento antibacteriano em filmes produzidos por plasma foi amplamente estudado, Bazaka et al. (2011) [10], constatou que a síntese com potências mais baixas (10W) resultam em uma conservação parcial de grupos biologicamente ativos do precursor original devido a menor taxa de fragmentação do precursor, mesmo apresentando uma superfície hidrofílica (62,7o ) cerca de 90% das células de S. aureus retidas no filme eram inviáveis. Quando produzidos em maior potência (25 W), esses filmes perderam sua atividade biocida, e promoveram adesão e proliferação das células bacterianas mesmo com valores de ângulo de contato mais elevados (67o ). Segundo os autores, a modificação das propriedades do material pela polimerização a plasma não só alterou a morfologia da superfície, mas também a sua composição química. O efeito combinado desses dois parâmetros pode influenciar fortemente a magnitude da adesão e proliferação bacteriana, preservando as propriedades do material inerentes ao substrato, como as propriedades mecânicas e físico-químicas. Bazaka et al. (2020) [11], polimerizou via plasma frio de baixa pressão um filme fino de terpinen-4-ol sobre quatro substratos de titânio diferentes. As amostras metálicas utilizadas neste estudo possuem topografias de superfície distintas que foram obtidas através do tratamento de superfície via polimento químico (CMP-Ti), polimento mecânico (MP-Ti), prensagem angular em canais com seção transversal constante (ECAP) e ablação a laser de femtossegundo (FLA-Ti). Através das análises de caracterização das amostras revestidas foi observado que as superfícies de titânio funcionalizadas diferiram em suas propriedades físico-químicas, principalmente na molhabilidade e rugosidade, como por exemplo, valores de 87,3o e Ra = 0,8 nm, Rz = 22,9 nm para o polimento químico (CMP-Ti) e 68,5o e Ra = 41,7 nm, Rz = 310,0 nm com polimento mecânico 196
- 197. CAPÍTULO 17. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE ORIGEM NATURAL Figura 17.7 – Imagens de microscopia de fluorescência da espécie S. aureus aderidas após 24 h de incubação a a) lâminas de vidro de controle b) controle hidrofóbico; c) polímero de plasma com pressão e potência baixa (15 mTorr 50 W); d) polímero de plasma com pressão e potência alta (100 mTorr 100 W); (e) polímero de plasma tratado com H2O(v) em pressão e potência baixa; e (f) polímero de plasma tratado com H2O(v) em pressão e potência alta. A coloração verde indica bactérias viáveis, enquanto o vermelho indica as bactérias mortas. Fonte: Mann e Fisher (2017) [45] (MP-Ti). À medida que a rugosidade da superfície aumentou, os revestimentos de plasma tornaram-se menos uniformes e a sua atividade antibacteriana contra as espécies P. aeruginosa e S. aureus diminuiu. Os autores explicam que quando o plasma reativo entra em contato com as amostras, as espécies de polímeros começam a se depositar primeiramente nos picos topográficos na superfície do titânio, e isso pode levar à formação de um forte campo elétrico tipo dipolo-dipolo que aumenta o fluxo de íons formados em direção à superfície. Essa distribuição de íons resulta na deposição aleatória do polímero gerando um preenchimento gradual das 197
- 198. CAPÍTULO 17. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE ORIGEM NATURAL Figura 17.8 – Imagens de microscopia de fluorescência da espécie E.Coli aderidas após 24 h de incubação a a) lâminas de vidro de controle b) controle hidrofóbico; c) polímero de plasma com pressão e potência baixa (15 mTorr 50 W); d) polímero de plasma com pressão e potência alta (100 mTorr 100 W); (e) polímero de plasma tratado com H2O(v) em pressão e potência baixa; e (f) polímero de plasma tratado com H2O(v) em pressão e potência alta. A coloração verde indica bactérias viáveis, enquanto o vermelho indica as bactérias mortas. Fonte: Mann e Fisher (2017) lacunas e vazios da superfície. Assim, substratos com menor rugosidade máxima (Rz) tendem a ser mais lisos e uniformes em sua composição química e espessura, e por esta razão tem o melhor desempenho antimicrobiano. Além do mais, os autores constataram que a rugosidade de um material pode interferir na distribuição de grupos funcionais ao longo da superfície funcionalizada [11]. Superfícies ricas em grupos funcionais contendo oxigênio como –OH e C=O, registraram maior atividade anti-incrustante e biocida em comparação com polímeros mais densos em cadeias de hidrocarbonetos 198
- 199. CAPÍTULO 17. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE ORIGEM NATURAL [9, 68]. Além disso, estudos mais recentes utilizaram a polimerização por plasma simultânea de precursores derivados de metabólitos secundários de plantas (como o óleo essencial de gerânio e o terpinen-4-ol) e acetilacetonato de zinco através da decomposição térmica do sal, este método resultou em filmes poliméricos orgânicos/inorgânicos mistos [37, 40]. Ambos os trabalhos demonstraram uma atividade bactericida significativa para bactérias do tipo gram-positivo e gram-negativo, chegando a apresentar redução percentual das células viáveis de 40% a 70% para os revestimentos polimerizados de terpinen-4-ol sozinhos, enquanto a incorporação do componente de zinco aumentou a inibição do crescimento do biofilme para cerca de 85% [40]. Chan et al. (2016) [16], fabricaram revestimentos poliméricos resultantes da polimerização por plasma do terpeno carvona, obtendo um filme liso e altamente reticulado que demonstrou um ótimo desempenho antimicrobiano contra bactérias gram-negativas e gram-positivas (redução de 86% em E. coli e redução de 84% em S. aureus), outro resultado relevante encontrado pelos autores foi a ausência de efeito citotóxico para células humanas in vitro. A Figura 17.9 demonstra claramente distorção da membrana, criação de poros e ruptura da estrutura do biofilme ligada à superfície do revestimento a plasma de carvona em comparação com os micro-organismos aderidos ao substrato. Além da disponibilidade de grupos funcionais provenientes da fragmentação e recombinação obtidos na polimerização a plasma, especulou-se que monômeros não fragmentados presos dentro do polímero durante a deposição podem ser misturados durante a formação do polímero [9], contribuindo assim para a inibição da formação de biofilme devido às propriedades intrínsecas dos precursores em seus estados naturais [1, 2, 17, 21, 62]. Acredita-se que, assim como o monômero natural, o agente dissolvido no polímero interferiria na parede celular bacteriana, levando à supressão da biossíntese celular, causando a perda da integridade da membrana e eventual morte do micro-organismo [9]. 17.5 Conclusões Compreender uma forma de preservar as características bioativas dos óleos essenciais em seu estado natural em um filme fino é fundamental para o desenvolvimento de uma ampla gama de revestimentos bactericidas. Os materiais poliméricos que foram obtidos a partir de precursores de origem natural, derivados de recursos renováveis, apresentam uma alternativa favorável para a produção de materiais antimicrobianos e biocompatíveis. A partir de propriedades que alteram as características de uma superfície e que são cruciais no combate à formação de biofilme como a rugosidade, molhabilidade e distribuição de grupos funcionais, os estudos apresentados neste artigo de revisão encontraram êxito em frear o desenvolvimento patógenos a partir de uma estratégia ecologicamente amigável e de baixo custo. No entanto, informações sobre o desempenho e estabilidade do material em longo prazo e sobre influência de condições mais agressivas requerem mais estudos. Além disso, embora um pequeno número de estudos sistemáticos tenha demonstrado uma atividade antimicrobiana promissora, mais pesquisas em sistemas in vivo são necessárias para que a aplicação real desses revestimentos seja viabilizada. Se tratando de superfícies metálicas, os revestimentos obtidos via polimerização a plasma frio de precursores naturais nesses substratos podem atuar diretamente nas áreas que mais carecem da atividade bactericida oferecidas pelos metabólitos secundários de plantas, como na área da saúde em biomateriais e instrumentos cirúrgicos, e na indústria alimentícia, desenvolvendo um papel como agente limitante de diversas enfermidades que preocupam a sociedade atual. 199
- 200. CAPÍTULO 17. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE ORIGEM NATURAL Figura 17.9 – Espécies E. Coli e S. Aureus aderidas ao substrato e ao filme polimérico de carvona. Fonte: Adaptado de Chan et al. (2016) Referências [1] KK Aggarwal et al. “Antimicrobial activity pro- files of the two enantiomers of limonene and carvone isolated from the oils of Mentha spicata and Anethum sowa”. Em: Flavour and Fragrance Journal 17.1 (2002), pp. 59–63. [2] Abdenour Ait-Ouazzou et al. “Chemical com- position and antimicrobial activity of essential oils of Thymus algeriensis, Eucalyptus globu- lus and Rosmarinus officinalis from Morocco”. Em: Journal of the Science of Food and Agricul- ture 91.14 (2011), pp. 2643–2651. doi: https: / / doi . org / 10 . 1002 / jsfa . 4505. eprint: https : / / onlinelibrary . wiley . com / doi / pdf / 10 . 1002 / jsfa . 4505. url: https : / / onlinelibrary . wiley . com / doi / abs / 10 . 1002/jsfa.4505. [3] Andres Alba-Perez et al. “Plasma polymerised nanoscale coatings of controlled thickness for efficient solid-phase presentation of growth fac- tors”. Em: Materials Science and Engineering: C 113 (2020), p. 110966. [4] Karl Vincent Alvarez et al. “Synthesis and Surface Characterization of a Novel Plasma- polymerized (α-Pinene)-based Thin Film”. Em: IOP Conference Series: Materials Science and 200
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- 204. CAPÍTULO 17. FUNCIONALIZAÇÃODE SUPERFÍCIES VISANDO EFEITO BACTERICIDA A PARTIR DE FILMES PRODUZIDOS POR POLIMERIZAÇÃO À PLASMA FRIO E PRECURSORES DE ORIGEM NATURAL [60] Valentina Rotolo et al. “Plant extracts as green potential strategies to control the biodeterio- ration of cultural heritage.” Em: International Journal of Conservation Science (2016). [61] Teresa R Scheuerman, Anne K Camper e Martin A Hamilton. “Effects of substratum topography on bacterial adhesion”. Em: Journal of colloid and interface science 208.1 (1998), pp. 23–33. [62] Ali Sonboli, Babak Babakhani e Ahmad Reza Mehrabian. “Antimicrobial activity of six consti- tuents of essential oil from Salvia”. Em: Zeitsch- rift für Naturforschung C 61.3-4 (2006), pp. 160– 164. [63] Paul Stoodley et al. “Biofilms as complex diffe- rentiated communities”. Em: Annual review of microbiology 56.1 (2002), pp. 187–209. [64] Claudia Struzzi et al. “Plasma fluorination of vertically aligned carbon nanotubes: functiona- lization and thermal stability”. Em: Beilstein journal of nanotechnology 6.1 (2015), pp. 2263– 2271. [65] Mallappa Kumara Swamy, Mohd Sayeed Akhtar e Uma Rani Sinniah. “Antimicrobial properties of plant essential oils against human pathogens and their mode of action: an updated review”. Em: Evidence-Based Complementary and alter- native medicine 2016 (2016). [66] T Takahashi, R Kokubo e M Sakaino. “Antimi- crobial activities of eucalyptus leaf extracts and flavonoids from Eucalyptus maculata”. Em: Let- ters in applied microbiology 39.1 (2004), pp. 60– 64. [67] Rebecca L Taylor et al. “The influence of substra- tum topography on bacterial adhesion to poly- methyl methacrylate”. Em: Journal of Materi- als Science: Materials in Medicine 9.1 (1998), pp. 17–22. [68] Vassiliki A Tegoulia e Stuart L Cooper. “Staphy- lococcus aureus adhesion to self-assembled mo- nolayers: effect of surface chemistry and fibri- nogen presence”. Em: Colloids and Surfaces B: Biointerfaces 24.3-4 (2002), pp. 217–228. [69] Damien Thiry et al. “Plasma diagnostics for the low-pressure plasma polymerization process: A critical review”. Em: Thin Solid Films 606 (2016), pp. 19–44. [70] Gerard J Tortora, Christine L Case e Berdell R Funke. Microbiologia-12ª Edição. Artmed Edi- tora, 2016. [71] Vi K Truong et al. “The influence of nano- scale surface roughness on bacterial adhesion to ultrafine-grained titanium”. Em: Biomateri- als 31.13 (2010), pp. 3674–3683. [72] Krasimir Vasilev, Jessica Cook e Hans J Griesser. “Antibacterial surfaces for biomedical devices”. Em: Expert review of medical devices 6.5 (2009), pp. 553–567. [73] Krasimir Vasilev et al. “Tailoring the surface functionalities of titania nanotube arrays”. Em: Biomaterials 31.3 (2010), pp. 532–540. [74] Suganthan Veerachamy et al. “Bacterial adhe- rence and biofilm formation on medical implants: a review”. Em: Proceedings of the Institution of Mechanical Engineers, Part H: Journal of En- gineering in Medicine 228.10 (2014), pp. 1083– 1099. [75] ANDREA M SILVEIRA VITTI e JOSÉ OTÁ- VIO BRITO. “Óleo essencial de eucalipto”. Em: Documentos florestais 17.3 (2003), pp. 1–26. [76] Wei Wang et al. “Antibacterial activity and an- ticancer activity of Rosmarinus officinalis L. es- sential oil compared to that of its main compo- nents”. Em: Molecules 17.3 (2012), pp. 2704– 2713. [77] Wallace Wong et al. “Plasma deposition of orga- nic polymer films for solar cell applications”. Em: Organic Electronics 32 (mai. de 2016), pp. 78–82. doi: 10.1016/j.orgel.2016.02.023. [78] H. Yasuda. “Glow Discharge Polymerization”. Em: Journal of Polymer Science: Macromolecu- lar Reviews 16 (jan. de 1981), pp. 199–293. doi: 10.1002/pol.1981.230160104. 204
- 205. 18 VIAS DEBIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO: ESTRATÉGIAS E PERSPEC- TIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS Marvin do Nascimento1 , IME2 , ORCID 0000-0001-8010-7382; Naiara V. Le Sénéchal, IME2 , ORCID 0000-0003-4992-5656; Roberto H. Monteiro, IME2 , ORCID 0000-0003-4506-5820. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.597739 Como citar do NASCIMENTO, M.;Le SÉNÉCHAL, N. V; MONTEIRO, R. H. VIAS DE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO: ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 204-218. Tópicos 18.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 206 18.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 207 18.2.1 Fonte de dados e critérios de elegibilidade . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 207 18.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 207 18.3.1 Histologia do complexo amelodentinário . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 207 18.3.2 A composição e arranjo cristalográfico molecular do esmalte e dentina . . . . . . 209 18.3.3 Propriedades mecânicas do complexo amelodentinário . . . . . . . . . . . . . . . . 210 18.3.4 Vias de biomineralização de esmalte e dentina da engenharia de tecidos . . . . . 212 18.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 214 18.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 216 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 216 RESUMO O complexo amelodentinário é formado pelos tecidos duros do dente, o esmalte e a dentina. O esmalte (97% material cerâmico) é composto, principalmente, por hidroxiapatita, proteínas (amelogeninas e não 1 Email:mvnascimento@ime.eb.br 2 Instituto Militar de Engenharia
- 206. CAPÍTULO 18. VIASDE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO: ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS amelogeninas) e é um tecido frágil susceptível a fratura. A dentina (70% material cerâmico) é composta de hidroxiapatita, fibras colagenosas (tipo I) e proteínas não colagenosas, tem menor dureza e maior rigidez, resis- tência e tenacidade do que o esmalte. Assim, foram propostas diversas estratégias para obter a regeneração dos tecidos dentários, incluindo as tecnologias de biomateriais de terceira geração, como as técnicas biomiméticas. O objetivo desse trabalho é apresentar as principais metodologias biomiméticas (biomateriais de terceira geração) utilizadas na regeneração do esmalte e da dentina. Além de caracterizar as principais características e propriedades desses tecidos. Nesse sentido, dentro das rotas que tentaram promover uma reconstituição tecidual, se constituem por meio de classificação, dois grandes grupos: a via clássica de biomineralização (top down) e a via não-clássica biomineralização (bottom up). A primeira foca na reconstituição tecidual a partir da aposição dos elementos constituintes do próprio tecido (átomo a átomo e molécula a molécula), como nos enxertos ósseos. Enquanto o segunda enfatiza o crescimento com elementos pré-mineralizantes em sentido de partícula a partícula, assim como a utilização de grupos amorfos de fosfato de cálcio como precursores. Palavras-chave: Biomineralização, Biomimética, Regeneração de tecidos, Tecidos dentários, Tecidos do complexo amelodentinário. 18.1 Introdução O complexo amelodentinário é composto por dois tecidos dentários duros, a camada mais externa, o esmalte, e a camada subadjacente, a dentina. O esmalte, derivado do ectoderma, é o tecido mais duro do corpo e se caracteriza por ser um tecido acelular com 97% de conteúdo mineral. Enquanto, a dentina, derivada da crista neural, é um tecido menos duro que o esmalte, mas mais duro que o osso, e pode ser caracterizada como o tecido dentário mais abundante que tem 70% de conteúdo mineral [19]. A composição inorgânica do esmalte e da dentina consiste, principalmente, em hidroxiapatita, não estequiométrica, com estrutura cristalina hexagonal e fator de empacotamento de 74%. Enquanto que a porção orgânica é constituída por proteínas. No esmalte, amelogeninas e não-amelogeninas, e na dentina, fibras colagenosas e proteínas não colagenosas [22]. Além disso, tanto o esmalte como a dentina têm propriedades microestruturais e anisotrópicas semelhantes. No entanto, enquanto o esmalte tem uma dureza elevada e é, altamente, friável [44], a dentina tem uma organização mais complexa, tendo uma dureza mais baixa, alta resiliência e alta rigidez, resistência e tenacidade, ajudando à dissipação de cargas de mastigação, evitando assim a fratura do esmalte [18]. Diversos métodos de engenharia de tecidos têm tentado, utilizando biomateriais de terceira geração, regenerar e/ou biomimetizar esses tecidos dentários seguindo sempre as vias da biomineralização clássica e não clássica [46]. A primeira corresponde à aposição de elementos essenciais para regular e estabilizar a mineralização, assim, essa via será permeada pela nucleação e logo após o seu crescimento, isso através da redução da energia livre de Gibbs [34]. Enquanto a segunda se concentra em elementos pré-mineralizantes que interagem com a estrutura do tecido e estimulam a produção de tecido (partícula por partícula) [27]. Nesse sentido, análogos biomiméticos são incorporados como precursores líquidos induzidos por polímeros (PILP) de proteínas de esmalte ou de matriz de dentina. Esses análogos biomiméticos seriam agregados com grupos de fosfato de cálcio amorfo, e, subsequentemente, promoveriam a biomineralização [8]. Assim, o objetivo desse trabalho é apresentar as principais metodologias biomiméticas (biomateriais 206
- 207. CAPÍTULO 18. VIASDE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO: ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS de terceira geração) utilizadas na regeneração do esmalte e da dentina. Além de caracterizar as principais características e propriedades desses tecidos. 18.2 Materiais e métodos 18.2.1 Fonte de dados e critérios de elegibilidade A pesquisa foi realizada no PubMed, LILACS, Google Scholar e Web of Science durante os últimos 20 anos, sem restrições de idiomas. Os seguintes termos foram utilizados para a pesquisa de dados: “enamel histology”, “dentin histology”, “enamel composition”, “dentin composition”, “enamel matrix proteins”, “amelo- genins”, “non-amelogenins”, “dentin matrix proteins”, “dentin collagenous proteins”, “non-collagenous dentin proteins”, “enamel mechanical properties”, “dentin mechanical properties”, “biomineralization”, “classical mineralization pathway”, “non-classical mineralization pathway”. Foram incluídos artigos que abordaram estudos in vitro e in vivo que seguiram a via clássica ou o não-clássica. Assim como artigos e livros que apresentavam uma descrição do tecidual, características atômicas/moleculares, cristalográficas e propriedades biomecânicas do complexo amelodentinário. Por outro lado, foram excluídos artigos que abordavam o dente como um todo, incluindo outras camadas de tecido para além do esmalte e da dentina, e que davam um grande enfoque à junção amelodentinária e que não estavam, especificamente, relacionados com algumas propriedades estruturais, histológicas, cristalográficas e mecânicas do esmalte e da dentina. 18.3 Resultados 18.3.1 Histologia do complexo amelodentinário O esmalte, originário do ectoderma, é um tecido, maioritariamente, inorgânico que é mais superficial à estrutura dentária e cobre, completamente, a coroa dentária; a dentina, derivada da crista neural, é um tecido híbrido com porções orgânicas e inorgânicas, sendo mais abundante e compõe, completamente, a estrutura dentária. Esses tecidos têm composições semelhantes, mas com especificidades e arranjos que determinarão as características das suas propriedades [19]. O complexo amelodentinário é estruturado histologicamente em esmalte, dentina e junção ameloden- tinária, que é a intersecção entre esmalte e dentina (Figura 18.1) [19]. O esmalte é o tecido mineral mais duro do corpo e é segregado por ameloblastos, que são células que só existem, exclusivamente, durante o período de formação do dente. Por conseguinte, é um tecido acelular [22]. Esse tecido tem uma conformação prismática na direção vertical, organizando uma sequência de prismas ondulados do esmalte e regiões interprismáticas. Cada prisma de esmalte é organizado por cristais de hidroxiapatita em fator de empacotamento máximo e tem uma camada de revestimento orgânico (bainha do prisma) [30]. Não há diferença estrutural entre os prismas do esmalte e as regiões interprismáticas, ambos têm a mesma composição e o mesmo fator de empacotamento, o que diferencia estas estruturas é a ordem da direção desses prismas. A orientação dos prismas segue o longo eixo do dente, em direção longitudinal, mas ao se aproximar das periferias, as direções assumem uma inclinação, diretamente, proporcional ao limite da camada 207
- 208. CAPÍTULO 18. VIASDE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO: ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS Figura 18.1 – Representação Esquemática do Esmalte. Fonte: Adaptado de Wojciech & Pawlina (2021) [32] prismática [18]. Além disso, o esmalte tem uma espessura média máxima de 2,5 mm e tem como propriedade uma dureza elevada, mas é um tecido, altamente, friável. A estrutura cristalina hexagonal tem, aproximadamente, 20 a 60 nm de largura e 30 a 90 nm de altura, e existe uma distância de, aproximadamente, 4 µm entre as regiões prismáticas e interprismáticas [30]. Nesse sentido, a migração do esmalte para a dentina é mediada pela junção amelodentinária, que possui uma espessura de, aproximadamente, 10 a 12 µm [18]. A dentina é o tecido mais abundante do dente, tem um contato íntimo, desde a sua formação, com a polpa que é um tecido conjuntivo não mineralizado, altamente, vascularizado e com a presença de plexos nervosos. Esse tecido tem uma dureza inferior a do esmalte, mas superior a do tecido ósseo. Além disso, a dentina tem uma grande resiliência que satisfaz um comportamento elástico e evita a fratura do esmalte [19]. A organização dos cristais de dentina pode ser dividida em túbulos dentinários, dentina peritubular e dentina intertubular (Figura 18.2). Figura 18.2 – Representação Esquemática da Dentina. Fonte: Adaptado de Wojciech & Pawlina (2021) [32] Assim, os túbulos dentinários são estruturas não-retilíneas em direção tangencial/transversal que 208
- 209. CAPÍTULO 18. VIASDE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO: ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS são permeadas por fluidos dentinários. Esses túbulos têm, aproximadamente, 0,5 a 1 µm diâmetro de lúmen, enquanto perto da junção amelodentinária um tamanho de área diferente do que na região mais próxima da polpa, 19.000 e 45.000 túbulos/mm2 , respectivamente. Enquanto que a dentina peritubular é um tecido hipermineralizado com uma espessura de, aproximadamente, 0,7 µm perto da região amelodentinária e 0,4 µm perto da polpa. A dentina intertubular, por outro lado, é o tecido que se encontra entre um túbulo dentinário e outro [18]. 18.3.2 A composição e arranjo cristalográfico molecular do esmalte e dentina Os componentes do esmalte e dentina podem ser organizados em inorgânicos e orgânicos. Ambos os tecidos têm composições inorgânicas semelhantes, mas em proporções diferentes. E as principais variações de composição, propriamente ditas, estão nas porções orgânicas [19]. O complexo amelodentinário de composição inorgânica consiste em apatitas, sendo a principal delas a hidroxiapatita. A hidroxiapatita estequiométrica se apresenta com uma fórmula estrutural genérica Ca10(PO4)6(OH)2 seguindo a razão Ca/P de 1,67 com estrutura cristalina hexagonal, grupo espacial P63/m, fator de empacotamento super compacto de 74%. No entanto, os constituintes dentários apatita não são estequiométricos, e por isso são extremamente permeáveis com defeitos, geralmente deficientes em cálcio, de modo que podem existir diferenças na relação Ca/P, por exemplo, no esmalte 1,63, na dentina 1,61, e no osso 1,71 [5, 35]. A célula unitária da hidroxiapatita corresponde à fórmula Ca10(PO4)6(OH)2 e a sua forma cristalina exibe três tetraedros de agrupamentos de fosfatos coordenados com íons de cálcio formando uma estrutura hexagonal simétrica [22]. Assim, existe ainda a possibilidade de substituições iônicas dentro dos cristais de apatita, uma vez que as hidroxilas podem se difundir e ser substituídas por outros íons, o que caracteriza o carácter adaptativo das apatitas biológicas [5]. Essas substituições podem gerar outras apatitas como a fluorapatita com fórmula estrutural de Ca10(PO4)6F, na qual o íon flúor (F- ) substitui a hidroxila (OH- ). Há também a substituição da hidroxila (OH- ) pelo íon carbonato (CO3 -2 ), formando a hidroxiapatita carbonatada tipo A (CHA-tipo A), e a substituição do grupo fosfato (PO4 -3 ) pelo íon carbonato (CO3 -2 ), formando a hidroxiapatita carbonatada tipo B (CHA-tipo B). No complexo amelodentinário se encontram, principalmente, a fluorapatita e o CHA-tipo A [35]. A porção orgânica do complexo amelodentinário será diferente tanto para o esmalte como para a dentina. No esmalte, a matriz orgânica consiste em proteínas que compõem e fazer a ação de biomineralização (existem ainda pequenas quantidades escassas de carboidratos e lipídios). As principais proteínas da matriz do esmalte dentário são: as amelogeninas (90%), e as não-amelogeninas. Essas não-amelogeninas são formadas por dois grupos: as fosfoproteínas glicosiladas ácidas (Esmelina e Tufelina) e as glicoproteínas sulfatadas (Ameloblastina (8-10%), Amelina, Bainhalina, Amelotina, Apin) [29, 10]. Essas proteínas têm um caráter transitório na formação do tecido de esmalte, o que torna difícil analisar os mecanismos de biomineralização nesse tecido [24]. A composição da matriz orgânica da dentina é estabelecida por proteínas colagenosas (90%) e não colagenosas. As proteínas colagenosas correspondem a glicoproteínas que estão dispostas em fibras colagenosas 209
- 210. CAPÍTULO 18. VIASDE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO: ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS híbridas do tipo I e pequenas porcentagens dos tipos III e V. Essas fibras colagenosas têm, aproximadamente, 2,8x102 nm de comprimento e 3x106 Da e são compostas por três tipos de aminoácidos representados pela fórmula geral [Gly-X-Y]n, na qual, para a dentina, se referem a Glycina-Prolina-Hidroxiprolina [37, 23]. Essa unidade de tripeptídeos (Gly-Pro-Hyp) forma longas cadeias α que se associam com outras cadeias α e se rearranjam em tripla hélice formando fibrilas colagenosas, de modo que o conjunto dessas fibrilas em bobinas helicoidais forma as fibras colagenosas, e, consequentemente, aumenta a resistência mecânica. Assim, essas fibrilas colagenosas de tipo I são formadas por duas cadeias de polipeptídeos α1 e uma α2, formando a tripla hélice. Isso de modo que cada cadeia é estruturada com, aproximadamente, 1038 aminoácidos [38]. As proteínas não colagenosas (NCP) se caracterizam por uma super família de proteínas - família SIBLING (Small Integrin-Binding Ligand, N-linked Glycoprotein) - e são compostas por: Proteína da Matriz Dentinária 1, 2 e 3 (DMP1, DMP2, DMP2), Sialofosfoproteína Dentinária (DSPP), Fosfoglicoproteína da Matriz Extracelular (MEPE), Osteopontina (OPN), Osteocalcina (OC), Osteonectina (ON) e Sialoproteína Óssea (BSP). A DSPP é clivada e subdividida em: Sialoproteína Dentinária-Glicoproteína Dentinária (DSP- DGP) e Fosfoproteína Dentinária (DPP). Assim, essas proteínas são, altamente fosforiladas, e participam no processo de mineralização da dentina [39]. Além disso, a proteína DSPP tem sinalização autocrítica, ou seja, produz a sua própria ativação sendo clivada em proteínas mais pequenas que fornecem e iniciam toda a cascata bioquímica da mineralização dentina. Assim, quando a DSPP é clivada e subdividida (DSP-DGP e complexo DPP), a DPP e os outras NCP guiam, em relação quantidade dependente do colágeno - collagen guide - o processo de mineralização da dentina [26, 33]. Além disso, o DPP é a proteína mais abundante das NCP, tem um carácter ácido, e na sua estrutura tem sequências repetidas de ácido aspártico (Asp) e fosfoserinas (Pse) formando sequências repetidas de [Asp-Pse]n, [Pse-Asp-Asp]n, e [Asp-Pse-Pse]n. Assim, o seu papel na mineralização da dentina seria a sua ligação aos átomos Ca+2 , atraindo-os, e os apresentando às fibras colagenosas que formam os cristais de hidroxiapatita [11]. 18.3.3 Propriedades mecânicas do complexo amelodentinário Os dentes, em geral, são órgãos que têm elevada dureza e resistência mecânica. Funcionalmente, os movimentos e cargas de mastigação podem atingir valores de, aproximadamente, 800 N. Além disso, esmalte e dentina são tecidos que, embora façam parte do mesmo órgão, têm propriedades mecânicas específicas que caracterizam a especificidade da sua composição [15]. Entre as propriedades mecânicas, podem se destacar, principalmente, as propriedades elásticas (como o módulo de elasticidade, o módulo de cisalhamento e o coeficiente de Poisson), que correspondem à forma como um material suporta uma carga e se recupera quando essa carga é removida, sem deformação; a dureza, que corresponde a uma medida em diferentes escalas, além de mostrar a capacidade deste dente de resistir à deformação elástica, plástica e à fratura [44]. No esmalte e na dentina, o módulo de elasticidade, também conhecido como módulo do Young, representa a relação entre as forças normais e de cisalhamento, é, aproximadamente, 70 GPa e 18,3 GPa, respectivamente. Ambos os tecidos têm o mesmo coeficiente de Poisson que é de 0,30 (razão entre a tensão de 210
- 211. CAPÍTULO 18. VIASDE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO: ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS contração transversal e a tensão de extensão longitudinal na razão entre a força de alongamento), e os valores de densidade para cada um, respectivamente, é de 0,25g/cm3 e 0,31g/cm3 [15]. O esmalte apresenta propriedades anisotrópicas, de modo que dentro do mesmo prisma do esmalte há diferença, na direção cabeça-caudal do módulo de elasticidade e dureza. Estas propriedades são maiores na cabeça da haste do que na porção caudal [17]. O esmalte tem uma dureza máxima de 3,5 GPa na sua superfície, e à medida que migra para a região amelodentinária essa dureza diminui. Assim, a média é de, aproximadamente, 2 GPa a 2,5 GPa a uma distância de 100 µm a 600 µm da junção amelodentinária [44]. Além disso, há variações de propriedades com a idade, uma vez que com o processo de envelhecimento o conteúdo mineral da dentina aumenta e a espessura do esmalte diminui [31]. A nanodureza e o módulo de elasticidade que diminuem da superfície para a junção amelodentinária mantendo uma relação proporcional com a quantidade de Ca+2 e com a direção do prisma do esmalte [17]. Nesse sentido, a relação entre a dureza e a densidade diminui em direção do esmalte para a junção amelodentinária [13]. No entanto, esses resultados podem ser obtidos em paralelo e na direção perpendicular. Assim, em testes de dureza, quando a direção de indentação é paralela às hastes, a dureza é 3,9 ± 0,3 GPa e o módulo de elasticidade é 87,5 ± 4,5 GPa, enquanto que quando a direção de indentação é perpendicular os valores mudam, respectivamente, 3,8 ± 0,4 GPa e 72,7 ± 4,5 GPa [12, 16]. A dentina apresenta semelhanças em propriedades microestruturais e anisotrópicas como esmalte, mas tem uma organização mais complexa. Isso de modo em que não se trata apenas da conformação dos prismas apatita na sua localização em relação à superfície da junção amelodentinária, mas existe túbulos e direcionamento desses túbulos dentinários, e, portanto, essa morfologia é guiada pela direção das fibras colagenosas, além de existir uma diferença de densidade da fase mineral e a localização da junção amelodentinária à camada mais superficial em direção à polpa [4]. A dentina peritubular tem um elevado grau de mineralização e um módulo de elasticidade de, aproximadamente, 40 ± 2 GPa, enquanto a dentina intertubular tem um baixo grau de mineralização com um módulo de elasticidade de cerca de 17 GPa [47]. Perto da junção amelodentinária, a dentina tem uma baixa microdureza, e à medida que se move em direção à polpa, a microdureza aumenta um pouco, e depois diminui novamente. Portanto, entende-se que a dureza e o módulo de elasticidade da dentina são mais elevados em região central interna da dentina (terço médio), e à medida que se avança em direção às áreas periféricas, essas propriedades diminuem. Além disso, comparando os tipos de dentina, pode-se observar que a dureza diminui, gradualmente, do túbulo dentinário para a dentina intertubular, o que corresponde, e é, diretamente, proporcional, à diminuição do conteúdo mineral [16]. Em ambientes úmidos, a dentina tem características anisotrópicas e um módulo de elasticidade, aproximadamente, 25,1 GPa perpendicular aos túbulos dentinários, enquanto que em ambientes secos, torna-se isotrópica e o módulo de elasticidade é de 28,1 GPa. Ainda nesta perspectiva entre ambiente seco e úmido, a dentina diminuiu o módulo de elasticidade em 35% e a dureza em 30% em ambiente hidratado. O que caracteriza que as propriedades mecânicas da dentina dependem do ambiente [44]. Além disso, o complexo amelodentinário é um sistema muito heterogêneo, de modo que existe uma diferença na disposição e composição das apatitas entre as camadas do tecido dentário. O esmalte tem muito mais hidroxiapatita do que a dentina, pelo que é um tecido de elevada dureza, mas pouca ductilidade e tenacidade, o que o caracteriza como um tecido, altamente, friável e susceptível à fratura. Assim, de forma 211
- 212. CAPÍTULO 18. VIASDE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO: ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS complementar, a dentina tem uma menor dureza e uma maior ductilidade e tenacidade, precisamente, para suportar e ajudar à dissipação das cargas sobre o esmalte (cargas mastigatórias), evitando a sua fratura. Isso explica porque existe essa diferença na composição apatita entre estas camadas de tecido [43]. 18.3.4 Vias de biomineralização de esmalte e dentina da engenharia de tecidos O processo de biomineralização in vitro e in vivo do esmalte e da dentina passou por vários en- tendimentos e interpretações de como esses mecanismos funcionavam, e assim, várias metodologias foram aplicadas tentando regenerar estes tecidos e/ou biomimetizá-los [14]. Essas perspectivas geraram duas vias metodológicas de biomineralização, a clássica e a não-clássica. A via clássica de biomineralização enfatiza a mineralização em sentido “de fora para dentro/de cima para baixo” (topdown), uma vez que se concentra na reconstrução dos tecidos a partir da aposição dos constituintes essenciais, geralmente peptídeos ou proteínas, que regulam e estabilizaram a mineralização [46]. Assim, essa vertente se concentra na formação de cristais apatita a partir dos constituintes primários correspondentes de cada tecido (Figura 18.3). Figura 18.3 – Representação da Via Clássica de Biomineralização. Fonte: Autores Nesse sentido, a biomineralização começa com a nucleação dos cristais, de modo que os componentes básicos, sob a forma de íons, átomos, ou moléculas que se agregam e formam núcleos de clusters. Assim, os núcleos começam a crescer, proliferar e formar a estrutura tecidual [7, 28, 14]. A via clássica de cristalização acontece através de dois processos: uma nucleação de fase sólida e logo após o seu crescimento espontâneo, em que a força motriz da nucleação é o conjunto de redução de energia livre de Gibbs [34]. No esmalte, vários estudos in vitro descobriram que a amelogenina desempenha um papel fundamental no controle da mineralização, orientando a nucleação, a forma e a direção dos cristais apatita. Enquanto que na dentina, a biomineralização das fibras colagenosas foi concebida de modo em que a agregação de cristais de apatita sobre essas fibras promovesse a mineralização. Essa metodologia foi bem sucedida, mas foi limitada por alguns fatores, como a ausência de cristais de hidroxiapatita no tecido remanescente que pode propor um potencial regeneração tecidual [28]. Isso além da limitação de não poder propor uma deposição intrafibrilar, limitando-se apenas à mineralização interfibrilar [27]. Depois disso, as perspectivas mudaram e novas pesquisas começaram a investir em outra estratégia de biomineralização em direção oposta à via clássica, uma rota "de dentro para fora/de baixo para cima"(bottom- up) que se concentrava em elementos pré-mineralizantes que interagem com o tecido remanescente e estimulam a produção tecidual - a via não clássica (Figura 18.4). Assim, em vez de se concentrar no crescimento através da aposição iônica, a via não-clássica é estabelecida enfatizando a via partícula a partícula para a formação de 212
- 213. CAPÍTULO 18. VIASDE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO: ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS um único cristal apatita. Além disso, é um processo com um elevado nível de controle hierárquico e espacial, no qual a biomineralização ocorre no ambiente de reação [46]. Figura 18.4 – Representação da Via Não-Clássica de Biomineralização Fonte: Autores. Essa via considera análogos biomiméticos da matriz do esmalte e proteínas não colagenosas da dentina como componentes ativos que podem desempenhar o papel de “primer” no processo de biomineralização. E sendo assim, considera fatores de pré-nucleação, em escala nanométrica, como aglomerados de cálcio e fosfato. Esses aglomerados seriam capturados por análogos de proteínas de matriz de esmalte e/ou proteínas não colagenosas chamados precursores líquidos induzidos por polímeros (PILP), agregando ainda mais em nanopartículas de fosfato de cálcio amorfo (ACP). E então, o agrupamento ACP seria capaz de entrar nos compartimentos dos tecidos e promover a biomineralização [27, 8]. Os PILPs são biomoléculas anfifílicas que possuem grupos de ácido carboxílico e promovem assim locais ativos de interação com minerais de cálcio. Desta forma, acabam por controlar a cinética química, forma e direção, e os polimorfismos do fosfato de cálcio [27]. A utilização de PILP surgiu com Gower (2008) [9] com um sistema biomimético para a mineralização das fibras colagenosas do tipo I. Em que é identificada uma etapa de formação de nanopartículas atuando como nanoprecursores amorfos (grupos ACP já foram encontrados transitoriamente no esmalte e tecido ósseo) que poderiam atuar tomando a forma dos seus recipientes. As características primárias da PILP consistem numa fase inicial de coalescência de gotículas precursoras que, em vez de crescerem átomo a átomo, agregam, fluindo como um líquido ligeiramente viscoso, partículas em crescimento. Isso significa que, em vez das nanopartículas formarem um aglomerado de várias partículas, elas coalescem para formar uma gotícula maior até se tornarem demasiado solidificadas para coalescerem completamente. Além disso, o progresso bem sucedido da PILP consiste em encontrar (carregados negativamente) polímeros que estabilizam nanopartículas precursoras amorfas [9]. Assim, utilizando a metodologia biomimética PILP, Gower e colaboradores foram capazes de propor modelos de biomineralização com várias matrizes orgânicas com carbonato de cálcio (CaCO3) e fosfato de cálcio (Ca3(PO4)2), bem como, a biomineralização intrafibrilar de fibras colagenosas em apatitas carbonatadas. No entanto, esses PILPs não podem ser aplicadas ao esmalte, uma vez que se trata de um tecido quase inteiramente inorgânico, e a porção orgânica dos PILPs poderia comprometer a resistência mecânica do esmalte [20, 9, 40]. 213
- 214. CAPÍTULO 18. VIASDE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO: ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS 18.4 Análise e discussão A caracterização do complexo amelodentinário mostra que diferentes estruturas embrionárias podem propor um arranjo de tecidos semelhante. Por exemplo, embora existam os mesmos cristais de hidroxiapatita em esmalte e dentina (razão estequiométrica diferente), ambos tiveram uma origem embrionária diferente e foram submetidos a um arranjo de tecido in natura para serem iguais e constituintes do mesmo órgão. Assim, é possível verificar que diferentes folhetos embrionários conseguiram propor uma espécie de “biomimetismo” do mesmo constituinte em tecidos com diferentes especificidades. A partir disto, a engenharia de tecidos propôs, com várias estratégias, tentar mediar a reconstituição e/ou biomimetismo destes tecidos por meios que sigam as vias de biomineralização, principalmente, a não-clássica. Para apoiar este conceito, esta revisão determinou a caracterização do complexo amelodentinário e evidenciou os mecanismos da biomimética do esmalte e da dentina. Alguns pesquisadores exploraram a via não clássica da biomineralização do esmalte combinando a indução da remineralização com análogos biomiméticos, principalmente, na estabilização da reação, e, portanto, do composto principal. Shao et al. (2019) [36] propuseram a regeneração in vitro do esmalte utilizando trietilamina (TEA) como estabilizador de clusters de fosfato de cálcio (álcool como solvente). Isso a fim de formar uma camada precursora de íons de fosfato de cálcio imitando a fase amorfa cristalina da biomineralização in natura, para induzir o crescimento de hidroxiapatita pura. Entretanto, Fang et al. (2021) [8] estruturaram um microambiente com uma matriz de proteínas de esmalte biomimético, sendo uma delas uma estrutura de amelogenina modificada rica em leucina (mLRAP) e outra biomimética não-amelogenina (NAA) análoga. Isso enquanto Elsharkawy et al. (2018) [6] fizeram uma biomineralização do esmalte mediada pela interação ordem-desordem da elastina recombinante (ELR) (estrutura hidrofóbica (VPGIG), um segmento com carga positiva (VPGKG) com o aminoácido lisina (K) para a ligação cruzada ELR), e assim conceberam uma matriz supramolecular (semelhante a uma molécula compreendendo regiões intrinsecamente desordenadas e domínios com carga negativa) associada a um análogo biometálico altamente ácido derivado de estaterina DDDEEKFLRRRRIGRFG (SNA15). Kwak et al. (2017) [21] elaboraram sobre a regeneração do esmalte, com base nos seus próprios estudos anteriores, utilizando uma combinação de pirofosfato inorgânico (PPi) e peptídeo amelogenina rico em leucina (LRAP) (um peptídeo alternativo não fosforado de 56 aminoácidos da amelogenina). O primeiro para controlar o início e a taxa de regeneração e o segundo para regular a forma e orientação dos cristais de hidroxiapatita. Em relação à dentina, a investigação centrou-se em encontrar análogos biomiméticos de proteínas não colagenosas, especialmente a DPP, para compreender os mecanismos e promover a biomineralização dentinária. Além disso, testaram a diferença do processo de remineralização da dentina integral e desmineralizada, e estabeleceram estratégias que poderiam promover a remineralização intrafibrilar das fibras das fibras colagenosas. Zhao et al. (2021) [45] conceberam a remineralização da dentina desmineralizada com ácido aspártico (Asp) (abundante em proteínas não colagenosas) e ácido poliacrílico (PAA) (estabilizador de Asp). Foi feita uma solução remineralizante com esses dois constituintes, explorando os mecanismos de regulação do Asp 214
- 215. CAPÍTULO 18. VIASDE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO: ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS promovendo a cinética de cristalização do fosfato de cálcio amorfo puro em hidroxiapatita. Além disso, o tempo de mineralização foi reduzido de 7 para 2 dias. Gulseren et al. (2019) [11] elaboraram um peptídeo que induz a biomineralização da dentina, isso a fim de biomimetizar a DPP da matriz dentinária. Esse é um sistema de nanofibras que interage com as enzimas e facilita a deposição apatita (também induzida pela adição de íons de cálcio). Essa DPP biomimética realiza uma automontagem a partir da desfosforilação por fosfatase alcalina (ALP) (uma enzima que participa na mineralização da matriz dentária e do osso). Assim, a matriz extracelular mineralizada foi gerada pelo processo de gelificação, no qual as propriedades do meio mediaram as reações químicas. Villarreal-Ramirez et al. (2017) [41], por outro lado, selecionaram o peptídeo Ace-SSDSSDSSDSSDSSD- NH2 (P5) e a sua forma fosforilada (denominada P5P) a partir da investigação de possíveis domínios de ligação (especificamente selecionados) de DPP em hidroxiapatita por meio de dinâmica molecular atomística. Verificaram que o P5 era capaz de inibir o crescimento de cristais de hidroxiapatita, enquanto que o P5P era capaz de estimular este crescimento, sugerindo assim que a fosforilação controla a mediação da biomineralização. Isto é apoiado uma vez que a fosforilação coordena a formação transitória da estrutura secundária e terciária dos peptídeos de DPP, que por sua vez induz o crescimento de hidroxiapatita em solução, e muito provavelmente também em tecidos mineralizados. Na mesma perspectiva, Chien et al. (2017) [3] descobriram que os danos dos tecidos ou a desmi- neralização utilizando ácidos polianiônicos em vez de NCP comprometiam o processo de remineralização, principalmente no que diz respeito às propriedades mecânicas. A partir disto, propuseram um pré-tratamento com peptídeos anfifílicos (polímeros semelhantes a peptídeos constituídos por glicinas N-substituídas que definiram sequências monoméricas) para melhorar a organização e biomineralização das fibras colagenosas, para além de induzir a remineralização funcional das lesões dentinárias in vitro. Isso para que os nanocristais apatita sejam coalescidos com o eixo c paralelo à periferia dos túbulos dentinários, e a recuperação dos tecidos seja mantida com uma elevada resistência mecânica. Contudo, embora haja esse sucesso de regeneração e/ou biomimética do esmalte e dentina, e em ambos os estudos, os tecidos remineralizados apresentaram morfologia e estabilidade semelhantes à camada de tecido natural. O grande problema continua a ser o tempo de reação para reproduzir isso in vivo em tempo clínico. Alguns destes métodos levam dias para que a reação de biomineralização tenha lugar. Além disso, a taxa de crescimento dos tecidos é ainda muito pequena. Além disso, alguns pesquisadores tentaram mediar a remineralização do complexo amelodentinário sozinhos usando bases de quitosanas. Isso para que o carboximetilquitosa peptídeo quimérico fosse capaz de estabilizar os grupos de fosfato de cálcio amorfo, formando assim os complexos carboximetilquitosa/fosfato de cálcio amorfo (CMC/ACP), bem como de ser processado em scaffolds por liofilização. Xiao et al. (2017) [42] elaboraram uma solução do nanocomplexo quimérico mediado pelo peptídeo de CMC/ACP. Esse peptídeo tem a função de orientar, organizar e ligar o ACP na superfície do esmalte desmineralizado, além disso, pode ser mantido por muito tempo sem precipitar. Desse modo, a partir da degradação do NaClO e da orientação dos peptídeos quiméricos, o nanoACP foi disposto e orientado antes de se transformar em cristais apatita, e pouco depois, quando foi transformado em hidroxiapatita, foi fortemente ligado à superfície do esmalte. Isso enquanto, Chen et al. (2015) [2] utilizavam os mesmos nanocomplexos CMC/ACP mas num 215
- 216. CAPÍTULO 18. VIASDE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO: ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS modelo de cárie profunda em dentina desmineralizada, contudo com uma base biomimética simulando o efeito estabilizador do DMP1 no ACP. Assim, a partir de scaffolds, as nanopartículas de ACP são libertadas dos nanocomplexos CMC/ACP dissolvidos, permeando as frilas colagenosas através das zonas de fenda, realizando a biomineralização intrafibrilar das fibras colagenosas. Considerando que Muşat et al. (2021) [25] associaram quitosana com agarose num hidrogel à base de biopolímero. Neste sentido, a partir deste biopolímero realizaram a remineralização biomimética da superfície do esmalte desmineralizado (condicionada a ácido) durante a imersão em saliva artificial, de 4 a 10 dias, com ou sem flúor (grupo de controle). Campodoni et al. (2020) [1] conceberam scaffolds híbridos semelhantes às características físico- químicas dos tecidos mineralizados naturais. Nesse sentido, tentaram promover a nucleação de nanocristais de hidroxiapatita de magnésio (MgHA) na matriz de gelatina (Gel) gerando flocos híbridos (Gel/MgHA) (proporção 20:80/tamanho 50-70 µm). O Gel/MgHA foi homogeneizado com uma mistura polimérica de quitosana e Gel para obter uma estrutura polimérica porosa 3D (MgHA 40:60), e depois caracterizado por uma estrutura porosa alinhada tal como obtida por um processo de liofilização controlado. De toda esta investigação experimental, pode-se ver que os cristais de esmalte e dentina recentemente formados estavam quase bem organizados e equipados com fortes propriedades mecânicas. 18.5 Conclusões Nesse trabalho, as estruturas histológicas e cristalográficas do esmalte e da dentina foram apresentadas em ligação com os mecanismos biomiméticos do complexo amelodentinário. Assim, tanto em relação à composição como em relação às propriedades mecânicas. Entre as vias de biomineralização, a não-clássica é ainda a estratégia mais eficiente, uma vez que considera que os tecidos dentários não possuem células ou a capacidade de promover a regeneração a nível celular. No entanto, mesmo com todos esses resultados da engenharia de tecidos, é ainda necessário mais investigações, uma vez que a quantidade de tecido que pode ser remineralizada é ainda muito limitada. Além disso, o tempo necessário para promover esta biomineralização está longe de ser reprodutível no tempo de aplicação clínica. Referências [1] Elisabetta Campodoni et al. “Mimicking natural microenvironments: design of 3D-aligned hybrid scaffold for dentin regeneration”. Em: Fronti- ers in bioengineering and biotechnology 8 (2020), p. 836. [2] Zhen Chen et al. “Biomimetic remineraliza- tion of demineralized dentine using scaffold of CMC/ACP nanocomplexes in an in vitro tooth model of deep caries”. Em: PloS one 10.1 (2015), e0116553. [3] Yung-Ching Chien et al. “Using biomimetic poly- mers in place of noncollagenous proteins to achi- eve functional remineralization of dentin tissues”. Em: ACS biomaterials science & engineering 3.12 (2017), pp. 3469–3479. [4] Sidney R Cohen et al. “AFM investigation of mechanical properties of dentin”. Em: Israel Journal of Chemistry 48.2 (2008), pp. 65–72. [5] Sergey V Dorozhkin e Matthias Epple. “Biologi- cal and medical significance of calcium phospha- tes”. Em: Angewandte Chemie International Edi- tion 41.17 (2002), pp. 3130–3146. 216
- 217. CAPÍTULO 18. VIASDE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO: ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS [6] Sherif Elsharkawy et al. “Protein disorder–order interplay to guide the growth of hierarchical mineralized structures”. Em: Nature communi- cations 9.1 (2018), pp. 1–12. [7] Yuwei Fan, Zhi Sun e Janet Moradian-Oldak. “Controlled remineralization of enamel in the presence of amelogenin and fluoride”. Em: Bio- materials 30.4 (2009), pp. 478–483. [8] Zehui Fang et al. “Enamel-like tissue regenera- tion by using biomimetic enamel matrix pro- teins”. Em: International Journal of Biological Macromolecules 183 (2021), pp. 2131–2141. [9] Laurie B Gower. “Biomimetic model systems for investigating the amorphous precursor pathway and its role in biomineralization”. Em: Chemical reviews 108.11 (2008), pp. 4551–4627. [10] Yael Gruenbaum-Cohen et al. “Amelogenin in cranio-facial development: the tooth as a model to study the role of amelogenin during embryo- genesis”. Em: Journal of Experimental Zoology Part B: Molecular and Developmental Evolution 312.5 (2009), pp. 445–457. [11] Gulcihan Gulseren et al. “Dentin phosphopro- tein mimetic peptide nanofibers promote biomi- neralization”. Em: Macromolecular bioscience 19.1 (2019), p. 1800080. [12] S Habelitz et al. “Mechanical properties of hu- man dental enamel on the nanometre scale”. Em: Archives of Oral Biology 46.2 (2001), pp. 173– 183. [13] Bing He et al. “Measurement of hydroxyapa- tite density and Knoop hardness in sound hu- man enamel and a correlational analysis between them”. Em: Archives of oral biology 55.2 (2010), pp. 134–141. [14] Libang He et al. “Biomineralization of dentin”. Em: Journal of Structural Biology 207.2 (2019), pp. 115–122. [15] RA Hernández-Vázquez et al. “Mechanobiologi- cal analysis of molar teeth with carious lesions through the finite element method”. Em: Applied Bionics and Biomechanics 2018 (2018). [16] Juliana Ivancik et al. “Contributions of aging to the fatigue crack growth resistance of hu- man dentin”. Em: Acta biomaterialia 8.7 (2012), pp. 2737–2746. [17] Yeau-Ren Jeng et al. “Human enamel rod pre- sents anisotropic nanotribological properties”. Em: Journal of the mechanical behavior of bio- medical materials 4.4 (2011), pp. 515–522. [18] Eduardo Katchburian e Victor Elias Arana Cha- vez. “Histologia e embriologia oral: texto, atlas, correlações clınicas”. Em: (2014). [19] Abraham L Kierszenbaum. Histologia e biolo- gia celular: uma introdução à patologia. Elsevier, 2008. [20] Yi-Yeoun Kim, Elliot P Douglas e Laurie B Gower. “Patterning inorganic (CaCO3) thin films via a polymer-induced liquid-precursor pro- cess”. Em: Langmuir 23.9 (2007), pp. 4862–4870. [21] SY Kwak et al. “Biomimetic enamel regenera- tion mediated by leucine-rich amelogenin pep- tide”. Em: Journal of dental research 96.5 (2017), pp. 524–530. [22] Rodrigo S Lacruz et al. “Dental enamel forma- tion and implications for oral health and di- sease”. Em: Physiological reviews 97.3 (2017), pp. 939–993. [23] Gitirana LB. “Coleção Conhecendo”. Em: His- tologia dos tecidos. 1ª. ed. Rio de Janeiro: PU- BLIT Soluções Editoriais 1 (2013). [24] Janet Moradian-Oldak. “Protein-mediated enamel mineralization”. Em: Frontiers in Bioscience-Landmark 17.6 (2012), pp. 1996– 2023. 217
- 218. CAPÍTULO 18. VIASDE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO: ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS [25] Viorica Muşat et al. “A Chitosan–Agarose Polysaccharide-Based Hydrogel for Biomimetic Remineralization of Dental Enamel”. Em: Bio- molecules 11.8 (2021), p. 1137. [26] A Nanci. “Enamel: composition, formation, and structure”. Em: Ten Cate’s oral histology deve- lopment, structure, and function (2008), pp. 141– 190. [27] Li-na Niu et al. “Biomimetic remineralization of dentin”. Em: Dental materials 30.1 (2014), pp. 77–96. [28] F Nudelman, AJ Lausch e NAJM Sommerdijk. “y Sone, ED (2013)”. Em: vitro models of col- lagen biomineralization. Journal of Structural Biology 183.2 (), pp. 258–269. [29] ML Paine e ML Snead. “Tooth developmental biology: Disruptions to enamel-matrix assem- bly and its impact on biomineralization”. Em: Orthodontics & craniofacial research 8.4 (2005), pp. 239–251. [30] Shishir Pandya et al. “New approach to waste- heat energy harvesting: pyroelectric energy con- version”. Em: NPG Asia Materials 11.1 (2019), pp. 1–5. [31] Saejin Park et al. “Mechanical properties of hu- man enamel as a function of age and location in the tooth”. Em: Journal of Materials Science: Materials in Medicine 19.6 (2008), pp. 2317– 2324. [32] Wojciech PAWLINA. “Ross Histologia Texto e Atlas–Correlações com Biologia Celular e Mole- cular”. Em: ______. Olho 7 (2021), pp. 1367– 1416. [33] Monica Prasad, William T Butler e Chunlin Qin. “Dentin sialophosphoprotein in biominera- lization”. Em: Connective tissue research 51.5 (2010), pp. 404–417. [34] Carlos Rodriguez-Navarro et al. “Nonclassical crystallization in vivo et in vitro (II): Nanogra- nular features in biomimetic minerals disclose a general colloid-mediated crystal growth mecha- nism”. Em: Journal of structural biology 196.2 (2016), pp. 260–287. [35] Lídia Ágata de Sena. “Produção e caracterização de Compósitos Hidroxiapatita-Colágeno para Aplicações Biomé-dicas.” Engenharia Metalúr- gica e de Materiais, 2004) Tese. Rio de Janeiro: COPPE/UFRJ - Universidade Federal do Rio de Janeiro, dez. de 2004, p. 95. [36] Changyu Shao et al. “Repair of tooth enamel by a biomimetic mineralization frontier ensu- ring epitaxial growth”. Em: Science advances 5.8 (2019), eaaw9569. [37] Tatiane Ferreira da Silva e Ana Lúcia Barretto Penna. “Colágeno: Caracterısticas quımicas e propriedades funcionais”. Em: Revista do Insti- tuto Adolfo Lutz (2012), pp. 530–539. [38] Anna Sorushanova et al. “The collagen supra- family: from biosynthesis to advanced biomate- rial development”. Em: Advanced materials 31.1 (2019), p. 1801651. [39] Shigeki Suzuki et al. “Dentin sialophosphopro- tein and dentin matrix protein-1: Two highly phosphorylated proteins in mineralized tis- sues”. Em: Archives of oral biology 57.9 (2012), pp. 1165–1175. [40] Taili T Thula et al. “Mimicking the nanostruc- ture of bone: comparison of polymeric process- directing agents”. Em: Polymers 3.1 (2010), pp. 10–35. [41] Eduardo Villarreal-Ramirez et al. “Phosphoryla- tion regulates the secondary structure and func- tion of dentin phosphoprotein peptides”. Em: Bone 95 (2017), pp. 65–75. [42] Zuohui Xiao et al. “Rapid biomimetic reminerali- zation of the demineralized enamel surface using nano-particles of amorphous calcium phosphate 218
- 219. CAPÍTULO 18. VIASDE BIOMINERALIZAÇÃO DO COMPLEXO AMELODENTINÁRIO: ESTRATÉGIAS E PERSPECTIVAS DA ENGENHARIA DE TECIDOS guided by chimaeric peptides”. Em: Dental Ma- terials 33.11 (2017), pp. 1217–1228. [43] J Xue et al. “X-ray microdiffraction, TEM cha- racterization and texture analysis of human den- tin and enamel”. Em: Journal of microscopy 251.2 (2013), pp. 144–153. [44] Ya-Rong Zhang et al. “Review of research on the mechanical properties of the human tooth”. Em: International journal of oral science 6.2 (2014), pp. 61–69. [45] Luyi Zhao et al. “Effect of aspartic acid on the crystallization kinetics of ACP and dentin re- mineralization”. Em: Journal of the mechani- cal behavior of biomedical materials 115 (2021), p. 104226. [46] Genxing Zhu et al. “Evolution from classical to non-classical aggregation-based crystal growth of calcite by organic additive control”. Em: Lang- muir 32.35 (2016), pp. 8999–9004. [47] Daniel Ziskind et al. “Young’s modulus of peri- tubular and intertubular human dentin by nano- indentation tests”. Em: Journal of structural biology 174.1 (2011), pp. 23–30. 219
- 220. 19 ESTUDO DAINCORPORAÇÃO DE MARAVILHA CURATIVA EM MATRIZES DE POLICAPROLAC- TONA E QUITOSANA Raquel de Souza Ribeiro1 , UFRRJ2 , ORCID 0000-0003-2178-2868; Talita Goulart da Silva, UFRRJ2 , ORCID 0000-0001-8170-5528; Luciara da Silva, UFRRJ2 , ORCID 0000-0002-3882-7471; Ester Costa de Almeida, UFRRJ2 , ORCID 0000-0002-2446-1173; Roberta Helena Mendonça, UFRRJ2 , ORCID 0000-0003-1034-7027. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598420 Como citar RIBEIRO, R. de S.; da SILVA, T. G.; da SILVA, L.; de ALMEIDA, E. C.; MENDONÇA, R. H. ESTUDO DA INCORPORAÇÃO DE MARAVILHA CURATIVA EM MATRIZES DE POLICAPROLACTONA E QUITOSANA. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 219-229. Tópicos 19.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 221 19.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 222 19.2.1 Preparo das amostras de PCL e Quitosana . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 222 19.2.2 Variação de massa das matrizes em Maravilha Curativa . . . . . . . . . . . . . . . 223 19.2.2.1 Variação de massa das matrizes sob temperatura ambiente em Maravilha Curativa . . 223 19.2.2.2 Variação de massa das matrizes a quente em Maravilha Curativa . . . . . . . . . . . . 224 19.2.3 Espectrometria de infravermelho com transformada de Fourier (FTIR) . . . . . 224 19.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 224 19.3.1 Produção das matrizes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 224 19.3.2 Estudo da variação de massa das amostras . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 225 19.3.2.1 Variação de massa das matrizes sob temperatura ambiente em Maravilha Curativa . . 225 19.3.2.2 Variação de massa das matrizes a quente em Maravilha Curativa . . . . . . . . . . . . 226 19.3.3 Espectrometria de infravermelho com Transformada de Fourier (FTIR) . . . . . 227 1 Email:raquel.rib@outlook.com 2 Universidade Federal Rural do Rio de Janeiro
- 221. CAPÍTULO 19. ESTUDODA INCORPORAÇÃO DE MARAVILHA CURATIVA EM MATRIZES DE POLICAPROLACTONA E QUITOSANA 19.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 228 19.4.1 Produção das matrizes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 228 19.4.2 Estudo da variação de massa das amostras . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 228 19.4.2.1 Variação de massa das matrizes sob temperatura ambiente em Maravilha Curativa . . 228 19.4.2.2 Variação de massa das matrizes a quente em Maravilha Curativa . . . . . . . . . . . . 228 19.4.3 Espectrometria de infravermelho com Transformada de Fourier (FTIR) . . . . . 228 19.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 229 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 229 RESUMO A Engenharia Tecidual é um campo de inovação promissor, o qual busca novas alternativas para o tratamento de tecidos danificados por doença, lesão ou trauma. Este trabalho tem por objetivo produzir matrizes de Policaprolactona (PCL) e Quitosana, em diferentes proporções mássicas, e analisar a incorporação do fármaco Maravilha Curativa do DrHumphrey’s, sob diferentes temperaturas. Assim, a pesquisa visa, além de potencializar a absorção de fármaco das matrizes, ser o estudo inicial da criação de um biopolímero biocompatível capaz de absorver e liberar fármacos para uso futuro no âmbito da Engenharia de Tecidos Ósseos. Neste ensaio, as matrizes produzidas, através de metodologia própria, foram imersas no fármaco citado sob temperatura ambiente e a 50 °C, e as análises realizadas foram Variação de Massa e Espectroscopia na Região do Infravermelho por Transformada de Fourier (FTIR). Os resultados mostram que as amostras com maior porcentagem de quitosona tendem a melhor incorporarem o fármaco. No entanto, a metodologia adotada para confecção das matrizes não garantiu as proporções mássicas estipuladas inicialmente. Além disso, é possível observar que o carreamento a quente fora mais bem sucedido do que o feito sob temperatura ambiente, aumentando a capacidade de absorção das amostras testadas, apesar de não demonstrarem grandes variações. Palavras-chave: engenharia de tecidos, biopolímero, incorporação de fármacos. 19.1 Introdução A Engenharia Tecidual é uma inovação confiável, a qual combate lesões teciduais ao mesmo tempo que reproduz o microambiente fisiológico. Ao revolucionar a medicina tradicional, a Engenharia de Tecidos possui atualmente pesquisas relacionadas a construção de transportadores para liberação de fármacos, acompanhamento de doenças e até substituição de órgãos [10, 15]. No âmbito da liberação de fármacos, já fora comprovado que dois fatores são importantes para a melhor entrega de medicamentos: a liberação controlada e a eficiência da segmentação. Ambos podem ser alcançados com a escolha do material transportador. Esta decisão é a melhor forma para minimizar efeitos colaterais e garantir uma alta concentração do fármaco na área a ser tratada [4, 7]. A quitosana é um polímero natural excelente para este tipo de aplicação. Este material além de possuir alta biocompatibilidade e biodegradabilidade, apresenta naturalmente boa adesão mucosa. Ademais, dispõe de grupos funcionais que facilitam modificações químicas, detém atividade antibacteriana, apresenta 221
- 222. CAPÍTULO 19. ESTUDODA INCORPORAÇÃO DE MARAVILHA CURATIVA EM MATRIZES DE POLICAPROLACTONA E QUITOSANA capacidade de absorção e ação antioxidante. No entanto, este polímero demonstra baixa solubilidade em PH neutro ou alcalino [1, 3, 7]. O polímero sintético policaprolactona, PCL, é amplamente utilizado na área biomédica, incluindo sistemas de liberação de fármacos. Isto se deve a sua compatibilidade com uma grande variedade de ingredientes farmacêuticos. Além disso, o poliéster possui degradação lenta, a facilidade de fabricação, baixo custo e fácil manipulação pela sua baixa temperatura de melting (Tm) [4, 16]. A mistura destes dois polímeros pode ser observada em trabalhos como os de Deng, Gould, Ali (2021) [4]; Johari, et al. (2021) [7] e Soares (2022) [12]. Segundo Johari (2021) [7], esta combinação pode ser feita de forma mecânica ou química, ao ligar os grupos funcionais dos dois polímeros. O presente trabalho, através de metodologia própria, irá aquecer o PCL em solução de quitosana para que facilite a junção mecânica dos mesmos. A Hamamelis Virginiana conhecida como “Witch Hazel” é uma pequena árvore da família Hamameli- daceae, originada na América do Norte. Na sua casca e folha estão presentes os taninos hamamelitaninos e proantatocianidinas, juntamente com alguns polifenóis e ácido gálico. Ambos, casca e folhas, são utilizados para a obtenção do extrato e do destilado desta planta que possui propriedades antioxidante e anti-inflamatória. Por este motivo, as aplicações desta planta medicinal abrangem desde o tratamento de distúrbios gastrointestinais, hemorroidas e doenças de pele (queimaduras leves, acnes e inflamações) até a indústria de cosméticos, estando presentes em loções, cremes e tônicos capilares [11, 2]. Este trabalho tem por objetivos produzir matrizes de PCL e quitosana através de uma nova me- todologia, realizar o estudo da incorporação do fármaco Maravilha Curativa (Hamamelis Virginiana), sob temperaturas diferentes, e compreender a influência da proporção mássica e da temperatura na capacidade de absorção das amostras. É um estudo que almeja ser a pesquisa inicial para o desenvolvimento de um biopolímero biocompatível a ser utilizado na Engenharia Tecidual. Cabe pontuar por fim que este ensaio fora realizado em paralelo com o trabalho descrito no artigo publicado de Ribeiro et al. (2022) [13]. 19.2 Materiais e métodos 19.2.1 Preparo das amostras de PCL e Quitosana No preparo das matrizes foram utilizadas PCL em esferas, (Capa 6500, com peso molecular médio 50,000g/mol), e Quitosana em pó, de baixo peso molecular. A pesagem dos materiais fora realizada fazendo uso de vidro relógio e de balança analítica. Além disso, os filmes foram produzidos de acordo com as proporções mássicas da Tabela 12, visando analisar a capacidade da quitosana de aprimorar a capacidade de absorção dos materiais formados. A Figura 19.1 descreve o processo desenvolvido e empregado neste trabalho. Todas as amostras foram realizadas em triplicatas. Vale ressaltar que o tempo de aquecimento foi o suficiente para alcançar a temperatura de amolecimento do PCL, deixando o material no ponto de “melting”. Além disso, no preparo das amostras de PCL puro 222
- 223. CAPÍTULO 19. ESTUDODA INCORPORAÇÃO DE MARAVILHA CURATIVA EM MATRIZES DE POLICAPROLACTONA E QUITOSANA utilizou-se o mesmo método sem o acréscimo da Quitosana na solução de água destilada. Tabela 12 – Proporções massa/massa e massas de Quitosana e PCL. Amostras Quitosana (%) PCL (%) Massas de PCL (g) Massas de Quitosana (g) 1 - 100 1,06 0 2 25 75 1,06 0,35 3 40 60 1,06 0,71 4 50 50 1,06 1,06 Figura 19.1 – Processo de Preparo das Amostras PCL/Quitosana. 19.2.2 Variação de massa das matrizes em Maravilha Curativa Neste trabalho, utilizou-se o medicamento Maravilha Curativa do Dr. Humphrey’s, forma a qual a Hamamelis Virginiana é comercializada, produzido pela empresa Pinus Farma. A composição do medicamento consiste no extrato alcoólico da planta. Para a análise da capacidade de absorção do fármaco citado, utilizou-se o método da análise da variação de massa (VM), Equação 19.1. Na determinação da VM, é necessário medir-se a massa inicial (Vo) e a massa final (Vf ) ao final do tempo pré-determinado para o experimento. V M(%) = Mf − Mo Mo X100 (19.1) Ademais, este estudo sucedeu sob temperaturas diferentes, um sob temperatura ambiente e outro sob temperaturas mais altas. Em ambos os experimentos, as matrizes foram colocadas em béqueres separados de 10 mL, identificados e submersos em 1 mL de Maravilha Curativa, medida com uma pipeta volumétrica de 1mL. 19.2.2.1 Variação de massa das matrizes sob temperatura ambiente em Maravilha Curativa No ensaio, observou-se a VM das matrizes imersas em Maravilha Curativa, medindo-se a variação da massa (Mf ) relativa à sua massa inicial (Mo) em intervalos de 15 minutos na primeira hora e depois em intervalos de 30 minutos pelas 8 horas seguintes, ou até que a massa se estabiliza-se, ou seja, deixava-se de variar. 223
- 224. CAPÍTULO 19. ESTUDODA INCORPORAÇÃO DE MARAVILHA CURATIVA EM MATRIZES DE POLICAPROLACTONA E QUITOSANA Para medição da Mf nos intervalos, manuseava-se a matriz com o auxílio da pinça, secava-se o filme em papel toalha por 3 segundos de cada lado e depositava-a sobre uma placa de petri já na balança analítica tarada, para coletar o peso real da amostra. 19.2.2.2 Variação de massa das matrizes a quente em Maravilha Curativa Dentro de uma vidraria maior, posicionada em cima da manta aquecedora, colocou-se os béqueres com as amostras em solução para realizar o experimento em banho-maria. Na Figura 19.2, é possível verificar a metodologia utilizada. Figura 19.2 – Processo de incorporação a quente das Amostras PCL/Quitosana. 19.2.3 Espectrometria de infravermelho com transformada de Fourier (FTIR) O equipamento Espectrometria de Infravermelho com Transformada de Fourier (Nicolet, modelo 6700 - IQ/DQI/UFRJ), fora utilizado para as análises de interações entre PCL e quitosana. 19.3 Resultados 19.3.1 Produção das matrizes O procedimento ocorreu como descrito na Figura 19.1. Durante o processo, mais especificamente no aquecimento do PCL em solução de quitosana, foi possível visualizar claramente quando o PCL alcançou a sua temperatura de “melting” por conta da sua coloração. Uma vez que na temperatura ambiente o material citado apresenta tonalidade branca opaca e após a etapa se torna transparente, como mostra na Figura 19.3. Além disso, as matrizes produzidas exibem diferença de cor. O filme preparado na solução mais concentrada de quitosana possui tom mais amarelado comparado com as outras amostras, como apresenta a Figura 19.4. 224
- 225. CAPÍTULO 19. ESTUDODA INCORPORAÇÃO DE MARAVILHA CURATIVA EM MATRIZES DE POLICAPROLACTONA E QUITOSANA Figura 19.3 – PCL sólido em solução com quitosana (a) antes do aquecimento; (b,c) após aquecimento por micro-ondas. Figura 19.4 – Amostras de PCL/Quitosana em proporções mássicas diferentes. (a) PCL puro;(b) 50% PCL/50% de Quitosana (c) 60% PCL/40% de Quitosana; (d) 75% PCL/25% de Quitosana. 19.3.2 Estudo da variação de massa das amostras Para a execução deste estudo, os dados dos pesos das matrizes, após carreamento, foram plotados na ferramenta de gráficos e análises, OriginProTrial 2019. 19.3.2.1 Variação de massa das matrizes sob temperatura ambiente em Maravilha Curativa A Figura 19.5 mostra os resultados obtidos para o fármaco Maravilha Curativa sob temperatura ambiente, após as medidas realizadas e o cálculo da Equação 19.1. Nela, é importante destacar o número pequeno de pontos; isto se deve as duas horas decorridas de experimento. Portanto, não é possível afirmar que ocorreu a estabilização da variação de massa. Cabe relembrar que neste procedimento as amostras imersas em 225
- 226. CAPÍTULO 19. ESTUDODA INCORPORAÇÃO DE MARAVILHA CURATIVA EM MATRIZES DE POLICAPROLACTONA E QUITOSANA Maravilha Curativa foram medidas na primeira hora em um intervalo de 15 minutos e na segunda hora, de 30 em 30 minutos. Figura 19.5 – Variação de Massa em Maravilha Curativa à temperatura ambiente. 19.3.2.2 Variação de massa das matrizes a quente em Maravilha Curativa A incorporação a quente ocorreu de acordo com o processo descrito na Figura 19.2 e os resultados foram obtidos com base na Equação 19.1. A pesagem sucedeu antes e após o procedimento, porque durante ele as amostras amoleciam, tornando difícil a pesagem sem danificar as mesmas. Vale destacar que durante o processo o tempo necessário para que a temperatura interna alcançasse 50 °C foi de 40 minutos. Visando manter esta temperatura constante, diminui-se a temperatura da manta aquecedora de 150 °C para 130 °C. Após 50 minutos de experimento, pode-se observar o borbulhamento do fármaco. Além disso, após o processo de inchamento a quente, no fundo dos béqueres fora possível visualizar uma deposição de quitosana, levantando a possibilidade de o material ter se desprendido da matriz. Para mais, na questão do estudo de Variação de Massa, sem a realização da cinética, a Figura 19.6 mostra os resultados obtidos com essa abordagem. 226
- 227. CAPÍTULO 19. ESTUDODA INCORPORAÇÃO DE MARAVILHA CURATIVA EM MATRIZES DE POLICAPROLACTONA E QUITOSANA Figura 19.6 – Variação de Massa a quente em Maravilha Curativa. 19.3.3 Espectrometria de infravermelho com Transformada de Fourier (FTIR) Nesta pesquisa, realizou-se análises de FTIR para observar possíveis interações do PCL com a quitosana, antes da incorporação do fármaco. A Figura 19.7 apresenta os resultados obtidos na análise, feitos na ferramenta SpectraGryph 1.2. Figura 19.7 – FTIR das amostras produzidas de PCL puro e PCL/Quitosana. 227
- 228. CAPÍTULO 19. ESTUDODA INCORPORAÇÃO DE MARAVILHA CURATIVA EM MATRIZES DE POLICAPROLACTONA E QUITOSANA 19.4 Análise e discussão 19.4.1 Produção das matrizes Apesar da diferença de coloração entre as matrizes observada na Figura 19.4, o aumento da presença de quitosana no filme, na Figura 19.3, deve-se a proporção de quitosana na solução, da cor amarelo, a qual mesmo depois do estágio de modelagem da “massa” continuou presente no béquer. Isto significa que as proporções mássicas previamente estipuladas não puderam ser garantidas. 19.4.2 Estudo da variação de massa das amostras 19.4.2.1 Variação de massa das matrizes sob temperatura ambiente em Maravilha Curativa Como mostrado na Figura 19.5, é possível pontuar que dentre os resultados, a maior VM (%) foi obtida na amostra com proporção 50/50 de PCL/Quitosana e a VM (%) decresce conforme a porcentagem de quitosana na matriz diminui, até que o menor resultado fora do filme de PCL puro, reforçando a hipótese da influência da quitosana neste processo. 19.4.2.2 Variação de massa das matrizes a quente em Maravilha Curativa A partir da análise da Figura 19.6, cabe ressaltar que em comparação com o processo a temperatura ambiente, não há grandes variações na VM(%), como podia ser esperado. Entretanto, ainda assim, alcançou-se melhores resultados e de inchamento, com exceção da matriz de PCL puro. 19.4.3 Espectrometria de infravermelho com Transformada de Fourier (FTIR) A Tabela 13 [9, 8] mostra as vibrações características da quitosana. Tabela 13 – Bandas no FTIR para a Quitosana. Bandas (cm-1 ) Atribuição 1024, 1064 e 1150 Deformação axial do C–O da ligação éter 1380 Deformação angular simétrica do CH3 1412 Deformação angular –CH2 1599 Deformação angular N–H da amida II 1640 Deformação axial de C=O (amida I) 2871 e 2931 Deformação axial de C–H do CH2 e CH3 3312 Deformação axial de 0–H e N–H Na Figura 19.7, pode-se averiguar que entre 3000 cm-1 e 3600 cm-1 , onde se observaria uma mudança em função da presença do grupo –NH da quitosana, visto em alguns casos na literatura [17], não ocorreu. Tal como a deformação axial de C=O do grupo amida, observada entre 1600 cm-1 e 1650 cm-1 , também referente a quitosana, não apresentou novas quedas, como observado em outro estudo [14]. Estes fatos, também podem ser observados em algumas pesquisas [6, 5, 18], comprovando a capacidade do PCL de encapsular a quitosana, impedindo verificar a interação dos dois polímeros em análises de FTIR. 228
- 229. CAPÍTULO 19. ESTUDODA INCORPORAÇÃO DE MARAVILHA CURATIVA EM MATRIZES DE POLICAPROLACTONA E QUITOSANA 19.5 Conclusões No estudo, foi possível observar que a metodologia empregada para a confecção das matrizes, infelizmente não garantiu as proporções mássicas estipuladas. Além disso, na análise de FTIR, não foi possível observar as interações entre os dois polímeros utilizados, PCL e Quitosana. Por fim, a incorporação do fármaco fora bem-sucedida e através do estudo da variação de massa, foi possível comprovar que o inchamento a quente potencializa a capacidade de absorção das matrizes produzidas, obtendo melhores resultados comparados a incorporação sob temperatura ambiente realizada. Cabe também pontuar que resultados ainda melhores, com maiores variações de massa em ambas temperaturas, foram obtidos em Ribeiro, et al. (2022) [13], no qual utilizou-se o fármaco Tintura de Arnica. Agradecimentos O presente trabalho foi realizado com apoio da Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior - Brasil (CAPES) - Código de Financiamento 001 e da Rede NanoSaúde. Referências [1] Saad M Ahsan et al. “Chitosan as biomaterial in drug delivery and tissue engineering”. Em: In- ternational journal of biological macromolecules 110 (2018), pp. 97–109. [2] Renata Dawid-Pać. “Medicinal plants used in treatment of inflammatory skin diseases”. Em: Advances in Dermatology and Allergo- logy/Postępy Dermatologii i Alergologii 30.3 (2013), pp. 170–177. [3] S Deepthi et al. “An overview of chitin or chito- san/nano ceramic composite scaffolds for bone tissue engineering”. Em: International journal of biological macromolecules 93 (2016), pp. 1338– 1353. [4] Xiaoxuan Deng, Maree Gould e M Azam Ali. “Fabrication and characterisation of melt- extruded chitosan/keratin/PCL/PEG drug- eluting sutures designed for wound healing”. Em: Materials Science and Engineering: C 120 (2021), p. 111696. [5] Kajal Ghosal, Dipanwita Ghosh e Sanjoy Kumar Das. “Preparation and evaluation of naringin- loaded polycaprolactone microspheres based oral suspension using Box-Behnken design”. Em: Journal of Molecular Liquids 256 (2018), pp. 49– 57. [6] Talita Goulart da Silva et al. “Polycaprolac- tone/alendronate systems intended for produc- tion of biomaterials”. Em: Journal of Applied Polymer Science 138.28 (2021), p. 50678. [7] MA Johari et al. “Comparison Study Between Encapsulation of Acalypha indica Linn Extracts with Chitosan-PCL and Chitosan-OA”. Em: IOP Conference Series: Materials Science and Engineering. Vol. 1192. 1. IOP Publishing. 2021, p. 012007. [8] Gwen Lawrie et al. “Interactions between al- ginate and chitosan biopolymers characterized using FTIR and XPS”. Em: Biomacromolecules 8.8 (2007), pp. 2533–2541. [9] Maria do Socorro Pereira de Lima. “Preparo e caracterização de membranas de quitosana modi- ficadas com poli (ácido acrılico)”. Diss. de mestr. Universidade Federal do Rio Grande do Norte, 2006. 229
- 230. CAPÍTULO 19. ESTUDODA INCORPORAÇÃO DE MARAVILHA CURATIVA EM MATRIZES DE POLICAPROLACTONA E QUITOSANA [10] Maryam Rahmati et al. “Electrospinning for tis- sue engineering applications”. Em: Progress in Materials Science 117 (2021), p. 100721. [11] Akbar Rostami-Vartooni, Mahmoud Nasrollah- zadeh e Mohammad Alizadeh. “Green synthesis of perlite supported silver nanoparticles using Hamamelis virginiana leaf extract and investiga- tion of its catalytic activity for the reduction of 4-nitrophenol and Congo red”. Em: Journal of Alloys and compounds 680 (2016), pp. 309–314. [12] Íris Soares et al. “Drug Delivery from PCL/Chitosan Multilayer Coatings for Metal- lic Implants”. Em: ACS omega 7.27 (2022), pp. 23096–23106. [13] Raquel de Souza Ribeiro et al. “Effect of tem- perature on the incorporation of Arnica tinc- ture (Arnica Montana) in Polycaprolactone and Chitosan matrices: Efeito da temperatura na incorporação da tintura de Arnica (Arnica Mon- tana) nas matrizes de Polycaprolactona e Quito- sana”. Em: STUDIES IN ENGINEERING AND EXACT SCIENCES 3.3 (2022), pp. 423–438. [14] Zhaodong Wang et al. “A novel and sim- ple procedure to synthesize chitosan-graft- polycaprolactone in an ionic liquid”. Em: Car- bohydrate polymers 94.1 (2013), pp. 505–510. [15] Holly Wobma e Gordana Vunjak-Novakovic. “Tissue Engineering and Regenerative Medicine 2015: A Year in Review”. Em: Tissue Engi- neering Part B: Reviews 22.2 (2016). PMID: 26714410, pp. 101–113. doi: 10 . 1089 / ten . teb.2015.0535. eprint: https://doi.org/ 10.1089/ten.teb.2015.0535. url: https: //doi.org/10.1089/ten.teb.2015.0535. [16] Maria Ann Woodruff e Dietmar Werner Hut- macher. “The return of a forgotten poly- mer—Polycaprolactone in the 21st century”. Em: Progress in polymer science 35.10 (2010), pp. 1217–1256. [17] Chin-San Wu. “A comparison of the structure, thermal properties, and biodegradability of poly- caprolactone/chitosan and acrylic acid grafted polycaprolactone/chitosan”. Em: Polymer 46.1 (2005), pp. 147–155. [18] Micheli Zanetti et al. “Encapsulation of geranyl cinnamate in polycaprolactone nanoparticles”. Em: Materials Science and Engineering: C 97 (2019), pp. 198–207. 230
- 231. 20 AVALIAÇÃO INVIVO DA MEMBRANA DE POLI (ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO GLICÓLICO) (PLGA) ASSOCIADA AO FOSFATO DE CÁLCIO NO POTEN- CIAL INFLAMATÓRIO: ESTUDO MORFOLÓGICO E HISTOMORFOMÉTRICO Rafael Coutinho Carrijo1 , SLMandic2 , ORCID 0000-0001-7331-018X; Joviniano M. O. Júnior, SLMandic2 , ORCID 0000-0002-6516-1038; Pedro G. Montagner, SLMandic2 , ORCID 0000-0002-7836-7131; Elizabeth F. Martinez, SLMandic2 , ORCID 0000-0002-4991-1185. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598450 Como citar CARRIJO, R. C.; JUNIOR, J. M. O.; MONTAGNER, P. G.; MARTINEZ, E. F. AVALIAÇÃO IN VIVO DA MEMBRANA DE POLI (ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO GLICÓLICO) (PLGA) ASSOCIADA AO FOSFATO DE CÁLCIO NO POTENCIAL INFLAMATÓRIO: ESTUDO MORFOLÓGICO E HISTOMORFOMÉTRICO. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 230-240. Tópicos 20.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 232 20.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 234 20.2.1 Apreciação ética . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 234 20.2.2 Grupos amostrais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 234 20.2.3 Avaliação morfológica (microscopia eletrônica de varredura) das membranas . . 234 20.2.4 Avaliação do pH em solução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 234 20.2.5 Procedimentos cirúrgicos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 235 20.2.6 Processamento histológico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 235 20.2.7 Análise estatística . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 236 1 Email:corcrj@gmail.com 2 Universidades São Leopoldo Mandic
- 232. CAPÍTULO 20. AVALIAÇÃOIN VIVO DA MEMBRANA DE POLI (ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO GLICÓLICO) (PLGA) ASSOCIADA AO FOSFATO DE CÁLCIO NO POTENCIAL INFLAMATÓRIO: ESTUDO MORFOLÓGICO E HISTOMORFOMÉTRICO 20.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 236 20.3.1 Caracterização morfológica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 236 20.3.2 Avaliação do pH em solução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 236 20.3.3 Análises histológicas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 238 20.4 Discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 239 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 240 RESUMO O objetivo do presente estudo foi avaliar as características morfológicas e a influência no potencial de indução de inflamação de uma membrana sintética de poli ácido lático-co-ácido glicólico (PLGA) incorporada com o fosfato de cálcio DuoSynth® (FGM) comparado-a à uma membrana de colágeno Bio-Gide® (Geistlich Biomaterials, Suíça), em defeitos críticos em calvárias de ratos. Foram utilizados 32 ratos machos da espécie Rattus Norvegicus Albinus da linhagem Wistar, com idade média de 3 meses, estes divididos em grupos teste (PLGA e fosfato de cálcio, n=16) e controle (Bio-Gide®, n=16), sendo realizados defeitos críticos com 6,0 mm de diâmetro nas calvárias. Após 7, 30, 60 e 90 dias das cirurgias, os animais foram eutanasiados e os espécimes processados para as análises histológicas e histomorfométricas para mensuração do infiltrado inflamatório na área do defeito. Além disso, foram avaliadas as características morfológicas da superfície das membranas por meio de Microscopia Eletrônica de Varredura (MEV) e pH, da dissolução in vitro, após imersão das membranas por 24, 48 e 72h em solução tampão (PBS). Os dados foram submetidos à análise estatística, sendo considerada o nível de significância de 5%. Os resultados evidenciaram característica de membrana bifásica para PLGA com grânulos de fosfato de cálcio incorporados em escala nanométrica, dispersos nas fibras aleatoriamente dispostas. O pH da solução foi maior para membrana PLGA quando comparado à membrana colagênica, em todos os tempos avaliados (p<0,05). Em ambas as membranas observou-se no leito a presença de infiltrado inflamatório tipicamente mononuclear linfocitário, sendo de moderado a intenso aos 7, 30, 60 dias de análise (p>0,05). Aos 90 dias, observou-se infiltrado inflamatório discreto para ambas as membranas, com presença de células gigantes fagocíticas para grupo da membrana de PLGA. Os resultados do presente estudo evidenciaram que a membrana aloplástica de PLGA incorporada com fosfato de cálcio apresentou características morfológicas de membrana para regeneração óssea e tecidual guiada. Além disso, apesar do pH mais elevado quando degradada em solução in vitro, apresentou potencial de indução de inflamação semelhante à Bio-Gide®, sendo, portanto, alternativa para procedimentos clínicos que exijam uso de membrana. Palavras-chave: Membranas, PLGA, Colágeno, Inflamação. 20.1 Introdução O tecido ósseo tem várias características que lhe permitem uma grande capacidade de regeneração, entretanto, o tamanho da lesão óssea pode ser decisivo para a falha na regeneração completa do tecido, consequentemente, levar a deformidades permanentes. Assim, em procedimentos que requerem ganho tecidual, os biomateriais ganham destaque para uso clínico. 232
- 233. CAPÍTULO 20. AVALIAÇÃOIN VIVO DA MEMBRANA DE POLI (ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO GLICÓLICO) (PLGA) ASSOCIADA AO FOSFATO DE CÁLCIO NO POTENCIAL INFLAMATÓRIO: ESTUDO MORFOLÓGICO E HISTOMORFOMÉTRICO As propriedades desejáveis dos biomateriais, quando utilizados em procedimentos de regeneração óssea associado à colocação de implantes, sujeitos a cargas mastigatórias são: biocompatibilidade, osteogenicidade, osteocondução e/ou osteoindução no processo de cicatrização, homeostasia dos tecidos peri-implantares, completa ausência de antigenicidade, atuar como arcabouço para crescimento tecidual e substituição por tecido ósseo neoformado. Dentre os substitutos ósseos utilizados, os enxertos de origem autógena são considerado o “padrão ouro” em termos de potencial osteogênico para enxertia de tecido duro, mas eles apresentam algumas desvantagens, tais como disponibilidade limitada, morbidade da área doadora e tendência a reabsorção parcial. A fim de evitar intervenções cirúrgicas adicionais, o que aumenta a morbidade e possíveis inconvenientes ao paciente, o uso de substitutos ósseos de origem humana, bovina e sintética têm sido amplamente empregados [8], [6]. Outras categorias de materiais que são os aloplásticos, categorizados como produtos sintéticos e biocompatíveis. Estão disponíveis com grande variedade no mercado como biomateriais cerâmicos, polímeros e compósitos. A hidroxiapatita sintética (HA) estão entre os biomateriais preferenciais para neoformação óssea promovendo a função de substitutos ósseos. A HA cerâmica e porosa apresenta capacidade de integrar-se ao leito receptor, sendo osteocondutora e apresentando êxito na reconstrução de defeitos ósseos nas áreas médica e odontológica. Outro material aloplástico utilizado tem na sua composição química as cerâmicas de fosfato de cálcio, sendo estas empregadas como substitutos ósseos no reparo de defeitos, sendo o beta-tricálcio fosfato (β-TCP) um dos primeiros a ser utilizado na reparação óssea [8] [11]. O β-TCP é um material biocompatível e reabsorvível, e seu mecanismo de formação óssea é por meio da osteocondução. Vale ressaltar outro tipo de biomaterial amplamente associado, são as membranas para regeneração óssea guiada (ROG), sendo que a primeira membrana sintetizada, consistia em um componente que não era clinicamente viável, mas serviu para estabelecer o conceito de ROG [9]. Posteriormente, foram estabelecidas algumas características básicas para que a membrana se tornasse clinicamente viável, devendo ser feita de um material biocompatível, porém apenas poucos biomateriais são completamente inertes, sendo assim, as membranas não devem promover sensibilização imunológica ou induzir uma resposta inflamatória que possa interferir no processo de regeneração que comprometa os resultados clínicos. As membranas devem impedir a migração de células epiteliais e do tecido conjuntivo e promover a troca de nutrientes do tecido conjuntivo para o defeito ósseo. As membranas não reabsorvíveis são consideradas as barreiras padrão-ouro para a regeneração tecidual guiada (RTG) e a principal membrana não reabsorvível é o politetrafluoretileno expandido de alta densidade (e-PTFE), que pode ser reforçado ou não com titânio [10]. As membranas reabsorvíveis consistem em uma barreira natural ou sintética que é gradualmente degradada. As membranas naturais são feitas de colágeno reticulado de origem suína ou bovina. Dentre as membranas sintéticas, destacam-se as de ácidos polilático ou copolímeros de ácido polilático e ácido poliglicólico, consideradas biocompatíveis e gradualmente reabsorvidas pelo organismo. O poli (ácido lático-co-ácido glicólico) (PLGA) é um copolímero bioreabsorvível, que quando degra- dadas in situ, formam subprodutos de dióxido de carbono e água. Devido às suas características químicas são passíveis de incorporação de componente inorgânicos como fosfato de cálcio, sendo considerado uma alternativa 233
- 234. CAPÍTULO 20. AVALIAÇÃOIN VIVO DA MEMBRANA DE POLI (ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO GLICÓLICO) (PLGA) ASSOCIADA AO FOSFATO DE CÁLCIO NO POTENCIAL INFLAMATÓRIO: ESTUDO MORFOLÓGICO E HISTOMORFOMÉTRICO promissora, uma vez que estimula o recrutamento de células mesenquimais indiferenciadas, auxiliando na osteogênese [1]. Assim, tendo em vista o processo de manufatura de membranas, estudo objetivou avaliar, em modelo animal, a capacidade de uma membrana aloplástica de PLGA incorporada com fosfato de cálcio, em estimular processo inflamatório, em defeitos ósseos críticos em calvárias de ratos, associando os achados com características morfológicas das membranas. 20.2 Materiais e métodos 20.2.1 Apreciação ética Este estudo foi submetido à Comissão de Ética no Uso de Animais da Faculdade São Leopoldo Mandic (CEUA SLMandic), e obteve a aprovação na reunião feita em 24/05/2018, sob o Protocolo nº 2018/20. 20.2.2 Grupos amostrais Foram utilizados 2 tipos de membranas reabsorvíveis, uma composta de poli (ácido lático-co-ácido glicólico, PLGA) associadas ao biomaterial composto de fosfato de cálcio, disponibilizada comercialmente pela empresa FGM (Joinville, SC, Brasil) e outra de colágeno de origem porcina (colágeno I e III) não reticulada, a BioGide® (Geistlich, Wolhusen, Suíça). Para os ensaios de caracterização morfológica, utilizou-se fragmentos de 4X4mm (n=3, para cada membrana). Para os ensaios de avaliação do pH, utilizou-se fragmentos de 5X5mm (n=9 para cada membrana), e após mantidos em solução para obter a proporção de 0,2g/mL, conforme normativas da ISO (International Organization for Standardization) 10993:11 (2017). Esse tamanho da amostra proporciona poder do teste de 0,80 (β=0,20), com tamanho de efeito f=1,05, com nível de significância de 0,05 (α=0,05). Os cálculos foram realizados com auxílio do programa Gpower. 20.2.3 Avaliação morfológica (microscopia eletrônica de varredura) das membranas A análise da topografia da superfície das membranas estudadas foi realizada por meio de Microscópio Eletrônico de Varredura com fontes de emissão de campo (FEG ZEISS modelo Auriga e FEI SEM Magellan 400L), empregando elétrons secundários acelerados a 5 kV em alto vácuo, com metalização das amostras com um filme condutor de ouro de aproximadamente 20 nm. 20.2.4 Avaliação do pH em solução Para avaliação dos níveis de pH das membranas presentes em solução, os corpos de prova foram mantidos em tampão PBS, em pH 7,0. Seguindo a normativa ISO 10993:11 (2017), foi utilizado 0,2 g/ml de material para este ensaio, sendo estes mantidos em estufa a 37 °C. 234
- 235. CAPÍTULO 20. AVALIAÇÃOIN VIVO DA MEMBRANA DE POLI (ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO GLICÓLICO) (PLGA) ASSOCIADA AO FOSFATO DE CÁLCIO NO POTENCIAL INFLAMATÓRIO: ESTUDO MORFOLÓGICO E HISTOMORFOMÉTRICO Após os tempos 24, 48 e 72h, o pH foi mensurado em peagâmetro de bancada (MPA210, MS Tecnopon Instrumentação, Piracicaba, São Paulo, Brasil) e os valores tabulados para as análises. Todos os ensaios foram realizados em triplicata. 20.2.5 Procedimentos cirúrgicos Os procedimentos cirúrgicos foram realizados com a utilização dos anestésicos cloridrato de cetamina a 5% (Dopalen Vetbrands, Jacareí - SP, Brasil) e cloridrato de xilazina a 2% (Rompun Bayer, São Paulo - SP, Brasil). Após a tricotomia da área dorsal do crânio, foi realizada uma antissepsia com povidine tópico (PVPI aquoso a 10%, com 1% de iodo ativo, Riodeine, Rioquímica, São José do Rio Preto, SP, Brasil), seguida de incisão de 2 cm de extensão na região mediana do crânio, com extensão da protuberância occipital externa até a região nasofrontal. O periósteo foi incisado e divulsionado, com ampla exposição dos ossos occipital, frontal e parietal direito Em cada animal, o defeito ósseo crítico bicortical, envolvendo as corticais externa e interna da calvária, foi criado no osso parietal por meio de uma broca trefina de 5 mm de diâmetro (Ref. 103.207, Neodent, Curitiba, PR, Brasil) com o auxílio de um contra-ângulo redutor 20:1 adaptado a um motor de rotação controlada, com velocidade de 800 rpm e abundante irrigação externa com solução fisiológica salina a 0,9 A cortical interna foi removida, liberando-a completamente da dura-máter, preservando esta estrutura intacta. Randomicamente, os defeitos críticos dos dois grupos foram preenchidos com as membranas reab- sorvíveis associadas ao coágulo sanguíneo. Os dois grupos experimentais foram recobertos por membrana de PLGA (Grupo teste) (Duosynt®, FGM, Joinville, SC, Brasil), e o outro com uma membrana de colágeno de origem suína (grupo Controle, Bio-Gide®, Geistlich Pharma AG, Wolhusen, Suíça). Efetuada por planos, pele e periósteo foram aproximados e suturados com fio absorvível 4-0 de poliglactina 910, (Vycril®, Ethicon, Johnson & Johnson, EUA). Logo após o procedimento cirúrgico, os animais receberam uma aplicação de cloridrato de tramadol (5mg/kg), que foi administrado por três dias consecutivos, com intervalo de 24 horas entre essas aplicações, bem como dose única de flunixina megluminea (1,1 mg/kg). Os animais foram eutanasiados após 7, 30, 60 e 90 dias do pós-operatório por meio de sobredosagem de anestésico (90-150 mg de Tiopental Sódico) associado a 10 mg/ml de Cloridrato de Lidocaína, que foram administrados via intraperitoneal. As remoções das calvárias foram feitas, seguidas da remoção de todos os tecidos moles, fixadas em formol a 10%, e encaminhadas para o processamento histológico. 20.2.6 Processamento histológico As calvárias foram desmineralizadas em ácido fórmico a 20%, desidratadas e incluídas em parafina histológica, para a realização de cortes na região central dos defeitos, paralelos à sutura mediana, com 4 µm de espessura. As amostras foram submetidas à coloração com Hematoxilina-Eosina e posteriormente montadas em lâminas com resina para a realização das fotomicrografias. Imagens das lâminas foram capturadas em 235
- 236. CAPÍTULO 20. AVALIAÇÃOIN VIVO DA MEMBRANA DE POLI (ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO GLICÓLICO) (PLGA) ASSOCIADA AO FOSFATO DE CÁLCIO NO POTENCIAL INFLAMATÓRIO: ESTUDO MORFOLÓGICO E HISTOMORFOMÉTRICO um sistema de imagem computadorizado (AxioVision rel 4.8, Carl Zeiss), acoplados ao microscópio de luz Axioskop 2 Plus (Carl Zeiss, Oberkochen, Alemanha). Para as análises histológicas qualitativas e quantitativas, considerou-se a presença de inflamação, incluindo presença de vasos sanguíneos dilatados congestos, células gigantes, infiltrado leucocitário nos tecidos avaliados, em diferentes tempos de análise (7, 30, 60 e 90 dias). Foi adotado o escore de classificação, variando de 0 a 3, considerando a extensão do processo inflamatório na área do defeito, sendo 0 para ausente; 1 para discreto (até 25%); 2 para moderado (de 25% a 50%) e 3 para intenso (acima de 50%). 20.2.7 Análise estatística Todas as análises foram realizadas com auxílio do programa R e com nível de significância de 5%. Inicialmente foram realizadas análises descritivas e exploratórias dos dados. A partir das análises exploratórias foram definidas as metodologias estatísticas adequadas a cada variável de estudo. Para analisar o escore de inflamação foi utilizado o teste não paramétrico de Mann Whitney para comparar as membranas e os testes de Kruskal Wallis e Dunn para comparar os tempos. O pH foi analisado por análise de variância a dois critérios (ANOVA, two way), teste de Tukey e teste t, para uma média para comparar com o pH no tempo inicial. 20.3 Resultados 20.3.1 Caracterização morfológica Imagens características da morfologia ultra-estrutural das membranas estão ilustradas na figura 20.2. Para a membrana colagênica (Bio-Gide®), observa-se a presença de fibras dispostas aleatoriamente na parte rugosa (figura 20.1A e B) e com arranjo mais uniforme na superfície lisa (figura 20.1C e D). A avaliação da superfície da membrana de PLGA, observa-se grande conectividade entre os poros da membrana e deposição de pequenos grânulos de fosfato de cálcio impregnado à membrana (figura 20.2), disposto uniformemente em escala nanométrica. As fibras de PLGA dispõem-se aleatoriamente, sem paralelismo entre elas. 20.3.2 Avaliação do pH em solução Nos três tempos avaliados, o pH foi significativamente maior no grupo contendo a membrana DuoSynth® do que com Bio-Gide® (p<0,05). Nota-se que após 72h, para ambas as membranas o pH foi significantemente maior do que no tempo inicial avaliado de 24 h (p<0,05). Em todos os tempos avaliados, o pH da solução contendo PLGA foi maior que 7,00, e portanto, básico, enquanto a solução contendo Bio-Gide menor que 7,00 e portanto, ácida . As letras distintas (maiúsculas comparando na horizontal e minúsculas na vertical) indicam diferenças estatisticamente significativas (p<0,05), conforme a Tabela 14. 236
- 237. CAPÍTULO 20. AVALIAÇÃOIN VIVO DA MEMBRANA DE POLI (ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO GLICÓLICO) (PLGA) ASSOCIADA AO FOSFATO DE CÁLCIO NO POTENCIAL INFLAMATÓRIO: ESTUDO MORFOLÓGICO E HISTOMORFOMÉTRICO Figura 20.1 – Fotomicrografia em microscopia eletrônica de varredura das superfícies rugosa (A, B) e lisa (C, D) da membrana colagênica (Bio-Gide®). Aumentos originais: A, C=200X; B, D=1000X. Figura 20.2 – Fotomicrografia em microscopia eletrônica de varredura da superfície da membrana PLGA (DuoSynth®). Aumentos originais: A=200X; B=1000X; C= 40000X; D=80000X (seta: poros de membrana; asterisco: grânulos de fosfato de cálcio). Tabela 14 – Média (desvio padrão) do pH em função da membrana e do tempo. tempo (h) PLGA/DuoSynth Bio-Gide 24 7,42 (0,06) Ab 5,89 (0,17) Bb 48 7,59 (0,10) Ab 6,44 (0,06) Ba 72 8,23 (0,08) Aa 6,25 (0,11) Ba 237
- 238. CAPÍTULO 20. AVALIAÇÃOIN VIVO DA MEMBRANA DE POLI (ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO GLICÓLICO) (PLGA) ASSOCIADA AO FOSFATO DE CÁLCIO NO POTENCIAL INFLAMATÓRIO: ESTUDO MORFOLÓGICO E HISTOMORFOMÉTRICO 20.3.3 Análises histológicas Imagens representativa do infiltrado inflamatório nos diferentes grupos estão mostradas na figura 4. Aos 7, 30 e 60 dias observou-se na região do reparo adjacente à membrana, para ambos os grupos, a presença de infiltrado inflamatório moderado a intenso, tipicamente linfocitário. Aos 90 dias, nota-se um discreto infiltrado inflamatório, caracterizado no grupo da membrana PLGA pela presença de células gigantes fagocíticas. Figura 20.3 – Imagem representativa histológica corada em HE. Observa-se presença de infiltrado linfocitário (asterisco) em ambos os grupos avaliados. Células gigantes fagocíticas encontradas aos 90 dias no grupo PLGA (seta). Aumento original 200X. Os valores do escore de inflamação mensurado nos diferentes grupos estão ilustrados na tabela 15. Exceto para tempo de 30 dias, não foi observada diferenças entre os escores para ambas as membranas, em cada tempo de análise (p>0,05). Aos 30 dias, observou-se maior escore inflamatório para membrana PLGA quando comparado à colagênica (p<0,05). Os menores escores de inflamação foram observados após 90 dias de análise quando comparado aos demais tempos (p<0,05), porém sem diferença entre as membranas PLGA e colagênica (p>0,05). Letras distintas (maiúsculas na horizontal e minúsculas na vertical) indicam diferenças estatisticamente significativas (p≤0,05). Ausente (0), Discreto, até 25% (1), Moderado, de 25% a 50% (2) e Intenso, acima de 50% (3). Tabela 15 – Mediana (valor mínimo e máximo) do escore do processo inflamatório em função do material e tempo. tempo (dias) PLGA/DuoSynth Bio-Gide p-valor 7 2,5 (2-3) Aab 2 (2-3) Aab 0,5637 30 3 (3-3) Aa 2 (1-2) Bab 0,0209 60 3 (2-3) Aab 3 (2-3) Aa 1 90 1 (1-1) Ab 1 (1-1) Ab 1 p-valor 0,0091 0,01 238
- 239. CAPÍTULO 20. AVALIAÇÃOIN VIVO DA MEMBRANA DE POLI (ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO GLICÓLICO) (PLGA) ASSOCIADA AO FOSFATO DE CÁLCIO NO POTENCIAL INFLAMATÓRIO: ESTUDO MORFOLÓGICO E HISTOMORFOMÉTRICO 20.4 Discussão Com a introdução das membranas de ROG a partir da década de 80 e os avanços tecnológicos em engenharia tecidual, nota-se uma busca incessante por um material ideal que proporcione uma neoformação óssea previsível, pouca reação inflamatória e biocompatiblidade nos tecidos circunjacentes [9]. Alguns materiais aloplásticos têm surgido no mercado como alternativa aos biomateriais de origem xenogênica ou alogênica, uma vez que estudos têm evidenciado certo potencial imunogênico, mesmo após muito tempo do procedimento de utilização dos mesmos em procedimentos cirúrgicos odontológicos[7]. Materiais de origem sintética contendo materiais inorgânicos como a hidroxiapatita e fosfato de cálcio têm sido uma opção, devido ao potencial osteogênico atribuído a este composto, sendo ideal para mediar migração, adesão celular e formação de núcleos de mineralização com as fibrilas de colágeno e acaba atuando como um mediador da ligação da fase inorgânica do osso com as fibrilas da fase orgânica. Apesar de seu aceite amplo no uso clínico, a sua eficácia é debatida na literatura principalmente associada ao intenso processo inflamatório e à grande quantidade de material remanescente. Neste contexto, no presente estudo, foram avaliados os aspectos morfológicos da topografia das membranas, bem como seus efeitos sobre o processo inflamatório durante o reparo de defeitos críticos em cálvarias de ratos. Um dos primeiros polímeros aprovado em aplicações biomédicas foi o poli(d, l-ácido lático) (PDLLA). No entanto, estes materiais apresentam uma taxa de degradação lenta, podendo o período de degradação ser superior a 10 meses, o que limita seu uso em procedimentos teciduais e ósseos guiados. A fim de regular a taxa de degradação e hidrofilicidade do ácido poli-L-láctico (PLA), incorporou-se componentes glicolídeos sintetizando copolímeros de poli(lactídeo-co-glicolídeo) (PLGA), permitindo assim a degradação mais rápida nas cadeias de PLA. O PLGA é aprovado para uso em aplicações biomédicas devido à sua boa biocompatibilidade e biodegradabilidade. No estudo observou-se em microscopia de varredura a característica bifásica com presença de pequenos poros e uma rede de fibras interligadas, permeadas por estruturas arredondadas do material inorgânico de fosfato de cálcio. De fato, para uso em engenharia tecidual, as membranas devem criar um ambiente permissivo para adesão e crescimento celular em uma organização tridimensional [4], possibilitando a perfusão nutrientes e crescimento celular. Estudo de Billiar et al. (2001) [2] evidência a maior resistência ao tracionamento da membrana PCL/PLGA quando comparada ao Bio-Gide®, que é mais hidrofílica. Entretanto, é importante considerar a análise futura de resistência a tração e rasgamento da membrana, uma vez que as propriedades físico-químicas estão entre os fatores mais importantes que influenciam a performance do material in vivo, causando respostas biológicas significantemente diferentes. Outro importante fator a ser considerado é o tempo de degradação do material. O PLGA apresenta tempo de degradação mais rápido, o que o torna um material interessante para uso em procedimentos que requerem reparação tecidual. Entretanto, degrada-se por hidrólise produzindo dois subprodutos monoméricos, o ácido lático e o ácido glicólico. Esses dois monômeros em condições fisiológicas normais são subprodutos de várias vias metabólicas no corpo. O ácido lático é metabolizado no ciclo do ácido tricarboxílico e eliminado via dióxido de carbono e água. O ácido glicólico é metabolizado da mesma forma e também excretado pelos 239
- 240. CAPÍTULO 20. AVALIAÇÃOIN VIVO DA MEMBRANA DE POLI (ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO GLICÓLICO) (PLGA) ASSOCIADA AO FOSFATO DE CÁLCIO NO POTENCIAL INFLAMATÓRIO: ESTUDO MORFOLÓGICO E HISTOMORFOMÉTRICO rins [12]. Como o corpo pode metabolizar os dois monômeros, há toxicidade sistêmica mínima associada ao uso de PLGA para aplicações de biomateriais. No presente estudo, o pH da solução contendo a membrana de PLGA foi significativamente maior quando comparado a membrana colagênica. Apesar da degradação ácida do PLGA reduzir o pH local criando um ambiente autocatalítico [5], o fosfato de cálcio presente nas fibras de PLGA tamponaram e elevaram o pH, caracterizado por um aumento lento e gradual no teor de cálcio, e consequentemente, promovendo aumento de pH para valores mais alcalinos [3]. Estes resultados suportam a presença de infiltrado inflamatório moderado a intenso, tipicamente linfocitário observado histologicamente quando utilizada a membrana PLGA nos defeitos críticos, bem como, presença de células gigantes fagocíticas, após 90 dias de análise. De fato, os enxertos sintéticos continuam tendo limitações, principalmente relacionadas à resposta imune e reação a corpo estranho, com intenso processo inflamatório. Apesar desta limitação, foi observado o mesmo padrão de potencial de inflamação para a membrana Bio-Gide, com sucesso comprovado em procedimentos de regeneração tecidual, o que de fato, não limita o uso da membrana sintética eletrofiada. Estudos adicionais para identificar o potencial osteogênico da membrana são necessários, de forma a elucidar o seu comportamento biológico quando utilizados em procedimentos de regeneração óssea guiada. Won et al. (2016) apontam um uso futuro personalizado de manufatura de membranas de PLGA usando a tecnologia de impressão tridimensional de forma rápida e econômica, para gerar diversas formas, espessuras, tamanhos e geometria de poros, com função de carreadores de antibióticos, fatores de crescimento ou taxia celular, a partir de dados de tomografia computadorizada. Portanto, os resultados do presente estudo evidenciaram a possibilidade de eletrofiar membrana de PLGA incorporada ao fosfato de cálcio. Apesar do pH mais elevado quando degradada em solução in vitro, apresentou potencial de indução de inflamação semelhante à Bio-Gide, sendo, portanto, como alternativa aloplástica para o manejo de situações clínicas que exijam seu uso em comparação com os materiais atualmente disponíveis no mercado. Referências [1] RS Almeida et al. “Regeneration of a critical bone defect after implanta- tion of biphasic calcium phosphate-β- tricalcium phosphate/calcium pyrophosphate- and phosphate bioactive glass”. Em: Cerâmica 66 (2020), pp. 119–125. [2] Kristen Billiar et al. “Effects of carbodiimide crosslinking conditions on the physical proper- ties of laminated intestinal submucosa”. Em: Journal of Biomedical Materials Research: An Official Journal of The Society for Biomateri- als, The Japanese Society for Biomaterials, and The Australian Society for Biomaterials and the Korean Society for Biomaterials 56.1 (2001), pp. 101–108. [3] DA Chakkalakal et al. “Mineralization and pH relationships in healing skeletal defects grafted with demineralized bone matrix”. Em: Journal of biomedical materials research 28.12 (1994), pp. 1439–1443. [4] Enrico Drioli e Loredana De Bartolo. “Mem- brane bioreactor for cell tissues and organoids”. Em: Artificial organs 30.10 (2006), pp. 793–802. [5] Karen Fu et al. “Visual evidence of acidic environment within degrading poly (lactic-co- glycolic acid)(PLGA) microspheres”. Em: Phar- maceutical research 17.1 (2000), pp. 100–106. [6] Makoto Hirota et al. “Combination with alloge- nic bone reduces early absorption of β-tricalcium 240
- 241. CAPÍTULO 20. AVALIAÇÃOIN VIVO DA MEMBRANA DE POLI (ÁCIDO LÁTICO-CO-ÁCIDO GLICÓLICO) (PLGA) ASSOCIADA AO FOSFATO DE CÁLCIO NO POTENCIAL INFLAMATÓRIO: ESTUDO MORFOLÓGICO E HISTOMORFOMÉTRICO phosphate (β-TCP) and enhances the role as a bone regeneration scaffold. Experimental ani- mal study in rat mandibular bone defects”. Em: Dental materials journal 28.2 (2009), pp. 153– 161. [7] R Klopfleisch e F Jung. “The pathology of the foreign body reaction against biomaterials”. Em: Journal of biomedical materials research Part A 105.3 (2017), pp. 927–940. [8] William R Moore, Stephen E Graves e Gregory I Bain. “Synthetic bone graft substitutes”. Em: ANZ journal of surgery 71.6 (2001), pp. 354– 361. [9] Sture Nyman et al. “The regenerative potential of the periodontal ligament: An experimental study in the monkey”. Em: Journal of clinical periodontology 9.3 (1982), pp. 257–265. [10] C Stoecklin-Wasmer et al. “Absorbable collagen membranes for periodontal regeneration: a sys- tematic review”. Em: Journal of dental research 92.9 (2013), pp. 773–781. [11] Hiroshi Takeuchi et al. “Immunohisto- chemicalanalysisofosteoconductivityof β- tricalciumphosphate and carbonate apatite applied in femoral and parietal bone defects in rats”. Em: Dental materials journal 28.5 (2009), pp. 595–601. [12] Banu S Zolnik e Diane J Burgess. “Effect of acidic pH on PLGA microsphere degradation and release”. Em: Journal of Controlled Release 122.3 (2007), pp. 338–344. 241
- 242. 21 AVALIAÇÃO DOEFEITO DA INCORPORAÇÃO DA CERA DE CARNAÚBA EM FILMES BIOPOLIMÉRI- COS: UMA REVISÃO SISTEMÁTICA Luíza Schmitz1 , UFSC2 , ORCID 0000-0002-2113-0619; Orestes Estevam Alarcon, UFSC2 , ORCID 0000-0003-1235-8993. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598558 Como citar SCHMITZ, L.; ALARCON, D. S. AVALIAÇÃO DO EFEITO DA INCORPORAÇÃO DA CERA DE CARNAÚBA EM FILMES BIOPOLIMÉRICOS: UMA REVISÃO SISTEMÁTICA. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 241-249. Tópicos 21.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 243 21.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 244 21.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 244 21.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 248 21.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 248 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 249 RESUMO A mitigação dos problemas relacionados aos resíduos de embalagens plásticas se faz necessária e, por isso, embalagens de biopolímeros têm ganhado destaque. Os biopolímeros são alternativas mais sustentáveis do que os polímeros sintéticos utilizados atualmente, porém, embora seja uma possível solução para a redução da poluição plástica, um fator limitante para sua utilização nesse mercado é sua alta hidrofilicidade. Uma promissora solução para a aprimorar as propriedades de barreira ao vapor de água de filmes de biopolímeros pode estar nas folhas da palmeira Copernicia Cerifera. A cera de carnaúba presente nessas folhas é composta majoritariamente por uma mistura de ácidos graxos e álcoois de cadeia longa, que conferem a ela propriedades como o alto poder de hidrofobização. O presente artigo tem como hipótese que a incorporação de cera de 1 Email:email@email.com.br 2 Universidade Federal de Santa Catarina
- 243. CAPÍTULO 21. AVALIAÇÃODO EFEITO DA INCORPORAÇÃO DA CERA DE CARNAÚBA EM FILMES BIOPOLIMÉRICOS: UMA REVISÃO SISTEMÁTICA carnaúba em filmes de biopolímeros pode aprimorar as propriedades de barreira ao vapor de água dos filmes, e consequentemente, ser uma alternativa sustentável à indústria de embalagens alimentícias. Para testar essa hipótese, este trabalho avaliou o efeito da incorporação da cera de carnaúba em filmes biopoliméricos, nas características mecânicas de resistência à tração, módulo de elasticidade e deformação na ruptura, e nas características físicas de solubilidade e permeabilidade ao vapor de água. Para tal, uma revisão sistemática da literatura foi realizada usando as bases de dados Scopus e Google Acadêmico, com as frases de busca “TITLE(Carnauba wax) AND TITLE(films) AND film AND barrier AND “Carnauba wax” -composite” e “Intitle:“Carnauba wax” intitle:“films” film barrier carnauba wax -composite” respectivamente. Foram incluídos na análise artigos originais escritos em inglês e português e publicados entre 1998 e 2022. As strings utilizadas nas bases de dados Google Acadêmico e Scopus retornaram 3 e 13 artigos, respectivamente. Todos os artigos encontrados estão de acordo com os critérios de inclusão. Como principais resultados, a incorporação da cera de carnaúba reduziu a solubilidade de seis de oito dos filmes dos artigos estudados, comprovando o efeito hidrofóbico da cera sobre os filmes. Esse efeito foi atribuído à insolubilidade da cera e a possível ligação dela com as matrizes poliméricas, reduzindo o volume livre entre as cadeias e consequentemente gerando uma estrutura mais coesa e com menos poros. Além da solubilidade, a redução da permeabilidade ao vapor de água também foi observada. Essa análise indica o grande potencial de aumento da hidrofobicidade com a incorporação da cera de carnaúba em filmes, objetivo deste trabalho. Não obstante, os efeitos mecânicos sobre os filmes foram majoritariamente inconclusivos, uma vez que há divergências significativas entre os artigos. Palavras-chave: Cera de Carnaúba, Biopolímeros, Hidrofobicidade. 21.1 Introdução A tecnologia de embalagens para alimentos está respondendo à demanda resultante do aumento populacional e crescimento do ramo de entrega de comida pela internet [9, 18]. De acordo com a European Bioplastics, o uso de biopolímeros em embalagens ocupou 48% do mercado global de biopolímeros, maior área de aplicação em 2021 [3]. Filmes de biopolímeros têm recebido atenção no setor de embalagens de alimentos não só por serem mais sustentáveis do que polímeros sintéticos, mas também devido às suas propriedades de barreira nas trocas gasosas e da manutenção da integridade dos produtos alimentícios [16]. Entretanto, filmes baseados em biopolímeros possuem baixa propriedade de barreira à água, que limita suas aplicações, principalmente na indústria de alimentos [7]. Revestimentos poliméricos podem ser utilizados para o aumento da hidrofobicidade de filmes, como o polietileno de baixa densidade, entretanto, além de serem resistentes a biodegradação, sua permeabilidade ao vapor de água é, em alguns casos, maior do que para revestimentos utilizados na indústria alimentícia [8, 6, 19]. Alguns revestimentos utilizados para o aumento da hidrofobicidade no campo de alimentos são óleos vegetais, cera de abelha, de candelila e de carnaúba. A cera de carnaúba é obtida por meio do pó extraído das folhas da palmeira brasileira, a Copernicia cerifera, e é composta majoritariamente por uma mistura de ácidos graxos e álcoois de cadeia longa [20]. Não obstante, segundo a Food and Drug Administration (FDA), ela é considerada uma substância geralmente reconhecida como segura (GRAS), ou seja, seu uso em alimentos é seguro para o consumo [4]. Cerca de 55% das ceras de origem vegetal comercializadas a nível mundial são oriundas da carnaubeira, produzida apenas em território brasileiro. Possui representatividade econômica regional, pois é produzida apenas no Nordeste e 243
- 244. CAPÍTULO 21. AVALIAÇÃODO EFEITO DA INCORPORAÇÃO DA CERA DE CARNAÚBA EM FILMES BIOPOLIMÉRICOS: UMA REVISÃO SISTEMÁTICA representatividade nacional, pois participa entre os principais produtos da pauta de exportações brasileiras, se destacando frente a outras ceras pelo volume de recursos gerados [1]. Dada a demanda crescente de embalagens de alimentos apresentada por Ncube et al. (2021) [9] e Tyagi et al. (2021) [18], fica evidente a busca por soluções para esse mercado ser mais sustentável. Portanto, este presente trabalho tem como hipótese que a incorporação da cera de carnaúba em filmes de biopolímeros pode ser uma alternativa sustentável à indústria de embalagens alimentícias. Para testar essa hipótese, este trabalho pretende avaliar o efeito da incorporação da cera de carnaúba em filmes biopoliméricos, nas características mecânicas de resistência à tração, módulo de elasticidade e deformação na ruptura, e nas características físicas de solubilidade e permeabilidade ao vapor de água, visando o aumento da hidrofobicidade e manutenção das propriedades mecânicas para a possibilidade de aplicação no campo de embalagens flexíveis. 21.2 Materiais e métodos Uma revisão sistemática da literatura foi realizada usando as bases de dados Scopus e Google Acadêmico. Foram incluídos na análise artigos originais escritos em inglês e português e publicados entre 1998 e 2022. As strings de busca utilizadas são descritas na Quadro 21.1. Quadro 21.1 – Strings para a seleção de estudos primários. Base de Dados String Adaptada Google Acadêmico Intitle:“Carnauba wax” intitle“film” film barrier carnauba wax -composite Scopus TITLE(Carnauba wax) AND TITLE(films) AND film AND barrier AND “Carnauba wax” -composite Fonte: Autores (2022) Os critérios de exclusão de estudos primários são apresentados na Quadro 29. Quadro 21.2 – Critérios para a exclusão de estudos primários. Critério Descrição do Critério de Exclusão de Estudos Primários CE1 Artigos de revisão CE2 Data de publicação anterior a 1998 CE3 Artigos fora do escopo do trabalho Fonte: Autores (2022) 21.3 Resultados As strings utilizadas nas bases de dados Google Acadêmico e Scopus retornaram três e treze artigos, respectivamente. Todos os artigos encontrados estão de acordo com os critérios de inclusão. Três artigos estão presentes em ambas as bases de dados, então treze artigos foram analisados no total. Por meio da revisão sistemática dos artigos, foram buscadas evidências dos efeitos da cera de carnaúba nas propriedades de solubilidade em água, permeabilidade ao vapor de água e propriedades mecânicas de filmes de biopolímeros. Na Tabela 16 são apresentados os principais resultados da incorporação da cera de 244
- 245. CAPÍTULO 21. AVALIAÇÃODO EFEITO DA INCORPORAÇÃO DA CERA DE CARNAÚBA EM FILMES BIOPOLIMÉRICOS: UMA REVISÃO SISTEMÁTICA carnaúba na propriedade de solubilidade em água dos filmes. Os filmes controle se referem aos filmes sem a incorporação de cera de carnaúba e o melhor resultado da solubilidade em água do filme com cera de carnaúba se refere ao filme contendo cera de carnaúba com a menor solubilidade em água. Tabela 16 – Melhores resultados da incorporação da cera de carnaúba na propriedade de solubilidade dos filmes. Autores Solubilidade em água do filme controle (%) Melhor resultado da solubilidade em água do filme com cera de carnaúba (%) Galus et al. (2020) 45,53 ± 0,29 44,46 ± 0,53 Santos et al. (2014) 45,42 30,91 Chiumarelli; Hubinger (2014) 43,14 ± 0,70 27,50 ± 2,67 Weller; Gennadios; Saraiva (1998) - - Xavier et al. (2020) 33,25 ± 0,72 28,53 ± 0,37 Rodrigues et al. (2014) 100.00 ± 5.33 80.19 ± 4.09 Talens; Krochta (2005) - - Oliveira Filho et al. (2020) 60.7 ± 5.2 22.5 ± 3.7 Oliveira Filho et al. (2021) 26.41 ± 2.93 12.60 ± 1.23 Romani et al. (2020) 27.6 ± 0.2 28.6 ± 0.2 Haruna; Wang; Pang (2019) - - Zhang; Simpson; Dumont (2018) - - Santos et al. (2017) - - Fonte: Autores(2022) Na Tabela 17 são apresentados os principais resultados da incorporação da cera de carnaúba na propriedade de permeabilidade ao vapor de água dos filmes. Os filmes controle se referem aos filmes sem incorporação da cera de carnaúba e a maior barreira à permeabilidade ao vapor de água é referente ao melhor resultado da permeabilidade ao vapor de água com cera de carnaúba. Na Tabela 18 são apresentados os principais resultados da incorporação da cera de carnaúba na propriedade de resistência à tração dos filmes. Na Tabela 19 são apresentados os principais resultados da incorporação da cera de carnaúba na propriedade de deformação na ruptura dos filmes. Na Tabela 20 são apresentados os principais resultados da incorporação da cera de carnaúba na propriedade de módulo de Young dos filmes. 245
- 246. CAPÍTULO 21. AVALIAÇÃODO EFEITO DA INCORPORAÇÃO DA CERA DE CARNAÚBA EM FILMES BIOPOLIMÉRICOS: UMA REVISÃO SISTEMÁTICA Tabela 17 – Melhores resultados da incorporação da cera de carnaúba na propriedade de solubilidade dos filmes. Autores Solubilidade em água do filme controle (%) Melhor resultado da solubilidade em água do filme com cera de carnaúba (%) Galus et al. (2020) 45,53 ± 0,29 44,46 ± 0,53 Santos et al. (2014) 45,42 30,91 Chiumarelli; Hubinger (2014) 43,14 ± 0,70 27,50 ± 2,67 Weller; Gennadios; Saraiva (1998) - - Xavier et al. (2020) 33,25 ± 0,72 28,53 ± 0,37 Rodrigues et al. (2014) 100.00 ± 5.33 80.19 ± 4.09 Talens; Krochta (2005) - - Oliveira Filho et al. (2020) 60.7 ± 5.2 22.5 ± 3.7 Oliveira Filho et al. (2021) 26.41 ± 2.93 12.60 ± 1.23 Romani et al. (2020) 27.6 ± 0.2 28.6 ± 0.2 Haruna; Wang; Pang (2019) - - Zhang; Simpson; Dumont (2018) - - Santos et al. (2017) - - Tabela 18 – Melhores resultados da incorporação da cera de carnaúba na propriedade de solubilidade dos filmes. Autores Resistência à tração do filme controle (MPa) Melhor resultado da resistência à tração com cera de carnaúba (MPa) Galus et al. (2020) 1.65 ± 0.42 2.28 ± 0.72 Santos et al. (2014) 23.21 12.99 Chiumarelli; Hubinger (2014) 0.220 ± 0.015 1.067 ± 0.099 Weller; Gennadios; Saraiva (1998) 1.05 ± 0.09 1.54 ± 0.05 Xavier et al. (2020) 0,004 ± 0,001 0,010 ± 0,001 Rodrigues et al. (2014) 1.48 ± 0.09 1.51 ± 0.11 Talens; Krochta (2005) 2.9 ± 0.4 4.8 ± 1.0 Oliveira Filho et al. (2020) 6.9 ± 2.6 3.6 ± 0.2 Oliveira Filho et al. (2021) 3.00 ± 0.60 5.30 ± 0.68 Romani et al. (2020) 8.68 ± 0.19 5.49 ± 0.12 Haruna; Wang; Pang (2019) - - Zhang; Simpson; Dumont (2018) 2.6 ± 0.2 0.96 ± 0.14 Santos et al. (2017) - - Fonte: Autores (2022) 246
- 247. CAPÍTULO 21. AVALIAÇÃODO EFEITO DA INCORPORAÇÃO DA CERA DE CARNAÚBA EM FILMES BIOPOLIMÉRICOS: UMA REVISÃO SISTEMÁTICA Tabela 19 – Melhores resultados da incorporação da cera de carnaúba na propriedade de deformação na ruptura dos filmes. (Fonte: Autores (2022)) Autores Deformação na ruptura do filme controle (%) Melhor resultado da deformação na ruptura com cera de carnaúba (%) Galus et al. (2020) 142. 0 ± 31.3 63.7 ± 19.5 Santos et al. (2014) 5.53 41.29 Chiumarelli; Hubinger (2014) 17.673 ± 0.342 24.217 ± 1.704 Weller; Gennadios; Saraiva (1998) 130.2 ± 6.9 167.9 ± 9.1 Xavier et al. (2020) 10,31 ± 5,44 14,67 ± 4,22 Rodrigues et al. (2014) 76.89 ± 5.26 136.25 ± 8.28 Talens; Krochta (2005) - - Oliveira Filho et al. (2020) 119.0 ± 4.3 246.4 ± 30.5 Oliveira Filho et al. (2021) 247.5 ± 32.8 133.2 ± 61.9 Romani et al. (2020) 28.2 ± 3.4 26.3 ± 1.1 Haruna; Wang; Pang (2019) - - Zhang; Simpson; Dumont (2018) 360 ± 10 350 ± 10 Santos et al. (2017) - - Tabela 20 – Melhores resultados da incorporação da cera de carnaúba na propriedade de Módulo de Young dos filmes. Autores Módulo de Young do filme controle (MPa) Melhor resultado do Módulo de Young com cera de carnaúba (MPa) Galus et al. (2020) 0.26 ± 0.06 0.71 ± 0.15 Santos et al. (2014) 15.16 5.30 Chiumarelli; Hubinger (2014) 0.197 ± 0.019 0.077 ± 0.007 Weller; Gennadios; Saraiva (1998) - - Xavier et al. (2020) 0,0016 ± 0,0007 0,0015 ± 0,0004 Rodrigues et al. (2014) 53.97 ± 2.24 24.10 ± 1.98 Talens; Krochta (2005) 41 ± 4 124 ± 29 Oliveira Filho et al. (2020) - - Oliveira Filho et al. (2021) - - Romani et al. (2020) - - Haruna; Wang; Pang (2019) - - Zhang; Simpson; Dumont (2018) 3.3 ± 0.4 3.2 ± 0.9 Santos et al. (2017) [14] - - Fonte: Autores (2022) 247
- 248. CAPÍTULO 21. AVALIAÇÃODO EFEITO DA INCORPORAÇÃO DA CERA DE CARNAÚBA EM FILMES BIOPOLIMÉRICOS: UMA REVISÃO SISTEMÁTICA 21.4 Análise e discussão A incorporação da cera de carnaúba reduziu a solubilidade de seis de oito dos filmes dos artigos estudados, comprovando o efeito hidrofóbico da cera sobre os filmes. Esse efeito é atribuído à insolubilidade da cera devido às longas cadeias de hidrocarbonetos e a possível ligação da cera com as matrizes poliméricas, reduzindo o volume livre entre as cadeias e, consequentemente, gerando uma estrutura mais coesa e com menos poros [5]. Além da solubilidade, a redução da permeabilidade ao vapor de água também foi observada nos artigos, comprovando o benefício da cera sobre as propriedades de barreira dos filmes estudados. Segundo Weller; Gennadios; Saraiva (1998) [19], Chiumarelli; Hubinger (2014) [2], Santos et al. (2014) [15], Galus et al. (2020) [5] e Xavier et al. (2020) [20] esse efeito da cera de carnaúba está relacionado com a redução do volume livre entre as cadeias poliméricas, dificultando a permeabilidade de moléculas de água e mantendo a integridade da estrutura polimérica. A incorporação da cera de carnaúba teve um efeito majoritariamente de acréscimo da resistência à tração dos filmes. Os autores que observaram o aumento dessa propriedade atribuíram às ligações formadas pela cera com a matriz polimérica [2, 19, 20, 17, 10]. Já o oposto foi atribuído à fragilidade da cera e à imiscibilidade entre a cera e a matriz, promovendo descontinuidades nos filmes, reduzindo a resistência à tração [21, 13, 15]. Outros fatores além da cera também estão relacionados com as propriedades mecânicas, como as diferentes matrizes poliméricas, agentes plastificantes e os métodos de produção dos filmes. Os filmes contendo cera de carnaúba obtiveram maior deformação na ruptura, em comparação com os filmes controle, em cinco dos artigos, sob justificativa do efeito plastificante de óleos, de plastificantes como glicerol e de emulsificantes como Tween-80 adicionados aos filmes juntos com a cera [15, 2, 19, 12, 11]. Nos outros dois artigos restantes ela foi reduzida devido à fragilidade da cera e dos pontos de tensão que os aglomerados de cera promoveram [5, 10]. O efeito da cera sobre a propriedade de módulo de Young dos filmes foi inconclusivo, pois dois resultados não são significativos, dois aumentaram essa propriedade e três reduziram. A redução dessa propriedade pode estar atrelado ao efeito plastificante, gerado pela descontinuidade dos lipídios ao longo do filme [12]. Entretanto, o aumento dessa propriedade pode estar relacionado à dureza da cera de carnaúba, pela presença de ésteres de ácidos graxos insaturados hidroxilados com cerca de doze átomos de carbono na cadeia [17]. 21.5 Conclusões Em suma, destaca-se o aprimoramento da barreira à permeabilidade ao vapor de água e a redução da solubilidade dos filmes com a incorporação da cera de carnaúba. Esse resultado, discutido na revisão sistemática, indica o grande potencial da incorporação da cera de carnaúba em filmes biopoliméricos para aplicações na indústria de embalagens. Embora sua influência nas propriedades mecânicas seja inconclusiva devido a presença de agentes plastificantes, os aglomerados, poros e descontinuidades nas matrizes poliméricas causados pela cera de carnaúba podem refletir na diminuição da resistência à tração e da deformação na ruptura dos filmes. 248
- 249. CAPÍTULO 21. AVALIAÇÃODO EFEITO DA INCORPORAÇÃO DA CERA DE CARNAÚBA EM FILMES BIOPOLIMÉRICOS: UMA REVISÃO SISTEMÁTICA Agradecimentos Ao Programa de Pós-Graduação em Ciência e Engenharia de Materiais da Universidade Federal de Santa Catarina e à CAPES. Referências [1] Emiliana Barros Cerqueira e Jaıra Maria Alco- baça Gomes. “Sociobiodiversidade, mercado e polıtica de preços mınimos para pó e cera de carnaúba”. Em: Revista ESPACIOS| Vol. 36 (Nº 10) Año 2015 (2015). [2] Marcela Chiumarelli e Miriam D Hubinger. “Eva- luation of edible films and coatings formulated with cassava starch, glycerol, carnauba wax and stearic acid”. Em: Food hydrocolloids 38 (2014), pp. 20–27. [3] “EUROPEAN BIOPLASTICS. Bioplastics mar- ket data.” Em: (2022). url: https : / / www . european-bioplastics.org/market/. [4] FOOD e DRUG ADMINISTRATION. “Food Additive Status List”. Em: (2022). url: https: / / www . fda . gov / food / food - additives - petitions / food - additive - status - list # collapse2014. [5] Sabina Galus et al. “Effects of candelilla and car- nauba wax incorporation on the functional pro- perties of edible sodium caseinate films”. Em: In- ternational Journal of Molecular Sciences 21.24 (2020), p. 9349. [6] RL Hamilton. “Water vapor permeability of polyethylene and other plastic materials”. Em: Bell System Technical Journal 46.2 (1967), pp. 391–415. [7] Nur Aizatul Hidayah Abdul Kadar et al. “A review on potential of algae in producing bio- degradable plastic”. Em: International Journal of Engineering Advanced Research 3.1 (2021), pp. 13–26. [8] Bhone Myint Kyaw et al. “Biodegradation of low density polythene (LDPE) by Pseudomo- nas species”. Em: Indian journal of microbiology 52.3 (2012), pp. 411–419. [9] Lindani Koketso Ncube et al. “An overview of plastic waste generation and management in food packaging industries”. Em: Recycling 6.1 (2021), p. 12. [10] Williara Queiroz de Oliveira et al. “Food pac- kaging wastes amid the COVID-19 pandemic: Trends and challenges”. Em: Trends in food sci- ence & technology 116 (2021), pp. 1195–1199. [11] Josemar Gonçalves de Oliveira Filho et al. “New approach in the development of edible films: The use of carnauba wax micro-or nanoemulsions in arrowroot starch-based films”. Em: Food Packa- ging and Shelf Life 26 (2020), p. 100589. [12] Delane C Rodrigues et al. “Influence of cassava starch and carnauba wax on physical proper- ties of cashew tree gum-based films”. Em: Food hydrocolloids 38 (2014), pp. 147–151. [13] Viviane Patrıcia Romani et al. “Cold plasma and carnauba wax as strategies to produce improved bi-layer films for sustainable food packaging”. Em: Food Hydrocolloids 108 (2020), p. 106087. [14] Francisco Klebson Gomes dos Santos et al. “Ef- fect of the addition of carnauba wax on phy- sicochemical properties of chitosan films”. Em: Materials Research 20 (2017), pp. 479–484. [15] Talita M Santos et al. “Physical properties of cassava starch–carnauba wax emulsion films as affected by component proportions”. Em: Inter- national Journal of Food Science & Technology 49.9 (2014), pp. 2045–2051. 249
- 250. CAPÍTULO 21. AVALIAÇÃODO EFEITO DA INCORPORAÇÃO DA CERA DE CARNAÚBA EM FILMES BIOPOLIMÉRICOS: UMA REVISÃO SISTEMÁTICA [16] Fereidoon Shahidi e Abul Hossain. “Preservation of aquatic food using edible films and coatings containing essential oils: A review”. Em: Criti- cal Reviews in Food Science and Nutrition 62.1 (2022), pp. 66–105. [17] Pau Talens e John M Krochta. “Plasticizing ef- fects of beeswax and carnauba wax on tensile and water vapor permeability properties of whey protein films”. Em: Journal of Food Science 70.3 (2005), E239–E243. [18] Preeti Tyagi et al. “Advances in barrier coa- tings and film technologies for achieving sustai- nable packaging of food products–a review”. Em: Trends in Food Science & Technology 115 (2021), pp. 461–485. [19] Curtis L Weller, Aristippos Gennadios e Ra- quel A Saraiva. “Edible bilayer films from zein and grain sorghum wax or carnauba wax”. Em: LWT-Food Science and Technology 31.3 (1998), pp. 279–285. [20] Tálisson Davi Noberto Xavier et al. “Filmes bio- poliméricos baseados em fécula, quitosana e cera de carnaúba e suas propriedades”. Em: Matéria (Rio de Janeiro) 25 (2020). [21] Yi Zhang, Benjamin K Simpson e Marie-Josée Dumont. “Effect of beeswax and carnauba wax addition on properties of gelatin films: A com- parative study”. Em: Food bioscience 26 (2018), pp. 88–95. 250
- 251.
- 252. 22 AVALIAÇÃO MORFOLÓGICADE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA POSTERIOR INCORPORA- ÇÃO EM HIDROGÉIS PARA APLICAÇÕES BIOMÉ- DICAS Lara Soares Dias dos Santos1 , UFVJM2 , ORCID 0000-0003-4694-2557; Nathália da Cunha Silva, UFVJM2 , ORCID 0000-0003-2779-0535; Jordane S. Rodrigues, UFVJM2 , ORCID 0000-0001-8848-8597; Jhonatan F. B. Vasquez, Trinity College Dublin3 , ORCID 0000-0002-7267-6590; Aislan E. Paiva, Trinity College Dublin3 , ORCID 0000-0003-2231-0360; Fernanda G. L. M. Borsagli, UFVJM2 , ORCID 0000-0002-0202-2452. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.581238 Como citar dos SANTOS, L. S. D.; SILVA, N. da C.; RODRIGUES, J. S.; VASQUEZ, J. F. B.; PAIVA, A. E.;BORSAGLI, F. G. L. M. AVALIAÇÃO MORFOLÓGICA DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA POSTERIOR INCORPORAÇÃO EM HIDROGÉIS PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 251-255. Tópicos 22.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 253 22.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 254 22.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 254 22.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 255 22.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 255 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 256 1 Email: lara.soares@ufvjm.edu.br 2 Universidade Federal Vales do Jequitinhonha e Mucurí 3 AMBER/School of Chemistry, Trinity College-Dublin
- 253. CAPÍTULO 22. AVALIAÇÃOMORFOLÓGICA DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA POSTERIOR INCORPORAÇÃO EM HIDROGÉIS PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS RESUMO Os hidrogéis são materiais que têm a capacidade de adsorver grandes quantidades de água, devido a presença de grupos hidrofílicos em sua composição. Desse modo, a incorporação de nano-cristais de celulose é uma alternativa interessante, visto que os nano-cristais possuem características interessantes como atividade antimicrobiana. Assim, as fibras naturais são uma alternativa viável para se extrair esses nano-cristais, uma vez que as fibras são abundantes e sustentáveis, pois irão agredir menos o meio ambiente. Neste trabalho em específico, utilizou-se a fibra da Ceiba speciosa, conhecida como Paneira rosa, abundante em boa parte do território brasileiro, no cerrado. Essa fibra apresenta características de ser unicelular, de morfologia não torcida, e formato liso e cilíndrico. Além disso, é uma fibra inutilizada, pois ela tem como papel espalhar a semente da paneira. Neste trabalho foi realizada a produção de nano-cristais de celulose a partir da fibra da Ceiba speciosa para aplicações biomédicas, inicialmente foi feito o pré-tratamento com duas rotas químicas distintas, com ácido sulfúrico e ácido clorídrico em diferentes proporções, para posterior extração, após realizou-se a caracterização dos nano-cristais de celulose por MEV. Os resultados apresentaram a formação de nano-cristais aciculares de tamanho de 30 nm, sugerindo ser uma nova fonte de matéria-prima de celulose para a produção de nano- cristais para aplicações biomédicas. Palavras-chave: Hidrogéis, Nanocristais de celulose, Calotropis procera. 22.1 Introdução A evolução dos materiais sempre foi algo primordial na vida dos seres humanos, visto que são úteis na melhoria da qualidade de vida, principalmente aqueles relacionados a área da saúde. Nesse sentido, pode-se perceber o desenvolvimento de curativos, implantes, medicamentos, próteses, dentre outros. Na área da saúde, há o interesse em materiais com propriedades relevantes tais como a engenharia de tecidos. Esses materiais são chamados de biomateriais, os quais podem ser naturais ou sintéticos e, quando está em contato com o sistema biológico é capaz de reparar ou substituir tecido, órgão ou função no organismo. Dentro da variedade dos biomateriais, encontram-se os hidrogéis. Os hidrogéis são redes poliméricas tridimensionais com capacidade para adsorver grande quantidade de água, além de fluidos biológicos. A capacidade de adsorção se deve a presença de grupos químicos como –OH, –CONH, –CONH2 e –SO3H na estrutura formada pelo polímero, em alguns casos, essa adsorção pode chegar até 90% (m/m) [1]. Dessa forma, o que compromete a adsorção de água são a hidrofilicidade das cadeias poliméricas e a densidade do agente reticulante [2]. Os hidrogéis podem ser obtidos a partir de fontes naturais ou sintéticas. Um exemplo de hidrogéis naturais são as gelatinas, já os sintéticos para a produção de hidrogéis, são a quitosana, o poli (óxido de etileno), poli (álcool vinílico) e a polivinilpirrolidona (PVP) [5]. Devido a variedade de tipos de hidrogéis, é possível obter múltiplas aplicações. Os hidrogéis têm aplicação em regeneração epitelial, lentes de contato, odontologia, implantes, liberação de fármacos e oftalmologia, dentre outros. Uma alternativa nesses hidrogéis, é a incorporação de nano-cristais de celulose. Sendo considerado um material inovador, os nano-cristais de celulose são encontrados nas fibras dos domínios cristalinos, possui de 5 a 20 nm de largura e 100 a 500 nm de comprimento. 253
- 254. CAPÍTULO 22. AVALIAÇÃOMORFOLÓGICA DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA POSTERIOR INCORPORAÇÃO EM HIDROGÉIS PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS Nesse contexto, utilizar fibras naturais vem se tornando promissor devido aos benefícios como serem de fonte renovável, disponibilidade, boa abrasividade e biodegradável. A Paneira rosa, espécie de planta pertencente à família da Malvaceae, encontrada em boa parte do território brasileiro, especialmente na Região Sudeste, é uma planta com potencial para se extrair tal material inovador. Sua fibra conhecida como Ceiba speciosa, possui formato cilíndrico, oco com um lúmen, distinguindo-se de outras fibras por apresentar leveza por apresentar cerca de 80 % de porosidade [4] [3]. Nesse enfoque, o presente trabalho teve como objetivo sintetizar nano-cristais de celulose a partir da fibra da Ceiba speciosa, avaliando seu potencial para incorporação com o hidrogel. 22.2 Materiais e métodos Os materiais e reagentes utilizados foram ácido acético (37 %), hidróxido de sódio (98,83 %), peróxido de hidrogênio (98,5 %). A fibra da Ceiba speciosa foi utilizada para extração, em todas as soluções foi utilizada água deionizada a temperatura ambiente. As amostras da fibra foram obtidas no cerrado da região Norte de Minas Gerais, na cidade de Janaúba e armazenadas em um recipiente plástico para posterior utilização. Para a etapa de pré- tratamento utilizou-se 1 g da fibra, a fibra foi lavada várias vezes com água deionizada e seca em estufa a 40 °C. Após, as fibras foram imersas em solução de NaOH (2 % em peso) e deixadas sob agitação durante 3 horas em temperatura ambiente. Depois, acrescentou-se à fibra 46,5 mL de ácido acético com 150 µL de ácido clorídrico em 3,5 mL de água deionizada sob agitação por 3 horas em temperatura ambiente. A extração dos nano-cristais de celulose foi obtida através de dois métodos adaptados. No primeiro, as fibras foram acrescidas de uma solução de ácido sulfúrico 63 % em peso sob agitação por 1 hora. Após, a solução foi acrescida 300 mL de água gelada e a solução foi centrifugada várias vezes, retirando-se o sobrenadante. Então a solução foi dialisada e guardada em geladeira para posterior uso e caraterização. Na segunda metodologia, as fibras pré-tratadas foram imersas em uma solução de 20,4 mL de ácido sulfúrico, acrescido de 14,4 mL de ácido clorídrico e 25,2 mL de água deionizada sob agitação por 1 hora. Após, 300 mL de água deionizada gelada foi adicionado ao processo para finalizar a hidrólise. Por fim, a solução foi centrifugada várias vezes, retirando-se o sobrenadante. Então a solução foi dialisada e guardada em geladeira para posterior uso e caracterização. A caracterização morfológica dos nano-cristais foi realizada utilizando-se a Microscopia Eletrônica de Varredura (MEV), em equipamento (SEM, FEI-FEG-FIB- QUANTA 3D) acoplado com espectroscópio de dispersão de energia (EDX, EDAX Bruker), com resolução de 0,8 nm. A princípio, a amostra foi metalizada com uma fina camada de carbono (30 nm) e as imagens foram obtidas pelo método de elétrons secundários, com ampliações de 350x na área superficial. A distribuição de diâmetro e comprimento do CNC obtido foi analisada usando o software Image J. 22.3 Resultados Os resultados apresentados pelo MEV são mostrados na Figura 22.1. 254
- 255. CAPÍTULO 22. AVALIAÇÃOMORFOLÓGICA DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA POSTERIOR INCORPORAÇÃO EM HIDROGÉIS PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS Figura 22.1 – Imagens de MEV com aumento de 350x (Autores, 2022). 22.4 Análise e discussão A avaliação morfológica dos nano-cristais de celulose, obtidas por MEV, mostrou a variação da fibra ao longo dos dias 3, 9, 10 e 14 (Figura 22.1). Em que podemos observar que no dia 3, apresentou estrutura mais organizada. Os nano-cristais apresentaram morfologia bastante heterogênea na rota com ácido clorídrico. Já nos nano-cristais na rota apenas com ácido sulfúrico, a morfologia foi mais homogênea e no formato acicular, comumente relatado na literatura. Já em relação à porosidade foi maior nas amostras com ácido clorídrico. Os tamanhos dos nano-cristais ficaram na faixa de 30 nm, independente da rota, embora na rota com ácido sulfúrico houve maior heterogeneidade estatisticamente falando. 22.5 Conclusões Os resultados indicaram a formação de nano-cristais com formação acicular de tamanho em torno de 30 nm, indicando que esta biomassa subutilizada pode ser explorada como uma nova fonte de matéria-prima de celulose para a produção de nano-cristais com potencial para múltiplas aplicações. Agradecimentos Os autores agradecem o BIOSEM-LESMA/UFVJM e o AMBER/Trinity College Dublin pelas análises e caracterizações químicas realizadas. Assim como a FAPEMIG (APQ- 02565-21), CAPES, CNPq e UFVJM pelo suporte financeiro ao projeto. 255
- 256. CAPÍTULO 22. AVALIAÇÃOMORFOLÓGICA DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA POSTERIOR INCORPORAÇÃO EM HIDROGÉIS PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS Referências [1] Vânia Aparecida Blasques Bueno. “Produção de hidrogéis micro e nanoestruturados”. Tese de dout. Universidade de São Paulo. [2] Vanessa Matte Cassol, Leonardo Fantinel e Wil- liam Leonardo da Silva. “Estudo e viabilidade do revestimento de sementes da soja no processo da germinação a partir do uso de polımero hi- drogel de amido de milho”. Em: Disciplinarum Scientia| Naturais e Tecnológicas 21.1 (2020), pp. 103–115. [3] Luiz Carlos Correia de Jesus et al. “Compor- tamento térmico de compósitos de poliestireno reciclado reforçado com celulose de bagaço de cana”. Em: Matéria (Rio de Janeiro) 24 (2019). [4] Márcia Regina Leal et al. “Ceiba speciosa St. Hill fruit fiber as a potential source for nanocel- lulose production and reinforcement of polyvinyl acetate composites”. Em: Polymer Composites 42.1 (2021), pp. 397–411. [5] JM Rosiak et al. “Radiation formation of hydro- gels for biomedical application”. Em: Radiation synthesis and modification of polymers for bio- medical applications 5 (2002). 256
- 257. 23 HIDROGÉIS COMINCORPORAÇÃO DE NANO- CRISTAIS DE CELULOSE PARA APLICAÇÃO NA ENGENHARIA DE TECIDO Nathália da Cunha Silva1 , UFVJM2 , ORCID 0000-0003-2779-0535; Lara Soares Dias dos Santos, UFVJM2 , ORCID 0000-0003-4694-2557; Jordane Silva Rodrigues, UFVJM2 , ORCID 0000-0001-8848-8597; Fernanda G. L. Medeiros Borsagli, UFVJM2 , ORCID 0000-0002-0202-2452. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.586797 Como citar SILVA, N. da C.; dos SANTOS, L. S. D.; RODRIGUES, J. S.; BORSAGLI, F. G. L. M. HIDROGÉIS COM INCORPORAÇÃO DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA APLICAÇÃO NA ENGENHARIA DE TECIDO. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 256-263. Tópicos 23.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 258 23.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 259 23.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 259 23.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 262 23.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 263 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 263 RESUMO Nos últimos anos, a nanotecnologia levou a avanços científicos e tecnológicos significativos em diversos campos do conhecimento, especificamente na área farmacêutica. As nanopartículas têm múltiplas aplicações em diversos ramos da ciência devido suas propriedades físicas, químicas e biológicas únicas que são essenciais para o desenvolvimento de novos sistemas de liberação de fármacos de forma sustentável representando uma abordagem muito promissora para o tratamento eficaz de uma gama variada doenças. Nesse enfoque, o uso de 1 Email: nathalia.cunha@ufvjm.edu.br 2 Universidade Federal Vales do Jequitinhonha e Mucurí
- 258. CAPÍTULO 23. HIDROGÉISCOM INCORPORAÇÃO DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA APLICAÇÃO NA ENGENHARIA DE TECIDO fibras vegetais na extração de nano-cristais de celulose pode ser uma alternativa promissora, principalmente, para incorporação em hidrogéis para aplicações biomédicas. Os hidrogéis são materiais poliméricos que podem ser usados como biomateriais, pois apresentam uma estrutura tridimensional com alta capacidade de intumescimento em água ou fluidos biológicos. Nesse contexto, o presente trabalho produziu hidrogéis de carboximetilcelulose com incorporação de nano-cristais de celulose para aplicação em engenharia de tecido. Esses nano-cristais foram caracterizados apresentando morfologia bastante homogênea, com tamanhos na ordem de 30 nm. Os principais grupos funcionais encontrados mostraram que a incorporação dos nano-cristais e reticulação com ácido cítrico, foram satisfatórias para a síntese dos hidrogéis. O conjunto de resultados indica que este material é bastante promissor para a aplicação proposta, sendo um biomaterial eficiente e de baixo custo. Palavras-chave: Nano-cristais, Biomateriais, CMC, Fibras-naturais. 23.1 Introdução A Engenharia de tecidos é um campo interdisciplinar da ciência e tecnologia que aplica conceitos de engenharia e ciências da vida para desenvolver substitutos biológicos, tendo como objetivo a regeneração de órgãos e tecidos vivos capazes de preservar e restaurar a função de um órgão ou tecido danificado. Os três componentes da engenharia de tecidos são basicamente o scaffold, as células e o microambiente fisiológico [7]. A nanotecnologia é destacada para uso em produtos farmacêuticos, assim como em outros campos de produção, como em sistemas utilizados para transportar moléculas de interesse terapêutico. As estruturas que mediam esse transporte, chamadas nanopartículas, são coloides sólidos estáveis compostos por materiais poliméricos ou lipídicos capazes de transportar substâncias e controlar sua liberação [5]. As nanopartículas poliméricas têm atraído mais atenção devido ao seu potencial terapêutico, melhor estabilidade em fluidos biológicos e no armazenamento. Dentre os polímeros existentes, os polímeros biodegradáveis são candidatos favoráveis ao desenvolvimento de nanopartículas, pois podem funcionar controlando e mantendo a liberação de fármacos, além de serem facilmente excretados pelo organismo [12]. Hidrogéis são materiais que possuem a habilidade de adsorver água mantendo sua estabilidade química, o que os tornam promissores para diversas aplicações [8]. Devido à sua capacidade de simular a natureza da maioria dos tecidos moles, os hidrogéis são biomateriais muito atraentes para aplicação na engenharia de tecido. Diversos estudos vêm sendo desenvolvidos com esses materiais, derivados de misturas poliméricas ou copolímeros, em razão de suas características promissoras como biodegradabilidade, propriedades mecânicas, estabilidade química e interações polímeros-polímeros [15]. Nesse contexto, a possibilidade de adaptação dessas matrizes poliméricas para otimizar a liberação de drogas baseada em suas propriedades, dose e parâmetros farmacocinéticos é bastante interessante no âmbito biomédico [3]. O Brasil possui uma grande biodiversidade vegetal que pode ser explorada para diversos fins tec- nológicos. Dentre os polissacarídeos, a celulose se destaca devido à sua disponibilidade, biocompatibilidade, biodegradabilidade, grande disponibilidade e extração de nano-cristais [11]. O uso de fibras vegetais para a obtenção de hidrogéis nano-celulósicos pode ser uma alternativa promissora, pois o resultado destas estruturas altamente ordenada, mostra grande capacidade de armazenamento de água, elevada resistência mecânica, propriedades óticas, magnéticas e elétricas significativamente diferentes do material macroscópico [1]. Estes 258
- 259. CAPÍTULO 23. HIDROGÉISCOM INCORPORAÇÃO DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA APLICAÇÃO NA ENGENHARIA DE TECIDO materiais, em suspensão, tem um comportamento coloidal e quando provém de processos hidrolíticos possuem uma boa estabilidade [2]. Hidrólise realizados com ácido sulfúrico, grupos sulfatos se ligam à superfície dos nano-cristais e tornam estes carregados negativamente, o que causa uma repulsão eletrostática que evita aglomeração das partículas [13]. Nesse sentido, o presente trabalho visou obter hidrogéis de carboximetilcelulose com a incorporação de nano-cristais de celulose, para aplicação na engenharia de tecido, abrindo espaço para aplicações científicas e tecnológicas. 23.2 Materiais e métodos Nano-cristais de celulose foram obtidos por meio de adaptação do método de Song et al, (2019)[14]. Primeiramente, as fibras pré-tratadas foram imersas em uma solução de 60% de ácido sulfúrico e 40% de ácido clorídrico deixada sob agitação por 1 hora. Após, 300 mL de água deionizada gelada foi adicionado ao processo para finalizar a hidrólise. Então, a solução foi centrifugada várias vezes, retirando-se o sobrenadante e, em seguida, a solução foi dialisada e guardada em geladeira para posterior uso. Para a produção dos hidrogéis, um solução 2% de carboximetilcelulose (CMC) (m/v) em água deionizada foi preparada e mantida sob agitação por 24 horas. Após a completa solubilização da CMC, acrescentou 1% de nano-cristais e manteve-se sob agitação por 24 horas. Sequencialmente, acrescentou-se 10% (m/m) de ácido cítrico na solução CMC-CNC-HCl/H2SO4 deixando sob agitação por 20 minutos. Após, 10 mL da solução CMC- CNC-HCl/H2SO4-AC foram vertidas em placa de petri de poliestireno e secos em estufa a 40 °C durante 24h para remoção da água. Na sequência, as amostras foram mantidas na estufa com aumento de temperatura para 80 °C durante 24h para a reação de reticulação (método de evaporação lenta). As análises morfológicas dos hidrogéis foram realizadas utilizando-se Microscopia Eletrônica de Varredura (MEV) da HITACHI modelo TM-3000. A princípio, a amostra foi fixada em um suporte stub, utilizando uma fita condutora dupla face de carbono da marca TEDPELLA e as imagens foram obtidas usando uma tensão de aceleração de 15 kV, com ampliações de 1 kx e 250x na área superficial. A análise dos grupos químicos presentes nas amostras foram obtidos em um espectrômetro FT-IR da marca AGILENT TECHNOLOGIES, modelo Cary 630 equipado com um acessório de refletância total atenuada (ATR) com cristal de diamante. Os espectros dos materiais foram obtidos após 32 varreduras em uma faixa de comprimento de 650 a 4000 cm-1 , com uma resolução de 4cm-1 . Por fim foi feita a avaliação visual qualitativa dos hidrogéis. 23.3 Resultados Os resultados da avaliação morfológica são mostrados na Figura 23.1. E o hidrogel produzido é mostrado na Figura 23.2. Os resultados da análise FTIR CMC-AC e CMC pura são mostrados na Figura 23.3. As bandas de absorção encontradas da Figura 23.3 são mostradas na Tabela 21. Os resultados da análise FTIR CMC–CNC-HCl/H2SO4-AC são mostrados na Figura 23.4. As bandas de absorção encontradas da Figura 23.4 são mostradas na Tabela 22. 259
- 260. CAPÍTULO 23. HIDROGÉISCOM INCORPORAÇÃO DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA APLICAÇÃO NA ENGENHARIA DE TECIDO Figura 23.1 – Micrografia dos hidrogéis (CMC-CNC-HCl/H2SO4-AC) obtida por Microscopia Eletrônica de Varredura (MEV) com aumento de 1kx (A) (C) (D) e 250x (B)(Autores, 2022). Figura 23.2 – Hidrogel produzido (Autores, 2022). Tabela 21 – Bandas de absorção encontradas nas amostras de CMC-AC e CMC pura. NÚMERO DE ONDA (cm-1 ) BANDAS 3500-3197 O–H 2937 C–H 1594 –COOH 1595 –COOH 1432-1332 –COOH 1066 C–O 1023 C–O 890 β1–4 Fonte: Autores, 2022. 260
- 261. CAPÍTULO 23. HIDROGÉISCOM INCORPORAÇÃO DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA APLICAÇÃO NA ENGENHARIA DE TECIDO Figura 23.3 – Espectros do hidrogel obtido por espectroscopia de infravermelho por transformada de Fourier (FTIR) para CMC-AC e CMC pura (Autores, 2022). Figura 23.4 – Espectros do hidrogel obtido por espectroscopia de infravermelho por transformada de Fourier (FTIR) para CMC-CNC-HCl/cm−1 -AC. Fonte: Autores, 2022. 261
- 262. CAPÍTULO 23. HIDROGÉISCOM INCORPORAÇÃO DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA APLICAÇÃO NA ENGENHARIA DE TECIDO Tabela 22 – Bandas de absorção encontradas nas amostras de CMC-AC e CMC pura. NÚMERO DE ONDA (cm-1 ) BANDAS 3128 O–H 2906 C–H 1579 –COOH 1406 –COOH 1315 –COOH 1252 β1–4 1007 C–O 891 β1–4 Fonte: Autores, 2022. 23.4 Análise e discussão A Figura 23.1 mostra a avaliação morfológica dos hidrogéis de carboximetilcelulose incorporados com nano-cristais reticulados com ácido cítrico obtidas por microscopia eletrônica de varredura (MEV). Os hidrogéis apresentam morfologia de uma superfície lisa e homogênea com espessura de aproximadamente 5 µm. Já, os nano-cristais apresentaram morfologia bastante heterogênea com tamanhos médios na faixa de 30 nm. Além disso, os nano-cristais obtidos a partir da fibra Ceiba speciosa apresentaram alto teor de celulose (60,63%) e hemicelulose (91,14%) que estão de acordo com a literatura [10]. A presença do ácido sulfúrico manteve o formato dos nano-cristais acicular, conforme relatado na literatura e possibilitou uma melhor dispersão dos nano-cristais no hidrogel de CMC (Figura 23.2). No entanto, percebeu-se uma porosidade presente nos nano-cristais, provavelmente, em razão da presença de ácido clorídrico. Na caracterização física pela análise de FTIR, foi possível identificar as principais bandas de absorção referentes aos modos de vibração dos principais grupos funcionais presentes na carboximetilcelulose reticulada com ácido cítrico (CMC-AC) e na carboximetilcelulose incorporada com nano-cristais de celulose reticulada com ácido cítrico (CMC- CMC- CNC-HCl/H2SO4-AC), podendo ser visualizadas na Figura 23.3, na Figura 23.4, na Tabela 21 e na Tabela 22. Em geral, os materiais à base de CMC apresentaram uma banda larga na região de 3700-3000 cm-1 atribuída a vibrações O–H incluindo ligações de hidrogênio formadas entre grupos (OH) hidroxila da celulose presentes na CMC e no ácido cítrico, os quais estão aumentados na CMC- CMC- CNC-HCl/H2SO4-AC em razão do aumento de hidroxilas na molécula por causa do nano-cristais incorporado na cadeia Além disso, podem ser observadas as principais bandas vibracionais relacionadas a carboxila (–COOH) sendo 1594 cm-1 , 1579 cm-1 , 1419 cm-1 , 1431-1332 cm-1 , 1406 cm-1 , 1329 cm-1 e 1315 cm-1 . Ainda pode-se observar a deformação axial do (C–H) em 2937 cm-1 e 2906 cm-1 , vibrações C–O de álcoois primários da celulose em 1007 cm-1 , 1023 cm-1 e 1066 cm-1 [9]. Além disso, a banda vibracional associada às ligações glicosídicas entre unidades de glicose foi detectada em 1252 cm-1 , 898 cm-1 e 890 cm-1 em razão da celulose [4]. Após a reticulação houve uma mudança significativa na região circulada em azul na Figura 23.3, relativa à banda na região de 1700-1800 cm-1 . Esta mudança é um indicativo da reticulação, por meio de mudanças em carbonila de ligações éster [6]. Isso significa que o ácido cítrico é um bom agente reticulante para a CMC, resultando em um gel reticulado altamente hidrofílico. Após a incorporação dos nano-cristais no hidrogel, não foi possível perceber alterações significativas nos espectros da Figura 23.4. Esta ausência de 262
- 263. CAPÍTULO 23. HIDROGÉISCOM INCORPORAÇÃO DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA APLICAÇÃO NA ENGENHARIA DE TECIDO variação já era esperada, pois a nano-celulose incorporada possui estrutura química similar à CMC. 23.5 Conclusões Os resultados mostraram que é possível produzir hidrogéis de carboximetilcelulose com a incorporação de nano-cristais de celulose reticulados com ácido cítrico. Os principais componentes químicos da fibra foram a celulose e hemicelulose que foram identificadas nos espectros da análise FTIR. As caracterizações dos hidrogéis produzidos apresentaram um material homogêneo com paredes de filmes finas. Os resultados indicaram a formação de nano-cristais com formação acicular de tamanho médio em torno de 30 nm, indicando que esta biomassa subutilizada pode ser explorada como uma nova fonte de matéria-prima de celulose para a produção de nano-cristais com potencial para múltiplas aplicações na engenharia de tecido. Agradecimentos Os autores agradecem ao BIOSEM-LESMA/UFVJM e o LMMA/UFVJM pelas análises e caracte- rizações químicas realizadas. Assim como a FAPEMIG (APQ-02565-21, APQ- 03088-2), CAPES, CNPq e UFVJM pelo suporte financeiro ao projeto. Referências [1] My Ahmed Said Azizi Samir, Fannie Alloin e Alain Dufresne. “Review of recent research into cellulosic whiskers, their properties and their application in nanocomposite field”. Em: Bio- macromolecules 6.2 (2005), pp. 612–626. [2] Emily D Cranston e Derek G Gray. “Morpho- logical and optical characterization of polyelec- trolyte multilayers incorporating nanocrystalline cellulose”. Em: Biomacromolecules 7.9 (2006), pp. 2522–2530. [3] Marilia Pinto Federico et al. “Noções sobre pa- râmetros farmacocinéticos/farmacodinâmicos e sua utilização na prática médica”. Em: Revista da Sociedade Brasileira de Clınica Médica 15.3 (2017), pp. 201–205. [4] Ali Hebeish e S Sharaf. “Novel nanocomposite hydrogel for wound dressing and other medical applications”. Em: RSC advances 5.125 (2015), pp. 103036–103046. [5] Alexander Junges et al. “Aplicação da nanotec- nologia na engenharia de alimentos: uma revi- são”. Em: Research, Society and Development 11.2 (2022), e3611225389–e3611225389. [6] KK Mali et al. “Citric acid crosslinked carboxy- methyl cellulose-based composite hydrogel films for drug delivery”. Em: Indian Journal of Phar- maceutical Sciences 80.4 (2018), pp. 657–667. [7] Mônica Helena Monteiro do Nascimento e Ch- ristiane Bertachini Lombello. “Hidrogéis a base de ácido hialurônico e quitosana para engenha- ria de tecido cartilaginoso”. Em: Polımeros 26 (2016), pp. 360–370. [8] N Nogueira et al. “Characterization of poly (2- hydroxyethyl methacrylate)(PHEMA) contact lens using the Langmuir monolayer technique”. Em: Journal of colloid and interface science 385.1 (2012), pp. 202–210. [9] Cybelle Crystinne do Prado Marinho et al. “Pré- tratamento ácido da palha de cana-de-açúcar visando a produção de etanol de segunda gera- ção”. Em: Revista Tecnologia e Sociedade 16.41 (2020), pp. 1–14. 263
- 264. CAPÍTULO 23. HIDROGÉISCOM INCORPORAÇÃO DE NANO-CRISTAIS DE CELULOSE PARA APLICAÇÃO NA ENGENHARIA DE TECIDO [10] Renny Purnawati et al. “Physical and chemical properties of kapok (Ceiba pentandra) and balsa (Ochroma pyramidale) fibers”. Em: Journal of the Korean Wood Science and Technology 46.4 (2018), pp. 393–401. [11] Fernanda Abbate dos Santos, Gisele CV Iulia- nelli, Maria Inês Bruno Tavares et al. “The use of cellulose nanofillers in obtaining polymer nano- composites: properties, processing, and applica- tions”. Em: Materials Sciences and Applications 7.05 (2016), p. 257. [12] Karen Juliana da Silva Neves et al. “Sistemas de entrega de drogas baseados em nanotecnolo- gia: nanopartıculas poliméricas para tratamento de câncer Nanotechnology-based drug delivery systems: review of recent nanodrug development for cancer treatment”. Em: Brazilian Journal of Development 8.4 (2022), pp. 24770–24787. [13] Lucy Di Silvio. Cellular response to biomaterials. Woodhead Publishing, 2009. [14] Kaili Song et al. “Preparation and characteri- zation of cellulose nanocrystal extracted from Calotropis procera biomass”. Em: Bioresources and Bioprocessing 6.1 (2019), pp. 1–8. [15] Finosh Gnanaprakasam Thankam et al. “Growth and survival of cells in biosynthetic poly vinyl alcohol–alginate IPN hydrogels for cardiac applications”. Em: Colloids and Surfaces B: Biointerfaces 107 (2013), pp. 137–145. 264
- 265. 24 HIDROGÉIS QUIMICAMENTEMODIFICADOS COM ADIÇÃO DE ÁCIDO CÍTRICO Jordane S. Rodrigues1 , UFVJM2 , ORCID 0000-0001-8848-8597; Jhonatan F. B. Vasquez, Trinity College Dublin3 , ORCID 0000-0002-7267-6590; Aislan E. Paiva, Trinity College Dublin3 , ORCID 0000-0003-2231-0360; Max P. Gonçalves, UFVJM2 , ORCID 0000-0001-8029-2653; Fernanda G. L. M. Borsagli, UFVJM2 , ORCID 0000-0002-0202-2452. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.580644 Como citar RODRIGUES, J. S.; VASQUEZ, J. F. B.; PAIVA, A. E.;GONÇALVES, M. P.;BORSAGLI, F. G. L. M. HIDROGÉIS QUIMICAMENTE MODIFICADOS COM ADIÇÃO DE ÁCIDO CÍTRICO. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 264-269. Tópicos 24.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 266 24.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 267 24.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 267 24.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 268 24.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 269 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 269 RESUMO A saúde feminina compreende diversos aspectos conexos, em sua ampla maioria, associados à falta de controle hormonal, que sofrem drástica alteração com a idade. Diversas doenças que afetam ou não o sistema reprodutor feminino, são acarretadas por desequilíbrios hormonais. Os hidrogéis são um dos materiais mais atraentes para serem empregados como biomateriais modernos, sobretudo quando quimicamente modificados e constituídos de materiais naturais, como os bio-polímeros, tais como a celulose e seus derivados, e o ácido 1 Email: jordane.rodrigues@ufvjm.edu.br 2 Universidade Federal Vales do Jequitinhonha e Mucurí 3 AMBER/School of Chemistry, Trinity College, Dublin
- 266. CAPÍTULO 24. HIDROGÉISQUIMICAMENTE MODIFICADOS COM ADIÇÃO DE ÁCIDO CÍTRICO cítrico. Esses hidrogéis estão sendo criados para mimetizar o tecido natural em suas qualidades e propriedades. Nesse contexto, a carboximetilcelulose (CMC) tem sido vastamente empregada para a produção de hidrogéis, e em outras áreas da engenharia de tecidos. Nesse sentido, o presente trabalho teve como objetivo a produção de hidrogéis quimicamente modificados para fins de aplicação na área biomédica, com foco na saúde feminina. Para tal, produziu-se os hidrogéis de carboximetilcelulose (CMC−AC) com ácido cítrico, mudando quimicamente o material por meio de tratamento térmico. Sequencialmente, foram realizadas as caracterizações dos hidrogéis produzidos por meio da espectroscopia no infravermelho (FTIR), microscopia eletrônica de varredura (MEV) e avalição qualitativa visual dos hidrogéis. Os resultados da espectroscopia no infravermelho permitiram a identificação dos grupos químicos funcionais presentes nos hidrogéis, sendo observado a presença do grupo hidroxila associado a presença de água nos hidrogéis e aos grupos –OH da celulose presentes na CMC e no ácido cítrico, os quais estão elevados em razão do aumento de hidroxilas na molécula devido o ácido cítrico incorporado na cadeia. Além disso, notou-se o aparecimento do grupo carboxílico associado a presença de carboxila na CMC pura, não estando presente na CMC−AC, possivelmente em razão do processo de reticulação com ácido cítrico. Os resultados do presente trabalho mostraram que é possível produzir hidrogéis quimicamente modificados de carboximetilcelulose (CMC) e ácido cítrico com características que possibilitam um elevado potencial para serem aplicados na área biomédica, com foco na saúde feminina. Palavras-chave: Saúde-da-mulher, Hidrogéis, Nanopartículas, Biomateriais. 24.1 Introdução O ciclo reprodutivo feminino é suscetível a alterações relacionadas à aspectos psicossociais, ambientais e fisiológicos. Além disso, mudanças no período pré-menstrual, o pós-parto e as adversidades do humor pertinentes a perimenopausa ou menopausa podem encontrar-se conexas a alterações influenciadas por hormônios [8]. Segundo Viganó (2004) [9], a endometriose corresponde a uma patologia ginecológica comum, compreendendo cerca de 5 % a 15 % das mulheres no ciclo fértil e de 3 % a 5 % no período de pós-menopausa. Entretanto acredita-se que há uma grande quantidade de mulheres com endometriose, cerca de sete milhões nos EUA e de mais de 70 milhões no mundo [10]. A maior parte dessas mulheres portadoras de endometriose manifesta sintomas, em diversas intensidades, tendo como principais sintomas dor pélvica crônica, intestinais, dismenorreia, dispareunia de profundidade, infertilidade e ciclos urinários com dor ou sangramento ao evacuar/urinar no decorrer do ciclo menstrual [1]. Atualmente, vem sendo utilizados hidrogéis como auxiliadores de tratamento de distintas patologias. Os hidrogéis são redes tridimensionais compostas por cadeias poliméricas, capazes de adsorver altas quantidade de água e fluidos biológicos em sua estrutura sem perder o equilíbrio químico [5, 7]. Em meio as qualidades que tornam os hidrogéis biomateriais extraordinários pode ser destacado seu superior teor de água que contribui para sua alta biocompatibilidade [2], baixa tensão interfacial entre a superfície do hidrogel e uma solução aquosa, atributos físicos idênticos os do tecido humano, assim como contextura macia e elástica exibida por determinados hidrogéis, tornando mínimo a irritação mecânica por atrito [6]. Nesse contexto, o presente trabalho teve como objetivo produzir hidrogéis quimicamente modificados de carboximetilcelulose (CMC) com ácido cítrico, para aplicação no tratamento da saúde da mulher, visando 266
- 267. CAPÍTULO 24. HIDROGÉISQUIMICAMENTE MODIFICADOS COM ADIÇÃO DE ÁCIDO CÍTRICO conforto e proteção durante os ciclos menstruais, principalmente os dolorosos proporcionados por doenças, como a endometriose. 24.2 Materiais e métodos Para a realização da produção dos hidrogéis, foram diluídos 2 % de carboximetilcelulose em água deionizada (m/v) mantido sob agitação por 24 horas. Após a completa solubilização da CMC, acrescentou 15 % (m/m de polímero) de ácido cítrico (AC) na solução CMC deixando sob agitação por 20 minutos. Em seguida, 10 mL da solução CMC-AC foram vertidas em placa de Petri de poliestireno e secos em estufa a 40 °C durante 24h para remoção da água. Na sequência, as amostras foram mantidas na estufa com aumento de temperatura para 80 °C durante 24h para a reação de reticulação (método de evaporação lenta). Sequencialmente, foram realizadas as caracterizações dos hidrogéis produzidos por meio da espectroscopia no infravermelho (FTIR), microscopia eletrônica de varredura (MEV) e avaliação qualitativa visual dos hidrogéis. 24.3 Resultados A espectroscopia no infravermelho permitiu a identificação dos grupos químicos funcionais presentes na amostra dos hidrogéis de carboximetilcelulose (CMC) e carboximetilcelulose reticulada com ácido cítrico (CMC_AC) (Figura 24.1). A tabela 23, mostra as bandas presentes nos hidrogéis de (a) carboximetilcelulose (CMC) e (b) carboximetilcelulose reticulada com ácido cítrico (CMC_AC). Tabela 23 – Bandas no infravermelho dos hidrogéis de Carboximetilcelulose (CMC) e carboximetilcelulose reticulada com ácido cítrico (CMC_AC). N° DE ONDA (CM-1 ) VIBRAÇÃO GRUPOS OBSERVADOS EM CMC E/ OU CMC_AC 3100-3300 OH–OH HIDROXILA 1719 –COOH CARBOXILA 1599 –COO- CARBOXILATOS (ASSIMÉTRICOS) 1587 –COO- CARBOXILATOS (SIMÉTRICOS) 1412 –COO- CARBOXILATOS (SIMÉTRICOS) 1401 –COO- CARBOXILATOS (SIMÉTRICOS) 1250 –COOH CARBOXILA 1017 –OH HIDROXILA 893 β1 − 4–OH LIGAÇÃO β1 − 4 GLICOSÍDICA Na figura 24.2 (A), é possível observar a morfologia dos hidrogéis produzidos com CMC e na figura 24.2 (B), a morfologia dos hidrogéis produzidos com adição de ácido cítrico. A figura 24.3, mostra o hidrogel após a secagem. 267
- 268. CAPÍTULO 24. HIDROGÉISQUIMICAMENTE MODIFICADOS COM ADIÇÃO DE ÁCIDO CÍTRICO Figura 24.1 – Espectro no infravermelho dos hidrogéis de (a) carboximetilcelulose (CMC) e (b) carboximetil- celulose reticulada com ácido cítrico (CMC_AC). Figura 24.2 – Micrografia obtida por Microscopia Eletrônica de Varredura (MEV) dos hidrogéis de (A) CMC e (B) CMC com 15% de ácido cítrico. 24.4 Análise e discussão Na figura 24.1 foi possível a identificação dos grupos químicos funcionais presentes na amostra dos hidrogéis de carboximetilcelulose (CMC) e carboximetilcelulose reticulada com ácido cítrico (CMC_AC). Assim como na tabela 23, onde as bandas entre 3100 - 3300 foram verificadas a presença do grupo hidroxila associado a presença de água nos hidrogéis e aos grupos –OH da celulose presentes na CMC, os quais 268
- 269. CAPÍTULO 24. HIDROGÉISQUIMICAMENTE MODIFICADOS COM ADIÇÃO DE ÁCIDO CÍTRICO Figura 24.3 – Hidrogel produzido, após secagem. estão aumentados na CMC_AC em razão do aumento de hidroxilas na molécula por causa do ácido cítrico incorporado na cadeia. Em 1719 percebe-se o grupo carboxílico associado a presença de carboxila na CMC, não estando presente na CMC_AC, provavelmente em razão do processo de reticulação com ácido cítrico. Em 1599, 1587, 1412 e 1401 estão os grupamentos carboxilas presentes tanto na CMC, quanto na CMC_AC [4]. Observou-se em 1250 cm-1 e em 893 cm-1 ligações glicosídicas β1 − 4 entre unidades de glicose em razão da celulose [3]. Na figura 24.2 (A), é possível observar a morfologia do hidrogel com uma superfície lisa e homogênea. Já na figura 24.2 (B), mostra a morfologia de uma superfície homogênea, mas com a presença de bolhas, que pode estar ligada ao ácido cítrico durante o processo de reticulação dos hidrogéis. Na avaliação qualitativa visual dos hidrogéis, observou-se que em todos os sistemas sintetizados ocorreu uma completa solubilização da carboximetilcelulose, caracterizada pelo aspecto límpido e transparente das soluções. Após secagem, os hidrogéis apresentaram-se lisos e flexíveis, como mostrado na figura 24.3. 24.5 Conclusões Os resultados do presente trabalho mostraram que é possível produzir hidrogéis quimicamente modificados de carboximetilcelulose (CMC) e ácido cítrico com características que possibilitam um grande potencial para serem aplicados na área biomédica, com foco na saúde feminina. Agradecimentos Os autores agradecem ao BIOSEM-LESMA/UFVJM e o AMBER/Trinity College Dublin pelas análises e caracterizações químicas realizadas. Assim como a FAPEMIG (APQ-02565-21), CAPES, CNPq e UFVJM pelo suporte financeiro ao projeto. Referências [1] MS Arruda et al. “Time elapsed from onset of symptoms to diagnosis of endometriosis in a cohort study of Brazilian women”. Em: Human reproduction 18.4 (2003), pp. 756–759. 269
- 270. CAPÍTULO 24. HIDROGÉISQUIMICAMENTE MODIFICADOS COM ADIÇÃO DE ÁCIDO CÍTRICO [2] Allan S Hoffman. “Hydrogels for biomedical ap- plications”. Em: Advanced drug delivery reviews 64 (2012), pp. 18–23. [3] Keith Linehan e Hugh Doyle. “Solution reduc- tion synthesis of amine terminated carbon quan- tum dots”. Em: RSC Advances 4.24 (2014), pp. 12094–12097. [4] JF Luna-Martınez et al. “Synthesis and optical characterization of ZnS–sodium carboxymethyl cellulose nanocomposite films”. Em: Carbohy- drate Polymers 84.1 (2011), pp. 566–570. [5] Nikolas A Peppas et al. “Hydrogels in pharma- ceutical formulations”. Em: European journal of pharmaceutics and biopharmaceutics 50.1 (2000), pp. 27–46. [6] Buddy D Ratner e Allan S Hoffman. “Synthe- tic hydrogels for biomedical applications”. Em: ACS Publications, 1976. [7] JM Rosiak e P Ulański. “Synthesis of hydro- gels by irradiation of polymers in aqueous so- lution”. Em: Radiation Physics and Chemistry 55.2 (1999), pp. 139–151. [8] Meir Steiner, Edward Dunn e Leslie Born. “Hor- mones and mood: from menarche to menopause and beyond”. Em: Journal of affective disorders 74.1 (2003), pp. 67–83. [9] Paola Viganò et al. “Endometriosis: epidemio- logy and aetiological factors”. Em: Best practice & research Clinical obstetrics & gynaecology 18.2 (2004), pp. 177–200. [10] Denis Vinatier et al. “Theories of endometrio- sis”. Em: European Journal of Obstetrics & Gy- necology and Reproductive Biology 96.1 (2001), pp. 21–34. 270
- 271. 25 HIDROGÉIS MODIFICADOSCOM NANOPARTÍCU- LAS DE ÓXIDO DE GRAFENO PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS Rafael Parada Savino1 , UFVJM2 , ORCID 0000-0002-8659-5046; Jordane S. Rodrigues, UFVJM2 , ORCID 0000-0001-8848-8597; Fernanda G. L. M. Borsagli, UFVJM2 , ORCID 0000-0002-0202-2452. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.591172 Como citar SAVINO, R. P.; RODRIGUES, J. S.;BORSAGLI, F. G. L. M. HIDROGÉIS MODIFICADOS COM NA- NOPARTÍCULAS DE ÓXIDO DE GRAFENO PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 270-274. Tópicos 25.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 272 25.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 272 25.2.1 Preparo da solução do hidrogel com nano óxido de grafeno (nGO) . . . . . . . . 272 25.2.2 Caracterização dos hidrogéis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 273 25.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 273 25.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 273 25.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 274 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 275 Resumo Os hidrogéis modificados com nanopartículas vem sendo estudados com o objetivo de novas aplicações na área biológica, em razão de possuírem características especificas, além de poderem adsorver grandes quantidades de água devido as suas longas cadeias hidrofílicas. Os hidrogéis são um dos materiais mais atraentes para serem empregados como biomateriais modernos, sobretudo quando quimicamente modificados 1 Email: rafael.savino@ufvjm.edu.br 2 Universidade Federal Vales do Jequitinhonha e Mucurí
- 272. CAPÍTULO 25. HIDROGÉISMODIFICADOS COM NANOPARTÍCULAS DE ÓXIDO DE GRAFENO PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS e constituídos de materiais naturais, como a carboximetilcelulose (CMC) possui características e propriedades para serem usadas para produzir hidrogéis, sendo muito usada em diversos estudos e aplicações, principalmente como biomateriais. O óxido de grafeno (GO) apresenta propriedades que podem ser promissoras para serem estudas, podendo ser aplicado aos hidrogéis em sua forma nanoparticulada. Nesse contexto, o presente estudo produziu hidrogéis de CMC com ácido cítrico incorporando nano óxido de grafeno (nGO) para modificar e melhorar seu funcionamento desses hidrogéis. Para tal, três concentrações diferente de nGO (0,02g, 0,04g e 0,06g) foram incorporados no hidrogel de CMC-AC. Na caracterização foram utilizadas análises visuais e espectroscopia no infravermelho por transformada de Fourier (FTIR). Os resultados demostraram que a presença das nanopartículas de GO apresentara modificações na parte estrutural dos hidrogéis. Dessa forma, pode-se concluir que esses hidrogéis podem ser utilizados para novas aplicações na área de biomateriais. Palavras-chave: Biomateriais, Carboximetilcelulose, Hidrogéis, Nano óxido de grafeno. 25.1 Introdução Estudos recentes relatam que os hidrogéis demostram que podem ser aplicados a diversas áreas de atuação, pois apresentam uma grande capacidade de adsorção de água, essa capacidade se dá pela presença de grandes cadeias hidrofílicas reticuladas fisicamente e/ou quimicamente [1, 4]. A celulose possui derivados e entre eles a carboximetilcelulose (CMC) que apresenta uma quantidade significativa de grupos carboxílicos em sua estrutura. Devido as suas características e propriedades vem sendo utilizada para desenvolvimento de hidrogéis, além de ser considerada biodegradável, não tóxica, de baixo custo e solúvel em água, podendo ser utilizada em diversos setores, como engenharia, agricultura, liberação de fármacos e etc. [5]. O óxido de grafeno tem a funcionalidade de ser aplicado em nano-compósitos, pois apresentam grupos funcionais de oxigênio, que permitem a dispersão em solventes polares. Entre suas propriedades e características se encontraram: uma alta área superficial específica, estabilidade química, resistência mecânica, além de excelentes condutividades elétrica e térmica [8]. Desta forma, o presente trabalho busca a produção de hidrogéis de CMC com ácido cítrico com diferentes incorporações de óxido de grafeno para utilização na área biológica, como biomateriais. 25.2 Materiais e métodos 25.2.1 Preparo da solução do hidrogel com nano óxido de grafeno (nGO) A produção dos hidrogéis foram realizadas com a dissolução de CMC (2 % m/v) em água deionizada. Então, após 24 horas, a solução foi acrescentada três concentrações distintas de nGO, 0,02 g, 0,04 g, 0,06 g e deixado por 24 horas em agitação. Então, 15 % de ácido cítrico (m/m de polímero) foi acrescentado na solução e deixada por 20 minutos em agitação. Cada amostra da solução de CMC-nGO-CA, foi colocada em placas petri de poliestireno e colocadas por 24h na estufa a uma temperatura de 40 °C para remoção da água e posteriormente mais 24h a 80 °C para que ocorra a reação de reticulação. 272
- 273. CAPÍTULO 25. HIDROGÉISMODIFICADOS COM NANOPARTÍCULAS DE ÓXIDO DE GRAFENO PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS 25.2.2 Caracterização dos hidrogéis As amostras dos hidrogéis foram separadas em três pedaços cada para realizar as seguintes caracteri- zações: análise visual e FTIR. Para facilitar a identificação das amostras as amostras foram nomeadas S1, S2 e S3. A espectroscopia no infravermelho por transformada de Fourier foi utilizado para confirmar a presença de grupos funcionais nas amostras utilizou-se de FTIR Nicholett da Thermofisher, modo ATR, na faixa de comprimento de onda 4000 a 650 cm-1 , varredura 32, 4 cm-1 de resolução, ensaio em temperatura ambiente. 25.3 Resultados Os resultados da produção dos hidrogéis modificados de CMC-nGO-CA são mostrados na Figura 25.1. Figura 25.1 – Hidrogéis obtidos: Concentração de (a) S1 (0,02 g) (b) S2 (0,04 g) (c) S3 (0,06 g). Na Figura 25.2, temos os espectros obtido no FTIR das três concentrações diferentes. 25.4 Análise e discussão Análise visual. A análise visual da Figura 25.1 permitiu observar que quanto maior a concentração de nGO, mais forte a tonalidade para o preto. Como o nano óxido de grafeno utilizado apresentava uma coloração preta em forma de pó (segundo a ficha técnica forma física em folhas menor que 2 nm) isso era esperado. Um outro ponto foi que quanto maior a concentração de nGO, mais rígidos e quebradiços os hidrogéis, a rigidez pode estar associada a quantidade de carbono presente no material, pois quando as ligações covalentes unem muitos átomos, fazendo assim que apresente uma dureza maior [2]. 273
- 274. CAPÍTULO 25. HIDROGÉISMODIFICADOS COM NANOPARTÍCULAS DE ÓXIDO DE GRAFENO PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS Figura 25.2 – Espectro no infravermelho das amostras (a) S1 (b) S2 (c) S3. Análise FTIR. Comparando as bandas obtidas nos três gráficos podemos notar a presença dos seguintes grupos químicos: O–H, C=O, CH2, C–O de ésteres e C–O–C [6]. Entre os intervalos de 3700-3000 cm-1 foi notado uma ampla banda para três amostra tendo uma variação de 5 % entre elas, essa banda nos permite verificar que há vibração de alongamento das hidroxilas (–OH) [7]. Além disso, é possível notar nos gráficos a deformação axial das ligações C=O e deformação axial assimétrica da ligação C–O–C [3]. Considerando esses pontos notou-se que com o aumento da concentração do nGO, varia a intensidade da transmitância dos grupos de hidroxilas e carboxilatos mostrando que os grupos químicos COO- e –OH foram os principais responsáveis pela estabilização dos nGO. 25.5 Conclusões Podemos concluir que hidrogéis à base de CMC e ácido cítrico podem ser modificados com nanopartí- culas com objetivo de realizar melhorias de acordo com aplicação que se deseja. As aplicações desse tipo de hidrogel será determinada pela concentração de nGO, pelo fato de alterar a rigidez do hidrogel, quanto maior a quantidade de carbonos na estrutura maior a rigidez. Agradecimentos Os autores agradecem ao BIOSEM-LESMA/UFVJM e o LMMA/UFVJM pelas análises e caracte- rizações químicas realizadas. Assim como a FAPEMIG (APQ-02565-21, APQ-03088-2), CAPES, CNPq e UFVJM pelo suporte financeiro ao projeto. 274
- 275. CAPÍTULO 25. HIDROGÉISMODIFICADOS COM NANOPARTÍCULAS DE ÓXIDO DE GRAFENO PARA APLICAÇÕES BIOMÉDICAS Referências [1] Lucas Repecka Alves et al. “Aplicações de hi- drogéis como biomateriais: uma revisão de dis- sertações e teses brasileiras desde 2017”. Em: Disciplinarum Scientia| Naturais e Tecnológicas 22.2 (2021), pp. 53–79. [2] William D. Callister Jr e David G. Rethwisch. Ciência e Engenharia de Materiais - Uma Intro- dução. Grupo GEN, 2022. isbn: 9788521637325. url: https://integrada.minhabiblioteca. com.br/#/books/9788521637325/.. [3] J L S Gascho et al. “Estudo Do Filme De Gra- feno/Óxido De Grafeno Obtido Por Redução Química Parcial Do Óxido De Grafite. Tese de Doutorado. Dissertação (Pós- graduação em Ci- ência e Engenharia de Materiais)”. Universidade do Estado de Santa Catarina, UDESC, ago. de 2014. [4] Dany Geraldo Kramer, Amanda Rayla dos San- tos Macedo e Ana Maria Marinho Andrade de Moura. “A IMPORTÂNCIA DOS HIDROGÉIS NA PESQUISAS ANTIMICROBIANA: REVI- SÃO DE LITERATURA”. Em: Anuário Pes- quisa e Extensão Unoesc São Miguel do Oeste 5 (2020), e26554–e26554. [5] Giovanni Lima, Alana Gabrieli de Souza e Derval Rosa. “NANOCELULOSE COMO REFORÇO EM HIDROGÉIS SUPERABSORVENTES DE CARBOXIMETILCELULOSE”. Em: fev. de 2020. [6] Aislan E Paiva e Fernanda GL Medeiros Borsagli. “Ecofriendly multiphase aqueous colloidal based on carboxymethylcellulose nanoconjugates with luminescence properties for potential bioimaging cancer cells”. Em: Journal of Polymers and the Environment 28.12 (2020), pp. 3076–3096. [7] Sheila Barbosa Paranhos et al. “CARACTERI- ZAÇÃO DE UMA MEMBRANA DE CARBO- XIMETILCELULOSE CICATRIZANTE DE LESÕES DE PELE”. Em: (). url: https : //abmproceedings.com.br/ptbr/article/ caracterizao - de - uma - membrana - de - carboximetilcelulose - cicatrizante - de - leses-de-pele. [8] THAINA S SOUZA et al. “Sıntese do nano com- pósito óxido de grafeno/prata via feixe de elé- trons com atividade antimicrobiana”. Em: (). 275
- 276. 26 REGENERAÇÃO DEDEFEITOS NO DISCO ARTI- CULAR DA ATM, TRATADOS COM HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLU- LAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM DIFERENCI- AÇÃO CONDROGÊNICA Vinícius Almeida de Barros Lima1 , ICT-UNESP-SJC2 , ORCID 0000-0002-0944-6506; Milagros El Abras Anka, ICT-UNESP-SJC2 , ORCID 0000-0002-6882-4896; Luana Marotta Reis de Vasconcellos, ICT-UNESP-SJC2 , ORCID 0000-0003-4344-0578. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.595550 Como citar LIMA, V. A. de B.; ANKA, M. El A.; de VASCONCELLOS, L. M. R. REGENERAÇÃO DE DEFEITOS NO DISCO ARTICULAR DA ATM, TRATADOS COM HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 275-286. Tópicos 26.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 277 26.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 278 26.2.1 Animais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 278 26.2.2 Isolamento e diferenciação condrogênica das células tronco mesenquimais derivadas da medula óssea. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 278 26.2.3 Matriz de hidrogel de AH . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 279 26.2.4 Testes in vitro de citotoxicidade e adesão celular . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 279 26.2.5 Análise histológica do disco articular . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 280 26.3 Resultado . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 280 26.3.1 Análise morfológica das CTMs-MO em monocamada . . . . . . . . . . . . . . . . 280 26.3.2 Análise histológica e imunocitoquímica dos pellets . . . . . . . . . . . . . . . . . . 280 1 Email: vinicius.almeida@unesp.br 2 Instituto de Ciência e Tecnologia - Campus de São José dos Campos - Universidade Estadual Paulista
- 277. CAPÍTULO 26. REGENERAÇÃODE DEFEITOS NO DISCO ARTICULAR DA ATM, TRATADOS COM HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA 26.3.3 Testes in vitro de citotoxicidade e adesão celular . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 280 26.3.4 Análise histológica, histomorfométrica e histoquímica do disco da ATM . . . . . 282 26.3.4.1 Análise histológica dos discos articulares . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 282 26.3.4.2 Análise histoquímica dos discos articulares . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 283 26.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 283 26.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 286 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 286 Resumo O disco articular da ATM devido ao seu tecido compacto há dificuldade de reparação tecidual. Neste trabalho o objetivo foi avaliar o efeito do hidrogel de ácido hialurônico associado a células tronco mesenquimais, derivadas da medula óssea (CTMs-MO), com diferenciação condrogênica (CTMs-MOC), na regeneração tecidual do disco articular da ATM. A osteoartrite foi induzida por meio da perfuração bilateral do disco articular de coelhos. As CTMs-MO foram isoladas a partir da medula óssea da tíbia do coelho e em seguida sofreram diferenciação condrogênica e incorporação no hidrogel. Os testes de viabilidade, adesão e diferenciação celular foram realizados no hidrogel com e sem a incorporação de células. Vinte coelhos foram divididos em 4 grupos, conforme o procedimento: G1: sem lesão/sem tratamento (controle), G2: lesão/sem tratamento, G3: lesão tratada com AH (AH), G4: lesão tratada com AH incorporado com células (AH+cel). Após 4 semanas da perfuração dos discos articulares, os coelhos dos grupos G3 e G4 foram tratados, conforme citado acima. Após o período de 8 semanas, todos os animais foram eutanasiados. No disco articular foram realizadas análise macroscópica, radiográfica, histológica e histoquímica. Na análise histológica dos discos verificou-se que o tratamento com AH+céls promoveu influência positiva na regeneração tecidual. Na análise histoquímica, a porcentagem de fibras colágenas mais espessas foi menor nos discos dos grupos tratados com AH+cels, sendo observada diferença estatística (p<0,05) com o grupo controle. Na avaliação das fibras colágenas menos espessas, não foi observada diferença estatística significativa nos grupos tratados (p>0,05) e o controle. Contudo o grupo sem tratamento exibiu maior quantidade de colágeno imaturo, sendo observada diferença estatística (p<0,05) com o grupo controle. Baseado nestes resultados, concluiu-se que, os tratamentos da osteoartrite com AH ou AH associado a células diferenciadas em condrócitos apresentam resultados promissores, na regeneração do disco da ATM, uma vez que influenciaram positivamente na redução do defeito criado no disco e neoformação tecidual. Palavras-chave: Osteoartrite, Diferenciação condrogênica, Regeneração tecidual, Células-tronco mesenquimais. 26.1 Introdução As doenças crônicas degenerativas como a osteoartrite e a osteoartrose são alterações que afetam comumente a articulação temporomandibular (ATM), estas alterações são caracterizadas pela degeneração focal da superfície osteocondral, com erosão óssea, esclerose e formação de osteócitos na superfície condilar [11]. Além disso, afetam a composição bioquímica e viscosidade do liquido sinovial [13], levando à perda da função [14][15]. 277
- 278. CAPÍTULO 26. REGENERAÇÃODE DEFEITOS NO DISCO ARTICULAR DA ATM, TRATADOS COM HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA Matrizes extracelulares (MEC) sintéticas na forma de hidrogel foram idealizadas para criar um microambiente celular idêntico ao nativo. Os hidrogéis sintéticos foram projetados para incorporar tanto proteínas quanto glicosaminoglicanos em uma única matriz [10]. O uso de CTM derivadas da medula óssea associada a condrócitos, mostrou que ao serem introduzidas na ATM, as CTM estimuladas pelo meio condrogênico, e induzem a formação de nova matriz cartilaginosa, em cabras [12]. Os tratamentos convencionais, apesar de aliviarem a dor, não são capazes de restaurar a ATM completamente, em contrapartida, as CTM com potencial de diferenciação multilinhagem, podem ser um tratamento alternativo para a degeneração do disco articular fibrocartilaginoso da ATM [3]. As lesões da cartilagem podem exigir uma estratégia mais complexa que não envolva apenas a utilização de células tronco, mas também a sua anterior expansão e diferenciação controlada em matrizes apropriadas e em condições dinâmicas. Até chegar a este ponto, um grande número de combinações entre biomateriais, células novas e genes, assim como estímulos físicos, ainda tem que ser avaliado, para a produção de cartilagem em testes pré-clínicos. Amplos estudos em animais, que relacionem a qualidade do tecido cartilaginoso com o número de células aplicadas por cm3 de lesão devem ser exigidos antes da aprovação dos ensaios clínicos [7]. 26.2 Materiais e métodos 26.2.1 Animais O projeto foi analisado e aprovado pelo Comitê de Ética em Pesquisa Animal, CEUA/ICT-CSJC- UNESP, sob protocolo nº 09/2015 (anexo A). Foram utilizados 20 coelhos brancos da raça Nova Zelândia de peso médio de 3,5 kg, que serão fornecidos pelo Biotério Central da UNESP de Botucatu – SP, Brasil. Os animais foram divididos em 4 grupos: G1 (Lesão + hidrogel + células), G2 (Lesão + hidrogel sem células), G3 (Lesão + Sem tratamento) e G4 (Sem lesão/sem tratamento). Os coelhos foram anestesiados com 20 mg/kg de xilazina (Anasedan) e 4 mg/kg de cloridrato de ketamina de sódio (Dopalen). A área pré-auricular foi raspada e infiltrada com 1 mL de cloridrato de articaína (Ultracaine DS, Sanofi Aventis). Uma incisão na pele oblíqua e acima do processo zigomático foi feita, partindo desde o canto lateral do olho ao meato acústico externo. Após a dissecção dos tecidos moles, o processo zigomático e a sutura zigomática que recobrem a ATM foram expostos e o processo zigomático foi então cuidadosamente removido. A perfuração foi realizada com um micropunch para biópsia (Miltex) de 2 mm, na parte lateral do disco da ATM e posteriormente este foi reposicionado ao local anatômico normal [5]. Após 4 semanas da perfuração dos discos, os animais dos grupos 1 e 2, receberam uma injeção única do material para tratamento. Após os períodos de 8 semanas do tratamento, todos os animais foram eutanasiados. 26.2.2 Isolamento e diferenciação condrogênica das células tronco mesenquimais derivadas da medula óssea. No mesmo tempo cirúrgico da perfuração, foi coletada a medula óssea para isolamento das células tronco mesenquimais. A medula óssea foi então aspirada da tíbia de cada animal utilizando uma agulha de 278
- 279. CAPÍTULO 26. REGENERAÇÃODE DEFEITOS NO DISCO ARTICULAR DA ATM, TRATADOS COM HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA calibre 18 acoplada a uma seringa de 5 mL e armazenada em tubo de coleta heparinizado, para evitar a coagulação do concentrado medular. As células da medula óssea foram transferidas para um tubo de 14 mL e foram misturadas com o dobro do volume de solução tampão de fosfato (PBS). A mistura da medula diluída foi centrifugada a 1500 rpm, por 5 min. Após centrifugação, as células foram cultivadas em 10 mL de um meio que consiste de Alpha Modificado Meio de Eagle (AlphaMEM; Gibco) contendo 10% de soro fetal bovino (SFB) e antibiótico (penicilina G, 100 U/mL; estreptomicina, 0,1 mg/mL; anfotericina B, 0,25 mg/mL; Gibco) a 37 °C e 5% de CO2. Quando as células aderentes atingiram a sub confluência, estas foram liberadas a partir do fundo do frasco, utilizando uma solução de tripsina 0,25% [2] para expansão e posterior diferenciação condrogênica. A diferenciação condrogênica foi realizada segundo protocolo estabelecido por Chen et al. 2013 [2]. A monocamada de CTMs foi tripsinizada, centrifugada a 500 x G em tubos cônicos de polipropileno de 15 mL para gerar pellets. O meio contendo SFB foi então substituído por um meio que consiste de DMEM suplementado com 6,25 mg/mL de insulina, 6,25 mg/mL de transferrina, 6,25 mg/mL de ácido selenoso, 5,35 mg/mL ácido linoleico, e 1,25 mg/mL soro albumina bovina (BSA) (ITS + Premix - BD Sciences, San Diego, CA, EUA). O meio também foi suplementado com 10 mg/mL de fator de crescimento transformante (TGF-ß1), 1 mM de piruvato, 37,5 mg/mL de ascorbato-2-fosfato, e 10-7 M de dexametasona. Em seguida as células foram contadas e plaqueadas a 2 x 105 e incubadas a 37 °C, numa atmosfera umidificada de 95% de ar e 5% de CO2 durante 2 semanas, com mudança de meio a cada 2-3 dias. Foi feita então a expansão das CTMs-MO diferenciadas. Após esse período, foram obtidos novos pellets, alguns dos quais foram fixados em 10% de formalina tamponada durante 2h e embebidos em parafina, a fim de realizar seções de 5 µm para análise histológica e imunocitoquímica. 26.2.3 Matriz de hidrogel de AH Neste estudo foi utilizado o hidrogel Hystem® kit (Sigma). Hystem® (Sigma) é uma matriz extracelular sintética composta por AH, colágeno desnaturado, polietileno glicol e água. O ácido hialurônico é gerado a partir de um processo de fermentação bacteriana usando Bacillus subtilis (Novozymes) e sem adição de qualquer componente de origem animal. Extralink (polietileno glicol diacrilato - PEGDA) é produzido pela adição de grupos de acrilato a ambas as extremidades do PEG, um polímero derivado do petróleo e de fontes inorgânicas, e não contém materiais de origem animal. 26.2.4 Testes in vitro de citotoxicidade e adesão celular Após confirmação da diferenciação celular, foi realizada avaliação da viabilidade celular no hidrogel por meio do teste de MTT. Para a avaliação da viabilidade celular, as células foram cultivadas nos poços e incorporadas ao hidrogel por um período de 7 dias e em seguida foram expostas ao corante MTT brometo de 3-4,5-d[imetiltiazo] (Sigma Aldrich) e posteriormente foi realizada a análise espectrofotométrica do corante incorporado. Como controle positivo foi utilizado solução de fenol a 0,2% e o controle negativo foi o fundo da placa., utilizando medida colorimétrica em leitor de microplaca no comprimento de onda 570 nm (Biotek EL808IU), de acordo com Andrade et al., 2015 [1]. Os dados foram aferidos como absorbância. 279
- 280. CAPÍTULO 26. REGENERAÇÃODE DEFEITOS NO DISCO ARTICULAR DA ATM, TRATADOS COM HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA Para a avaliação da adesão celular, as células foram cultivadas e incorporadas ao hidrogel. Após 24 horas, o meio de cultura foi removido e os poços lavados três vezes, com solução salina em tampão fosfato (PBS) a 37 °C, para remoção de células não aderidas. As células aderidas foram enzimaticamente removidas das amostras com a utilização de 1mM de ácido etilenodiaminotetracético (EDTA, Invitrogen) e 0,25% de tripsina (Gibco, Invitrogen). A seguir foram coradas com azul de Tripan 0,4% (Gibco, Invitrogen) e contadas na câmara de Neubauer em microscópio de fase invertida (Optik Labor). Os valores obtidos foram expressos do número total de células aderidas por poço. 26.2.5 Análise histológica do disco articular As peças foram submetidas ao processamento histológico. A partir dos blocos de parafina, os cortes histológicos foram obtidos utilizando o micrótomo Leica® RM2255. Foram realizados cortes de 5 µm para coloração por Hematoxilina e Eosina(HE) e Picrosirius, para realização da análise histológica e histoquímica, respectivamente. Após coloração, as lâminas foram analisadas e fotografadas em microscópio óptico (Zeiss- Axiophot®). As imagens em Picrosirius red foram analisadas utilizando o Las Phase expert software (Leica), para avaliação das fibras colágenas. A coloração de Picrosirius red sob luz polarizada de microscópio permite a birefringência das fibras, a qual é representada por cores que variam de amarelo a vermelho baseado na compactação das fibras. A coloração próxima ao verde corresponde a finas fibras, enquanto que a cor vermelha representa fibras mais espessas ou fibras compactadas [6]. 26.3 Resultado 26.3.1 Análise morfológica das CTMs-MO em monocamada As células começaram a aderir após 72h de cultura no meio basal para crescimento, adquirindo um formato arredondado e com núcleo central como observado na figura 26.1 a. A partir do sexto dia foram observadas algumas células espraiadas com formato semelhante a fibroblastos (Figura 26.1 b). Ao décimo dia observaram-se vários aglomerados celulares (Figuras 26.1 c e d), ocupando aproximadamente 50% da garrafa de cultura. Após 15 dias de cultura essas ilhas tornam-se maiores formando lençóis de células de aspecto fibroblástico (Figura 26.2 a e b). 26.3.2 Análise histológica e imunocitoquímica dos pellets Os resultados obtidos com a reação imunocitoquímica realizada nos pellets de células diferenciadas encontram-se ilustrados na figura 26.3 a seguir: 26.3.3 Testes in vitro de citotoxicidade e adesão celular Na análise da viabilidade celular observou-se que não houve diferença estatística entre os grupos (p>0,05). O grupo com células incorporadas ao hidrogel apresentou porcentagem de células viáveis similar ao 280
- 281. CAPÍTULO 26. REGENERAÇÃODE DEFEITOS NO DISCO ARTICULAR DA ATM, TRATADOS COM HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA Figura 26.1 – Células-tronco mesenquimais derivadas da medula óssea em cultura: (a) Após 3 dias de cultura: abundantes hemácias e algumas células estrelárias aderentes; (b) Após 6 dias de cultura: células fusiformes em meio a células arredondadas; (c e d) Após 10 dias de cultura; (c) Células em fase de proliferação e (d) Lençol de células de aspecto fusiforme ou fibroblástico. Microscópio invertido, aumento original de 10x. Figura 26.2 – Células-tronco mesenquimais derivadas da medula óssea em cultura: Células-tronco mesenqui- mais após 15 dias de cultura formando lençóis de células de aspecto fibroblástico. número de células do grupo controle, fundo do poço (Figura 26.4). No resultado da adesão celular não foi observada diferença estatística (p>0,05) entre os grupos (Figura 26.5), porém verificou-se menor tendência de células aderidas ao hidrogel do que ao fundo do poço. 281
- 282. CAPÍTULO 26. REGENERAÇÃODE DEFEITOS NO DISCO ARTICULAR DA ATM, TRATADOS COM HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA Figura 26.3 – Aspecto histológico e imunocitoquímico do pellets de células com diferenciação condroblástica: (A) Pellets corado com HE; (B) Pellets corado com HE; (C) Imunocitoquímica – colágeno II; (D) Imunocitoquímica – colágeno II. Figura 26.4 – Gráfico de média e desvio padrão (±) da viabilidade celular. 26.3.4 Análise histológica, histomorfométrica e histoquímica do disco da ATM 26.3.4.1 Análise histológica dos discos articulares O disco de ATM normal, na região entre a banda anterior e intermediária é constituído por tecido conjuntivo denso, avascular com feixes espessos de fibras colágenas, orientados ao acaso, entremeados por 282
- 283. CAPÍTULO 26. REGENERAÇÃODE DEFEITOS NO DISCO ARTICULAR DA ATM, TRATADOS COM HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA Figura 26.5 – Gráfico de média e desvio padrão (±) da adesão celular. células arredondas, semelhantes a condrócitos, distribuídas de forma homogênea (Figura 26.6 a). Após 8 semanas da perfuração sem tratamento, o disco articular apresentou, próximo às bordas da perfuração, tecido conjuntivo mais denso, hialinizado e pouco celularizado. Por vezes, observaram-se células fusiformes, de aspecto fibroblástico junto à margem da perfuração (Figura 26.6 b). No disco após 8 semanas da perfuração e tratamento com AH, observou-se feixes colágenos delicados entremeados por numerosas células de núcleo arredondado (Figura 26.6 c). Após tratamento com AH associado a células com diferenciação condrogênica observou-se após 8 semanas, tecido conjuntivo denso hialinizado, fenda central compatível com área de perfuração em cicatrização, exibindo por vezes área hialina contendo células semelhantes a condrócitos (Figura 26.6 d). 26.3.4.2 Análise histoquímica dos discos articulares Na análise das fibras colágenas do disco da ATM por Picrosirius Red, utilizando o software Las Phase Expert – Leica foi observado que a média da porcentagem das fibras colágenas mais espessas (vermelho) prevaleceu em relação as fibras colágenas menos espessas (verde) independentemente do grupo e do período avaliado (Figura 26.7). Na análise por histoquímica, na área da perfuração do disco da ATM, foi observada menor quantidade de fibras colágenas mais espessas no grupo tratado com AH+cels, após período de 8 semanas, sendo observada diferença estatisticamente significante (p<0,05%) com o grupo controle. No disco, observou-se ainda que o grupo com lesão sem tratamento foi aquele que exibiu maior quantidade de fibras colágenas mais espessas, sendo observada diferença estatística com o grupo controle (p<0.05) (Figura 26.8). 26.4 Análise e discussão No presente estudo avaliamos o efeito da associação do hidrogel de ácido hialurônico associado ou não com células mesenquimais diferenciadas em condrócitos na regeneração do disco articular da ATM na 283
- 284. CAPÍTULO 26. REGENERAÇÃODE DEFEITOS NO DISCO ARTICULAR DA ATM, TRATADOS COM HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA Figura 26.6 – Análise histológica do disco de ATM na área da perfuração após 8 semanas: A) ATM normal (controle); b) Perfuração sem tratamento; c) Lesão+AH; d) Lesão+AH+cels. Figura 26.7 – Imagens representativas de corte sagital dos discos de ATM em Picrosirius red visualizado na polarização dos diferentes grupos analisados no Las Phase Expert – Leica: a) Disco de ATM normal (G1); b) perfuração sem tratamento após 8 semanas; c) Lesão+AH; d) Lesão+AH+cels. osteoartrite induzida em coelhos. Para obter um modelo de osteoartrite foi realizada uma perfuração do disco assim como realizado em 284
- 285. CAPÍTULO 26. REGENERAÇÃODE DEFEITOS NO DISCO ARTICULAR DA ATM, TRATADOS COM HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA Figura 26.8 – Gráfico da porcentagem das médias e desvio padrão (±) dos valores obtidos por meio da coloração em Picrosirius red no programa Las Phase Expert – Leica do disco da ATM dos diferentes grupos para quantificação de: a) fibras colágenas mais espessas; b) fibras colágenas menos espessas. estudos anteriores [8] [5]. Após a perfuração do disco, neste estudo, não se observou infecção pós-operatória, e todos os coelhos apresentaram função de mastigação normal, assim como observado por Narinobou et al. (2000) [8]. Recentemente, El Qashty et al. (2018) [4] concluíram que após 3 e 5 semanas da indução de artrite reumatoide na ATM de ratos, o tratamento com células mesenquimais tronco diluídas em PBS foi promissor. Este resultado positivo também foi observado neste presente estudo, uma vez que na análise histológica do disco do grupo tratado com AH+cels após 8 semanas verificou-se características semelhantes ao disco normal. Os demais grupos apresentaram diminuição da celularidade, alteração da matriz e por vezes áreas de matriz mineralizada. Estes achados também foram observados em um estudo anterior, onde os discos apresentaram mudanças morfológicas importantes, incluindo celularidade reduzida, hialinização de feixes de fibras colágenas e calcificação [9]. Nossos resultados evidenciaram a ação do tratamento AH+cels para a regeneração do disco da ATM. Adicionalmente na análise histológica, independente do tratamento utilizado, não foi observado infiltrado inflamatório em nenhum dos grupos. A coloração de Pricrosirius red tem sido utilizada para avaliar o comportamento das fibras colágenas durante o processo de reparo como demonstrada nos estudos prévios. Neste estudo, na análise das fibras colágenas do disco da ATM na área da perfuração, coradas por Picrosirius Red, observou-se que predominavam fibras colágenas mais espessas (vermelho) em todos os grupos. Contudo, os grupos tratados com AH+cels, exibiram menor quantidade destas fibras colágenas espessas e apresentaram diferença estatística significante (p<0,05) em relação ao disco controle. Quanto a análise das fibras colágenas menos espessas (verde), o grupo sem tratamento no período de 8 semanas foi o único que diferiu estatisticamente do grupo controle (p<0,05). A grande quantidade de fibras colágenas pouco espessas é normalmente observado no processo de reparação, sugerindo que os tratamentos propostos contribuíram para a compactação das fibras. Ressalta-se que os grupos tratados tiveram uma reparação adequada uma vez que exibiram quantidade de fibras colágenas menos espessas similar ao disco normal. 285
- 286. CAPÍTULO 26. REGENERAÇÃODE DEFEITOS NO DISCO ARTICULAR DA ATM, TRATADOS COM HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA 26.5 Conclusões Baseado nestes resultados, concluiu-se que, os tratamentos da osteoartrite com AH ou AH associado a células diferenciadas em condrócitos apresentam resultados promissores na regeneração do disco da ATM, uma vez que influenciaram positivamente na redução do defeito criado no disco e neoformação tecidual. Agradecimentos Todo meu agradecimento para minhas orientadoras, Profª Drª Luana Marotta e Profª Drª Milagros El Abras, colegas do grupo de pesquisa e FAPESP pela concessão da bolsa. Referências [1] F. R. M. de Andrade. “Bioprodução de Ácido Succínico a partir de Hidrolisado Hemiceluló- sico de Bagaço de Sorgo Sacarino [Sorghum bi- color (L.) Moench]”. Em: (2017), p. 79. url: http : / / www . ladebio . org . br / download / bioproducao - de - acido - succinico - a - partir-de-bagaco-de-sorgo-sacarino.pdf. [2] K Chen et al. “Effect of in vitro chondrogenic differentiation of autologous mesenchymal stem cells on cartilage and subchondral cancellous bone repair in osteoarthritis of temporomandi- bular joint”. Em: International journal of oral and maxillofacial surgery 42.2 (2013), pp. 240– 248. [3] Dixin Cui et al. “Mesenchymal stem cells for cartilage regeneration of TMJ osteoarthritis”. Em: Stem Cells International 2017 (2017). [4] Rana MN El Qashty et al. “Effect of bone mar- row mesenchymal stem cells on healing of tem- poromandibular joints in rats with induced rheu- matoid arthritis”. Em: European Journal of Oral Sciences 126.4 (2018), pp. 272–281. [5] Mildred C Embree et al. “Soft tissue ossification and condylar cartilage degeneration following TMJ disc perforation in a rabbit pilot study”. Em: Osteoarthritis and cartilage 23.4 (2015), pp. 629–639. [6] L Cx U Junqueira, G Bignolas e Ricardo R Brentani. “Picrosirius staining plus polarization microscopy, a specific method for collagen detec- tion in tissue sections”. Em: The Histochemical journal 11.4 (1979), pp. 447–455. [7] Catarina Madeira et al. “Advanced cell therapies for articular cartilage regeneration”. Em: Trends in biotechnology 33.1 (2015), pp. 35–42. [8] Masayoshi Narinobou et al. “Histological chan- ges in the rabbit condyle following posterolate- ral disk perforation”. Em: Journal of Cranio- Maxillofacial Surgery 28.6 (2000), pp. 345–351. [9] Joseph R Natiella et al. “Analysis of the collagen I and fibronectin of temporomandibular joint sy- novial fluid and discs”. Em: Journal of oral and maxillofacial surgery 67.1 (2009), pp. 105–113. [10] Garret D Nicodemus e Stephanie J Bryant. “Cell encapsulation in biodegradable hydrogels for tis- sue engineering applications”. Em: Tissue Engi- neering Part B: Reviews 14.2 (2008), pp. 149– 165. [11] Hee-Seok Roh et al. “Relationships between disk displacement, joint effusion, and degene- rative changes of the TMJ in TMD patients based on MRI findings”. Em: Journal of Cranio- Maxillofacial Surgery 40.3 (2012), pp. 283–286. [12] Hao Sun et al. “Co-culture of bone marrow stro- mal cells and chondrocytes in vivo for the re- pair of the goat condylar cartilage defects”. Em: 286
- 287. CAPÍTULO 26. REGENERAÇÃODE DEFEITOS NO DISCO ARTICULAR DA ATM, TRATADOS COM HIDROGEL DE ÁCIDO HIALURÔNICO ASSOCIADO A CÉLULAS TRONCO MESENQUIMAIS, COM DIFERENCIAÇÃO CONDROGÊNICA Experimental and Therapeutic Medicine 16.4 (2018), pp. 2969–2977. [13] Tetsu Takahashi et al. “A decrease in the mole- cular weight of hyaluronic acid in synovial fluid from patients with temporomandibular disor- ders”. Em: Journal of oral pathology & medicine 33.4 (2004), pp. 224–229. [14] Limin Wang e Michael S Detamore. “Tissue en- gineering the mandibular condyle”. Em: Tissue engineering 13.8 (2007), pp. 1955–1971. [15] Shan-zheng Wang et al. “The chondrogenic in- duction potential for bone marrow-derived stem cells between autologous platelet-rich plasma and common chondrogenic induction agents: a preliminary comparative study”. Em: Stem cells international 2015 (2015). 287
- 288.
- 289. 27 NANOMATERIAIS ABASE DE CÁLCIO OBTIDOS A PARTIR DA CASCA DE OVO PARA POTENCIAL APLICAÇÃO EM ENGENHARIA DE TECIDO Jhonatan do Amparo Madureira1 , UFVJM2 , ORCID 0000-0002-0762-4153; Carlos Mateus Soares, UFVJM2 , ORCID 0000-0003-4416-7665; Breno Rocha Barrioni, UFVJM2 , 0000-0002-8681-6451; Fernanda G. L. M. Borsagli, UFVJM/PPGQ3 , 0000-0002-0202-2452. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.588805 Como citar MADUREIRA, J. do A.; SOARES, C. M.; BARRIONI, B. R.; BORSAGLI, F. G. L. M. NANOMATERIAIS A BASE DE CÁLCIO OBTIDOS A PARTIR DA CASCA DE OVO PARA POTENCIAL APLICAÇÃO EM ENGENHARIA DE TECIDO. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 288-295. Tópicos 27.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 290 27.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 291 27.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 292 27.3.1 Teste de chama . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 292 27.3.2 Calcinação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 292 27.3.3 Análise por espectroscopia no UV Vis. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 292 27.3.4 Análise por Espectroscopia no infravermelho por transformada de Fourier (FTIR) 293 27.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 293 27.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 295 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 295 1 Email: jhonatan.amparo@ufvjm.edu.br 2 A Universidade Federal dos Vales do Jequitinhonha e Mucuri 3 A Universidade Federal dos Vales do Jequitinhonha e Mucuri/Programa de Pós-Graduação em Química
- 290. CAPÍTULO 27. NANOMATERIAISA BASE DE CÁLCIO OBTIDOS A PARTIR DA CASCA DE OVO PARA POTENCIAL APLICAÇÃO EM ENGENHARIA DE TECIDO RESUMO A cada ano milhões de substitutos são utilizados em cirurgia de prótese no Brasil, causando um gasto na faixa de bilhões de reais, sem considerar as cirurgias de revisão. Assim como as mudanças ambientais causadas pela ação antrópica vem causando grandes transtornos ao meio ambiente e a vida animal, como as poluições proporcionais nos ambientes aquosos, rios, mares, etc, principalmente devido a grande quantidade de resíduos que são gerados. Entretanto, nos últimos anos, grandes avanços em vários setores têm proporcionado uma perspectiva bastante promissora em relação à saúde pública mundial e ao meio ambiente. Nesse enfoque, os últimos avanços na área da nanotecnologia vêm possibilitando a produção de ferramentas inovadoras proporcionando melhoras na área da saúde e meio ambiente, indicando um cenário promissor no futuro frente a tantos problemas na área de saúde pública, produção alimentar e meio ambiente. No entanto, apesar do alto interesse comercial e das mais avançadas pesquisas nesse setor, os nanomateriais apresentam diversas peculiaridades químicas e físicas, o que tem demandado uma grande atenção e interesse dos pesquisadores em entender a complexidade e ciência envolvida por trás da produção desses materiais. Nesse contexto, o presente trabalho produziu diferentes nanomateriais a base de cálcio a partir de cascas de ovo de galinha, utilizando uma rota ambientalmente sustentável. Os nanomateriais produzidos por calcinação em diferentes tempos (7, 15 e 24 horas) foram avaliados quanto as características químicas presentes. Para tal, os nanomateriais foram caracterizados por meio de teste de chama, Espectroscopia no Infravermelho por Transformada de Fourier (FTIR) e Espectroscopia no ultravioleta visível (UV Vis). Logo, os nanomateriais à base de cálcio proveniente da casca de ovo apresentaram grupos químicos característicos do óxido de cálcio, evidenciando que a síntese realizada obteve resultado. Além disso, diferenças quanto ao tempo de calcinação foram notadas, sendo 15 horas o melhor resultado. Logo, o material apresenta potencial para aplicação em engenharia de tecido. Palavras-chave: Resíduo, Sustentabilidade, Eco-friendly, Baixo custo, Biomateriais. 27.1 Introdução Na sociedade atual uma das dificuldades enfrentadas é a ineficiência no gerenciamento de resíduos, em especial os de origem animal como os provenientes da população de aves, que chega a ser 27,88 bilhões produzindo milhões de toneladas métricas de resíduos, que contaminam o meio ambiente proporcionando preocupações socioeconômicas e ambientais. Nesse sentido, o interesse em novas vias para utilização adequada dos resíduos, buscando empregar esses resíduos como insumos de novos materiais proporcionando mecanismos de gerenciamento econômicos e inovadores [16]. Nessa perspectiva, atualmente há o interesse crescente na síntese ambientalmente “amigável” e sustentável, já que, a aquisições de novas fontes significantemente viáveis de recursos é necessária, produzindo materiais compatíveis com os já existentes no mercado usados em diversos setores da indústria [13]. Este interesse em particular, está concentrado na produção de nanopartículas devido a elevada relação de superfície- volume, que produz diversos sítios ativos, de modo a favorecer a melhora na reatividade e seletividade de substâncias, sobretudo as nanopartículas (NPs) de cálcio, como a de óxido de cálcio (CaO), por exibir, alta basicidade, não ser corrosiva, proporcionar fácil manuseio, ser economicamente barata e benigna, tornando-se popular tanto na industrial de cerâmicos, cosméticos como catalisador ou como antibacteriano no controle de micro-organismos [14, 10]. 290
- 291. CAPÍTULO 27. NANOMATERIAISA BASE DE CÁLCIO OBTIDOS A PARTIR DA CASCA DE OVO PARA POTENCIAL APLICAÇÃO EM ENGENHARIA DE TECIDO Nesse contexto, as cascas de ovos de galinha, subproduto obtido pela criação das aves, pode ser usada como fonte de matéria-prima para produção dessas nanopartículas, tendo em vista que a casca é formada basicamente de carbonato de cálcio (CaCO3) com espessura de 315 µm, o óxido de cálcio é facilmente obtido pela como feito na decomposição de calcário mineral, sobre temperaturas superiores a 900 °C [2, 15]. No entanto, com o propósito de manter sua propriedade físico-química, tamanho e reatividade desejada, métodos de síntese de nanopartículas são frequentemente utilizados, tanto por rota biológica, química quanto física, visto que a singularidade da nanopartícula depende do seu procedimento de síntese, e qualquer mínima mudança em sua sinterização influência seus inerentes atributos [12]. Consequentemente, as nanopartículas de CaO, são sintetizadas essencialmente por tratamento térmico, que consiste na moagem, aquecimento, manutenção e resfriamento do material abundante em CaCO3, entre 800 e 2450 °C, no entanto, a literatura expõe procedimentos inicialmente através de via química para extração do material primário (CaCO3) via precipitação, tratamento térmico em temperaturas e tempos de calcinação menores, além de outros métodos como degradação térmica, sinóticos, sol-gel, síntese verde e irradiação de micro-ondas [3, 8]. Neste enfoque, o presente trabalho objetivou a síntese de nanopartículas de Óxido de Cálcio (CaO) por tratamento térmico utilizando como matéria-prima casca de ovos de galinha descartados, a fim de constatar seu potencial para a produção de nanopartículas para potencial aplicação em engenharia de tecido. 27.2 Materiais e métodos Primeiramente, as cascas de ovo foram pré-tratadas por limpeza, secagem em temperatura ambiente e trituração. Após esse pré-tratamento, a identificação de Ca2+ foi realizada pelo teste de chama, utilizando o bico de Bunsen ligado ao recipiente contendo gás (GLP- hidrocarbonetos propano e butano). Em sequência, a síntese das NPs ocorreu através de tratamento térmico, adaptado de Ashok Chintha- kuntla et al.(2014) [2]. Para tal, foram pesados 5g do material triturado, então colocado na mufla à 700 °C, por 7, 15 e 24 horas. Após o tempo, foram verificados o peso do material, o qual foi armazenado adequadamente e guardado em local sem incidência de luz para posterior caracterização. A caracterização foi realizada, primeiramente, com a espectroscopia no ultravioleta visível (UV Vis), no equipamento BEL UV-MX do BIOSEM-LESMA. Para essa análise, 0,1g das amostras calcinadas foram adicionadas à 10mL de etanol, então uma diluição com 2 mL dessa solução em 12 mL de etanol foi feita, após foi realizada a varredura na faixa de 200 nm a 700 nm, sendo a análise realizada em triplicata. Além do UV Vis, foi realizada a caracterização por Espectroscopia no infravermelho por transformada de Fourier (FTIR), utilizando um equipamento Nicholett da Thermofisher do BIOMAT, modo ATR, faixa de comprimento de onda 4000 a 650 cm-1 , varredura 32, 4 cm-1 de resolução, em temperatura ambiente, para identificar os grupos químicos presentes nas amostras. Ao final os dados obtidos foram tratados utilizando o software Originlab 2022. 291
- 292. CAPÍTULO 27. NANOMATERIAISA BASE DE CÁLCIO OBTIDOS A PARTIR DA CASCA DE OVO PARA POTENCIAL APLICAÇÃO EM ENGENHARIA DE TECIDO 27.3 Resultados 27.3.1 Teste de chama O teste de chama permitiu a identificação da presença de íons de Ca+2 no material processado de casca de ovo, já que o teste, possibilita por meio da coloração da chama verificar a presença de Carbonato de cálcio (CaCO3). A cor amarelada está associada à mudança de nível e retorno do elétron ao seu estado estacionário devido a excitação sofrida ao entrar em contato com a chama (Figura 27.1), indicando a transição eletrônica correspondentes Ca2+ . Figura 27.1 – Teste de chama. 27.3.2 Calcinação As cascas de ovos trituradas e, submetidas ao processo de calcinação na Mufla, apresentaram massa inicial de 5g (correspondendo à 7, 15 e 24 horas de calcinação). Entretanto, ao final da calcinação foi constatada perda de cerca de 47,2 %; 47,5 %, 45,13 % da massa inicial, respectivamente. A Figura 27.2, mostra o material, antes e depois da calcinação. 27.3.3 Análise por espectroscopia no UV Vis. A avaliação das nanopartículas desenvolvidas pela calcinação da casca de ovo com tempos de 7h (A), 15h (B) e 24h (C), foram analisadas através do espectrômetro UV Vis em triplicatas descritas por [An1, An2, An3]; [Bn1, Bn2, Bn3]; [Cn1, Cn2, Cn3], respectivamente (Figuras 27.3 A, B e C). Os materiais apresentaram elevada absorção de radiação eletromagnética na faixa do visível entre 200 a 400 nm, com absorbância a partir de 324 nm, os níveis de absorbância mais protuberantes são das amostras referente a Bn e Cn correspondente ao material calcinado no tempo de 15 e 24 horas. 292
- 293. CAPÍTULO 27. NANOMATERIAISA BASE DE CÁLCIO OBTIDOS A PARTIR DA CASCA DE OVO PARA POTENCIAL APLICAÇÃO EM ENGENHARIA DE TECIDO Figura 27.2 – Antes e depois da Calcinação. Figura 27.3 – Amostra calcinada A, B e C. 27.3.4 Análise por Espectroscopia no infravermelho por transformada de Fourier (FTIR) A Figura 27.4, representa o espectro referente a análise da casca de ovo (CDV) utilizada para o procedimento de calcinação, bem como, as nanopartículas de Óxido de Cálcio (NPs) após 7 horas de calcinação. A análise do espectro referente às NPs, percebe-se bandas entre 470 a 868 cm-1 , além de bandas em 1489 e 3641 cm-1 , já no espectro da casca de ovo é evidente uma banda larga em 1416 cm-1 , com demais outras em 2150, 868 e 708 cm-1 . 27.4 Análise e discussão A coloração observada no teste de chama era esperada, pois segundo Ramya et al.(2022) [11], o componente em maior proporção presente na casca de ovo de galinha é carbonatos de cálcio não porosos e imaculados, o mesmo é constatado em outros autores [3, 8, 2, 15]. A perda de massa, posterior ao procedimento de calcinação mostrou predominantemente óxido de cálcio (CaO). Laca et al.(2017) [7] abordam em seu 293
- 294. CAPÍTULO 27. NANOMATERIAISA BASE DE CÁLCIO OBTIDOS A PARTIR DA CASCA DE OVO PARA POTENCIAL APLICAÇÃO EM ENGENHARIA DE TECIDO Figura 27.4 – Análise FTIR, das NPs CaO e Casca de ovo (CDV). trabalho que a casca de ovo é composta de 96 % de Rama carbonato de cálcio, 1 % de carbonato de magnésio, 1 % de fosfato de cálcio, materiais orgânicos (principalmente proteínas) e água, portanto quando a casca foi submetida a elevada temperatura houve a evaporação de água e CO2, decorrente da decomposição de matéria orgânica existente e formação de óxido de cálcio. Outro ponto, segundo Taufiq-yap et al.(2013) [17] é que há mudanças na estrutura de CaCO3 para CaO cúbica em temperatura a partir de 830 °C, além da eliminação de compostos orgânicos em 680 °C, sendo os responsáveis pela maior perda de peso da casca de ovo calcinada, confirmando então a coloração da chama. No caso da caracterização realizada por UV Vis percebeu-se uma banda de absorção característica de nanopartículas de CaO, evidenciada também pela não absorção na região do visível, que segundo Zhang et al.(2022) [19] é uma característica intrínseca de nanomateriais. Além disso, no comparativo da absorbância das amostras de NPs nos tempos de 7, 15, 24 horas, constatou-se que a absorbância foi superior na síntese de 15 e 24 horas. Segundo Zhu, Wu e Wang (2011) [20], a calcinação determina as características estruturais do CaO, logo, propriedades como área superficial específica e tamanho de grão, são fatores inerentes ao processo catalítico, e com o aumento do tempo e temperatura os grãos de CaO crescem ou diminuem em tamanho, assim, a aparição de bandas correspondentes de –C–O no espectro NPs-CaO nos mostra que nem toda casca de ovo formou NPS e com a aplicação de tempos superiores de calcinação ouve formação excedente da mesma aumentando a área superficial e consequentemente a absorbância [1, 6]. A casca de ovo tanto quanto as nanopartículas de óxido de cálcio (NPs-CaO) analisadas por FTIR, exibiram espectros bem definidos. O espectro CDV apresentou uma banda larga centralizada em 1416 cm-1 , além de uma banda nítida a 868 cm-1 indicando alongamento equivalente a ligação –C–O com o elemento cálcio, além de banda referente a –Ca–O em 708 cm-1 e uma outra banda larga análoga a aminas e amidas –NH em 2150 cm-1 oriunda exclusivamente da membrana e proteínas presente na casca [4, 18]. 294
- 295. CAPÍTULO 27. NANOMATERIAISA BASE DE CÁLCIO OBTIDOS A PARTIR DA CASCA DE OVO PARA POTENCIAL APLICAÇÃO EM ENGENHARIA DE TECIDO No entanto, o espectro referente a NPs (nanopartículas de óxido de cálcio), exibiram bandas relacionada a carbonatação das nanopartículas em 1489 e 868 cm-1 ligadas a –C–O, e uma banda nítida em 3641 cm-1 associada a vibrações de –OH, isso, devido a presença de moléculas de água superficialmente no material, corroborando com Moghaddas, Moosavi, Oskuee (2022) [9] e Jadhav et al.(2022) [5]. Essas bandas estão associadas a presença do óxido de cálcio, indicando assim que houve a completa transformação doo carbonato de cálcio presente na casca em óxido de cálcio com a calcinação. Não foram percebidas diferenças significativas nos espectros das NPs após 15 e 24 horas de calcinação. Esses resultados corroboram significativamente com os encontrados na literatura, já que expõe, evidente possibilidade de produção de nanopartículas de óxido de cálcio a partir de cascas de ovos descartadas. 27.5 Conclusões O método de sinterização de nanopartículas de óxido de cálcio a partir da casca de ovo de galinha se mostrou bastante efetivo, como mostra os espectros de FTIR e UV Vis. Quanto ao tempo de calcinação, o tempo de 15 horas se mostrou mais atrativo devido a absorbância apresentada em relação aos tempos aplicados. Entretanto entende-se a necessidade de caracterizações para constatar fatores morfológicos da nanopartícula produzida, assim como análises biológicas para evidenciar o potencial desse material para aplicação em engenharia de tecido. Agradecimentos Os autores agradecem ao BIOSEM-LESMA/UFVJM pelas análises e caracterizações. A FAPEMIG (APQ-02565-21; APQ-03088-2, APQ-00370-22), CAPES, CNPq e UFVJM pelo suporte financeiro ao projeto. Referências [1] Ibrahim Hotan Alsohaimi et al. “A novel composite silver nanoparticles loaded calcium oxide stemming from egg shell recycling: a po- tent photocatalytic and antibacterial activities”. Em: Journal of Cleaner Production 248 (2020), p. 119274. [2] Ch Ashok et al. “Calcium oxide nano particles synthesized from chicken egg shells by physical method”. Em: International Conference Emer- ging Technologies in Mechanical Sciences; Malla Reddy College of Engineering and Technology: Hyderabad, India. 2014, pp. 72–75. [3] M Cabrera-Penna e JE Rodrıguez-Páez. “Cal- cium oxyhydroxide (CaO/Ca (OH) 2) nanoparti- cles: Synthesis, characterization and evaluation of their capacity to degrade glyphosate-based herbicides (GBH)”. Em: Advanced Powder Te- chnology 32.1 (2021), pp. 237–253. [4] Lulit Habte et al. “Synthesis of nano-calcium oxide from waste eggshell by sol-gel method”. Em: Sustainability 11.11 (2019), p. 3196. [5] Vikram Jadhav et al. “Green Synthesized Cal- cium Oxide Nanoparticles (CaO NPs) Using Le- aves Aqueous Extract of Moringa Oleifera and Evaluation of Their Antibacterial Activities”. Em: Journal of Nanomaterials 2022 (2022). [6] Ei Ei Khine et al. “Synthesis and characteri- zation of calcium oxide nanoparticles for CO2 capture”. Em: Journal of Nanoparticle Research 295
- 296. CAPÍTULO 27. NANOMATERIAISA BASE DE CÁLCIO OBTIDOS A PARTIR DA CASCA DE OVO PARA POTENCIAL APLICAÇÃO EM ENGENHARIA DE TECIDO 24.7, 139 (jul. de 2022), p. 139. doi: 10.1007/ s11051-022-05518-z. [7] Amanda LACA, Adriana LACA e Mário DIAS. “Resíduos de casca de ovo como catalisador: uma revisão.” Em: Revista de gestão ambiental 197 (2017), pp. 351–359. [8] Zahra Mirghiasi et al. “Preparation and charac- terization of CaO nanoparticles from Ca (OH) 2 by direct thermal decomposition method”. Em: Journal of industrial and Engineering chemistry 20.1 (2014), pp. 113–117. [9] Samaneh Sadat Tabrizi Hafez Moghaddas, Saee- deh Samareh Moosavi e Reza Kazemi Oskuee. “Green synthesis of calcium oxide nanoparticles in Linum usitatissimum extract and investiga- tion of their photocatalytic and cytotoxicity ef- fects”. Em: (). [10] Muliadi Ramli et al. “Nanoparticle fabrication of calcium oxide (CaO) mediated by the ex- tract of red dragon fruit peels (Hylocereus Polyrhizus) and its application as inorganic– anti-microorganism materials”. Em: IOP Confe- rence Series: Materials Science and Engineering. Vol. 509. 1. IOP Publishing. 2019, p. 012090. [11] S Ramya et al. “TiO2 nanoparticles derived from egg shell waste: Eco synthesis, characterization, biological and photocatalytic applications”. Em: Environmental Research 214 (2022), p. 113829. [12] Anu Rana, Krishna Yadav e Sheeja Jagadevan. “A comprehensive review on green synthesis of nature-inspired metal nanoparticles: Mechanism, application and toxicity”. Em: Journal of Clea- ner Production 272 (2020), p. 122880. [13] R Reshmy et al. “Advanced biomaterials for sustainable applications in the food industry: Updates and challenges”. Em: Environmental Pollution 283 (2021), p. 117071. [14] J Safaei-Ghomi, MA Ghasemzadeh e M Mehrabi. “Calcium oxide nanoparticles catalyzed one-step multicomponent synthesis of highly substituted pyridines in aqueous ethanol media”. Em: Sci- entia Iranica 20.3 (2013), pp. 549–554. [15] Zhen-Xing Tang et al. “Sonication-assisted pre- paration of CaO nanoparticles for antibacterial agents”. Em: Quımica Nova 36 (2013), pp. 933– 936. [16] Ayon Tarafdar et al. “Advances in biomaterial production from animal derived waste”. Em: Bi- oengineered 12.1 (2021), pp. 8247–8258. [17] Yun Hin Taufiq-Yap et al. “Hydrogen produc- tion from wood gasification promoted by waste eggshell catalyst”. Em: International journal of energy research 37.14 (2013), pp. 1866–1871. [18] Thongthai Witoon. “Characterization of calcium oxide derived from waste eggshell and its appli- cation as CO2 sorbent”. Em: Ceramics Interna- tional 37.8 (2011), pp. 3291–3298. [19] Minglong Zhang et al. “Microwave assisted bi- odiesel production from chicken feather meal oil using Bio-Nano Calcium oxide derived from chicken egg shell”. Em: Environmental Research 205 (2022), p. 112509. [20] Yanqing Zhu, Sufang Wu e Xieqing Wang. “Nano CaO grain characteristics and growth model under calcination”. Em: Chemical Engineering Journal 175 (2011), pp. 512–518. 296
- 297. 28 TERAPIA CONJUGADAPARA TRATAMENTO DO ENVELHECIMENTO FACIAL. EMPREGO DOS FIOS DE POLIDIOXANONA E REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA COM SUBSTÂNCIAS NANOESTRU- TURADAS VIA TRANSDÉRMICA Mayra Sousa Decat Manhães1 , FACOP2 , ORCID 0000-0001-8612-2567; Marco Antônio Botelho, FACOP2 , ORCID 0000-0001-5269-9966. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598370 Como citar MANHÃES, M. S. D.; BOTELHO, M. A. TERAPIA CONJUGADA PARA TRATAMENTO DO ENVE- LHECIMENTO FACIAL. EMPREGO DOS FIOS DE POLIDIOXANONA E REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA COM SUBSTÂNCIAS NANOESTRUTURADAS VIA TRANSDÉRMICA. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 296-303. Tópicos 28.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 298 28.2 Relato de Caso . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 299 28.3 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 301 28.4 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 303 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 303 RESUMO O tema deste trabalho são as alternativas em nanotecnologia para combater o envelhecimento facial. A aplicação clínica de fios de polidioxanona (PDO) é uma técnica minimamente invasiva que visa o reposicionamento de tecido frouxo da face com objetivo de promover rejuvenescimento facial por meio do estímulo à formação das fibras colágenas. Este tipo de técnica é muito procurada por mulheres em todas as 1 Email: mayradecat@gmail.com 2 Faculdade do Centro Oeste Paulista
- 298. CAPÍTULO 28. TERAPIACONJUGADA PARA TRATAMENTO DO ENVELHECIMENTO FACIAL. EMPREGO DOS FIOS DE POLIDIOXANONA E REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA COM SUBSTÂNCIAS NANOESTRUTURADAS VIA TRANSDÉRMICA idades mas, sobretudo, por aquelas em condições de pós-menopausa, situação fisiológica caracterizada pelo declínio acentuado dos níveis hormonais e pela maior perda de elasticidade dos tecidos e flacidez facial. O uso constante de drogas anticoncepcionais, com estrutura química que difere dos hormônios naturais e o uso de outras drogas, como exemplo, os antidepressivos, podem acarretar a piora no estado de saúde geral destas pacientes, acentuando problemas que levam ao envelhecimento facial. A reposição dos hormônios bioidênticos nanoestruturados esteroidais é muito importante para a formação e manutenção das fibras colágenas nos tecidos. Objetivo: neste estudo descrevemos o tratamento realizado em uma paciente perimenopausada com perda de elasticidade tecidual e acentuada flacidez em tecidos da face com a utilização dos fios de PDO em conjunto à reposição com hormônios bioidênticos desenvolvidos por nanotecnologia. A absorção via transdérmica destes hormônios foi intensificada através de um veículo nanoestruturado desenvolvido a partir de lipossomas de oxigênio (lipO2). A paciente foi submetida à Terapia de Reposição Hormonal Bioidêntica Nanoestruturada (TRHBN) e recebeu tratamento de harmonização facial com a inserção de fios de PDO lisos, cônicos e farpados. Resultado: Foi observado no intervalo de 30 meses a redução significativa das rugas de expressão facial e o aumento da elasticidade da pele da face, sendo possível observar diminuição da flacidez tissular. Conclusão: O tratamento de harmonização facial com o emprego de fios de PDO em conjunto à terapia de reposição hormonal bioidêntica nanoestruturada é uma promissora terapia de rejuvenescimento facial. Palavras-chave: Envelhecimento, Harmonização facial, Hormônios bioidênticos, Polidioxanona, Nanotecnologia. 28.1 Introdução O fio de polidioxanona (PDO) é uma fibra cirúrgica obtida pela polimerização de monômeros de paradioxanona. Do ponto de vista molecular apresenta a seguinte fórmula: C4H6O3. Os fios de PDO são comumente utilizados em processos de rejuvenescimento facial por meio da bioestimulação do colágeno. O lifting facial com fios de sustentação é uma técnica cirúrgica minimamente invasiva de rejuvenescimento facial que têm sido cada vez mais procurada nos consultórios pelo seu resultado anti envelhecimento. Sabe-se que o envelhecimento cutâneo está diretamente associado com a diminuição da produção de progesterona e estrógenos [6]. Sua incidência também é vista em pacientes com baixos níveis de testosterona, sendo um importante regulador do metabolismo ósseo, especialmente em pacientes diagnosticados com osteoporose [10]. O envelhecimento facial é um processo degenerativo que prejudica o contorno e a proeminência angular, gerando um aspecto de cansaço e tristeza no semblante da face [4]. O declínio dos níveis de estradiol após a menopausa está associado a uma redução dramática na saúde e bem-estar da pele, impactando negativamente os mecanismos celulares e homeostáticos dérmicos, bem como, outras funções biológicas importantes. Além disso, as alterações incluem perda de colágeno, elastina, funções dos fibroblastos, vascularização e aumento das atividades enzimáticas das metaloproteinases da matriz, resultando em degradação celular e extracelular que leva ao ressecamento, rugas, atrofia, cicatrização prejudicada, função de barreira, diminuição da capacidade antioxidante, diminuição da atratividade e saúde psicológica e aumento da percepção do envelhecimento [13]. No Brasil, com a aprovação da Lei Federal N.º 9965/2000, que ratifica a prerrogativa da prescrição de esteróides e peptídeos anabolizantes por cirurgiões-dentistas, é lançado um novo olhar sobre como as mucosas se comunicam com as vias sistêmicas e como qualquer processo inflamatório no corpo repercute em outros 298
- 299. CAPÍTULO 28. TERAPIACONJUGADA PARA TRATAMENTO DO ENVELHECIMENTO FACIAL. EMPREGO DOS FIOS DE POLIDIOXANONA E REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA COM SUBSTÂNCIAS NANOESTRUTURADAS VIA TRANSDÉRMICA sítios do corpo humano [15]. O presente estudo tem como objetivo descrever os benefícios do tratamento realizado em uma paciente perimenopausada, com perda de elasticidade tecidual e acentuada flacidez em tecidos da face, com a utilização dos fios de PDO em conjunto à reposição com hormônios bioidênticos desenvolvidos por nanotecnologia. E comprovar que este tratamento conjugado pode potencializar os efeitos no rejuvenescimento facial, melhorar parâmetros inflamatórios e proporcionar mais longevidade e qualidade de vida à paciente. 28.2 Relato de Caso A paciente, sexo feminino, com 41 anos, procurou tratamento estético facial em consultório odontoló- gico, tendo como queixa principal o envelhecimento facial com presença de rugas e aparência cansada. Foi realizada uma anamnese para averiguar suas condições bucais e de saúde geral. Na anamnese, a paciente relatou ter como principais sintomas: xerostomia, depressão, fadiga, vermelhidão na pele, baixa imunidade, infecções vaginais fúngicas, rinite, fluxo menstrual intenso, inchaço, retração gengival, baixa libido, irritabilidade e tensão pré-menstrual. Além disso, apresentava vários episódios que oscilavam entre medo, ansiedade, agressividade e depressão, não tendo uma resposta satisfatória com a terapêutica alopática prescrita. E ainda, fazia uso de Oxalato de Escitalopram 10mg e Donaren Retard 50mg para tratar insônia e crises de ansiedade. Previamente, aos 39 anos, havia iniciado um tratamento com fios de PDO para rejuvenescimento facial em que foram utilizados, de cada lado da face, 5 fios farpados USP 0.0 cânula 21G (MEDITHREAD) com a técnica All On Five, no procedimento para a pele flácida das pregas nasolabiais, na linha marionete, 2 fios nose e vários fios lisos para bioestimulação de colágeno na face e pescoço. Os seus resultados não foram tão satisfatórios como o esperado e foi presumido que isso tenha acontecido pela baixa qualidade de vida e interferência das medicações alopáticas e debilidades clínicas que a paciente relatava. (Figura 28.1 A) Tendo em vista sua situação clínica debilitada e baixa qualidade de vida, quando retornou ao consultório, depois de 2 anos, com 41 anos, foram solicitados novos exames séricos. Na análise de seus exames, notou-se que os parâmetros inflamatórios estavam bem acima dos parâmetros normais e os parâmetros anti-inflamatórios abaixo, como podemos observar na Tabela 24. Em virtude disso, foi realizada uma nova proposta de tratamento com a combinação da parte estética de harmonização facial e a reposição hormonal, por meio dos hormônios bioidênticos nanoestruturados (Lab. Buenos Ayres São Paulo/SP). Desta vez, os procedimentos foram realizados com o uso dos fios de PDO utilizados foram de cada lado da face, 5 fios farpados USP 2 cânula 18G (MEDITHREAD) com a técnica All On Five, USP 2 cônico cânula 18G e técnica Extreme Neck modificada (Figura 28.1 B). Em maio de 2022, após 4 meses dos procedimentos de harmonização facial realizados e o uso contínuo única e exclusivamente dos hormônios bioidênticos nanoestrurados, sem as drogas alopáticas que a paciente tomava, os sinais e sintomas diminuíram consideravelmente e os resultados estéticos avançaram significativamente, como demonstrado nas figuras 28.1 A e B. Os dados do presente estudo mostraram que o uso de hormônios bioidênticos nanoestruturados aumentaram o efeito de extensão da longevidade de padrões de implante no levantamento de retenção com PDO. Em segunda análise de seus exames séricos, 8 meses após o início da TRHBN, obtivemos um aumento considerável dos níveis esteroidais (anti-inflamatórios naturais) e uma diminuição nos parâmetros inflamatórios 299
- 300. CAPÍTULO 28. TERAPIACONJUGADA PARA TRATAMENTO DO ENVELHECIMENTO FACIAL. EMPREGO DOS FIOS DE POLIDIOXANONA E REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA COM SUBSTÂNCIAS NANOESTRUTURADAS VIA TRANSDÉRMICA Figura 28.1 – Fotografias do rosto da paciente: (A)Antes e (B)Depois do tratamento realizado. (Tabela 24). Ao contrário da opinião prevalente, a paciente relatou uma substancial melhora na sua qualidade de vida e de seus problemas dentais, sem quaisquer efeitos colaterais como masculinização do corpo. Tabela 24 – Níveis séricos hormonais e de parâmetros inflamatórios antes e após 8 meses de reposição hormonal bioidêntica transdérmica. PRÉ TERAPIA (11/2020) PÓS TERAPIA (07/2021) Idade (anos) 41 43 Peso (Kg) 6 6 Testosterona (ng/dL) 1 259 Estradiol (pg/mL) 50 81 Progesterona (ng/mL) 0,21 0,46 Vitamina D (ng/mL) 34,3 264,4 TGO (U/L) 18 25 TGP (U/L) 19 22 Homocisteína (micromol/L) 15,11 12,09 Fibrinogênio (mg/dL) 24 21 Triglicerídeos (mg/dL) 8 5 TSH (microUI/mL) 1,09 0,5 PCRus (mg/L) 1,22 0,85 Com relação à reposição hormonal com hormônios bioidênticos transdérmicos foram ministradas as seguintes dosagens: testosterona 75mg/g; progesterona 100 mg/g; estradiol 5 mg; estriol de 10mg; colecalciferol 50.000UI, vitamina A 5000 UI e vitamina K2MK7 120 mcg. Além de instituída a prática de atividades físicas diárias. Com isso, ao alcançar 6 meses de tratamento, a paciente que pesava 64 kg, chegou em 63 kg, havendo 300
- 301. CAPÍTULO 28. TERAPIACONJUGADA PARA TRATAMENTO DO ENVELHECIMENTO FACIAL. EMPREGO DOS FIOS DE POLIDIOXANONA E REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA COM SUBSTÂNCIAS NANOESTRUTURADAS VIA TRANSDÉRMICA significativo aumento de massa magra. Não foram relatadas complicações e a paciente apresentou excelente evolução do quadro clínico inicial de saúde com significativa melhora das condições da pele após 6 meses do início da reposição. A melhora em vários dos padrões estéticos faciais foi observada, por meio da análise gerada pela Máquina FACEBOX PRO, que reproduz fotografias padronizadas da face com luz “natural” e luz ultravioleta e quantificação por meio dos gráficos das diversas variáveis: rugas faciais, tamanho dos poros, “manchas”, acne, etc.). Inclusive, foi constatado pelas medições realizadas uma redução da idade biológica da pele, de 41 anos para 22 anos (Figuras 28.2 A e B). 28.3 Análise e discussão São vários os relatos dentro da literatura que citam as deficiências hormonais diretamente relacionadas com depressão versus qualidade de vida, baixa imunidade, xerostomia (perda da capacidade de produção salivar), alergias diversas, asma, fluxo menstrual intenso, tensão pré-menstrual, retração gengival e, por fim, o envelhecimento cutâneo [3, 17, 1, 8, 11, 14]. O grau de envelhecimento da pele é determinado por fatores genéticos (intrínsecos) e fatores exógenos (extrínsecos). As características típicas do envelhecimento facial incluem não só a degeneração da gordura subcutânea no terço médio da face, mas também os sinais típicos de envelhecimento intrínsecos e extrínsecos, como a perda da elasticidade e enrugamento da face [16]. A flacidez tissular está associada a diversos processos inflamatórios crônicos. A sobrecarga crônica dos mecanismos de desintoxicação do próprio organismo, causada por estresse oxidativo cumulativo, leva ao envelhecimento prolongado. Um papel relevante neste processo é desempenhado pela interação de fibroblastos e a rede de fibras, a qual exerce uma forte atração entre eles. Segundo Sattler & Gout (2017) [16] , com o aumento da fragmentação dessa rede de fibras, os fibroblastos perdem a sua função o que acarreta diretamente a diminuição da força exercida sobre eles. Isso 301
- 302. CAPÍTULO 28. TERAPIACONJUGADA PARA TRATAMENTO DO ENVELHECIMENTO FACIAL. EMPREGO DOS FIOS DE POLIDIOXANONA E REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA COM SUBSTÂNCIAS NANOESTRUTURADAS VIA TRANSDÉRMICA Figura 28.2 – Fotografias Digitais e Gráficos do (A) Antes (2021) e (B) Depois (2022) gerado pela Máquina FACEBOX PRO. (Fotografias padronizadas da face com luz “natural” e luz ultravioleta e quantificação por meio dos gráficos das diversas variáveis: rugas faciais, tamanho dos poros, “manchas”, acne, etc.). abre possibilidades de se fazer abordagens intervencionais, para a melhora deste embricamento, como a inserção de fios de Polidioxanona, relatada neste presente estudo. E quando este procedimento foi realizado concomitantemente à modulação hormonal bioidêntica nanoestruturada, o resultado foi ainda melhor, vide Figuras 28.1 A, B, 28.2 A e B. Artigos recentes mostram que a reposição hormonal regula o transporte de cálcio e diminui a gravidade do processo inflamatório [7]. Alguns trabalhos demonstraram que após a reposição hormonal houve uma melhora na preservação da perda óssea [7]. A reposição de hormônios esteroides bioidênticos é considerada uma terapêutica segura e eficaz no tratamento das quedas hormonais, especialmente em mulheres com a peri-menopausa, bem como no controle da inflamação crônica [2]. A diminuição na produção de hormônios e a não reposição destes têm sido associados ao aumento da degeneração da gordura subcutânea no terço médio da face [16]. A reposição com hormônios bioidênticos regula diversos processos fisiológicos do corpo, sendo indis- pensáveis para a saúde humana e para uma melhor qualidade de vida. A paciente que realizou tratamento odontológico concomitantemente à harmonização facial com fios de PDO, concordou em se submeter à terapia de reposição hormonal nano, a fim de melhorar a longevidade dos retentores de elevação com polidioxanona (PDO). E como resultado, alcançou mais qualidade de vida, resgatando sua auto estima. Juntamente com o estímulo de colágeno, aumento da espessura dérmica e proliferação de fibroblastos promovidos pelos fios de polidioxanona (PDO) [9], o estradiol também se mostra como um dos principais responsáveis pelo estímulo de colágeno e elastina, melhorando a função dos fibroblastos [13], a flacidez, hidratação e o contorno facial como constatados na Figura 28.1 B. É possível ainda ressaltar que a testosterona promove aumento da síntese de colágeno e mantém a tonicidade muscular [12]; enquanto que a progesterona, 302
- 303. CAPÍTULO 28. TERAPIACONJUGADA PARA TRATAMENTO DO ENVELHECIMENTO FACIAL. EMPREGO DOS FIOS DE POLIDIOXANONA E REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA COM SUBSTÂNCIAS NANOESTRUTURADAS VIA TRANSDÉRMICA aumenta a expressão do fator de crescimento endotelial vascular (VEGF), inibe a inflamação e aumenta a atividade da superóxido dismutase (SOD) [5]. Por essas razões, os autores acreditam que o presente trabalho traz uma forte evidência da participação dos esteroides como anti-inflamatórios, atuando efetivamente no processo de envelhecimento. 28.4 Conclusões Os dados do presente estudo mostram que o uso de hormônios bioidênticos transdérmicos com nanopartículas com indicação na HOF, sugeriu um aumento na vida útil dos fios quando associados aos procedimentos com retentores de elevação com polidioxanona (PDO), elevando significativamente a qualidade da pele como rugas faciais, tamanho dos poros, manchas, bem como a tonicidade muscular e espessura da derme e epiderme. Além disso, trouxe mais qualidade de vida à paciente pela remoção das drogas alopáticas. Contudo, mais estudos se fazem necessários para reafirmarem estes achados. Agradecimentos Agradeço à Faculdade Centro Oeste Paulista e ao Congresso de Ciência e Tecnologia de Biomateriais pela oportunidade no incentivo e realização do trabalho exposto. Referências [1] Farzaneh Agha-Hosseini, Nooshin Shirzad e Mahdieh-Sadat Moosavi. “Evaluation of Xeros- tomia and salivary flow rate in Hashimoto’s Thy- roiditis”. Em: Medicina oral, patologia oral y cirugia bucal 21.1 (2016), e1. [2] Marco Antonio Botelho et al. “Nanostructured transdermal hormone replacement therapy for relieving menopausal symptoms: a confocal Ra- man spectroscopy study”. Em: Clinics 69 (2014), pp. 75–82. [3] Tracy Butler et al. “Epilepsy, depression, and growth hormone”. Em: Epilepsy & Behavior 94 (2019), pp. 297–300. [4] Luiz Charles-de-Sá et al. “Regen Fat Code: a standardized protocol for facial volumetry and rejuvenation”. Em: Aesthetic Surgery Journal 41.11 (2021), NP1394–NP1404. [5] Lin Dingsheng, Liu Zengbing e Huang Dong. “Favorable effects of progesterone on skin ran- dom flap survival in rats”. Em: Iranian Journal of Basic Medical Sciences 19.11 (2016), p. 1166. [6] S Gasser et al. “Impact of progesterone on skin and hair in menopause–a comprehensive review”. Em: Climacteric 24.3 (2021), pp. 229–235. [7] Luiz W Gonzaga et al. “Nanotechnology in hor- mone replacement therapy: safe and efficacy of transdermal estriol and estradiol nanoparticles after 5 years follow-up study”. Em: Lat Am J Pharm 31.3 (2012), pp. 442–50. [8] A Graziottin e PP Zanello. “Menstruation, in- flammation and comorbidities: implications for woman health”. Em: Minerva Ginecologica 67.1 (2015), pp. 21–34. [9] Yelda Kapicioglu et al. “Comparison of antia- ging effects on rat skin of cog thread and poly-L- lactic acid thread”. Em: Dermatologic Surgery 45.3 (2019), pp. 438–445. [10] Sundeep Khosla e David G Monroe. “Regula- tion of bone metabolism by sex steroids”. Em: 303
- 304. CAPÍTULO 28. TERAPIACONJUGADA PARA TRATAMENTO DO ENVELHECIMENTO FACIAL. EMPREGO DOS FIOS DE POLIDIOXANONA E REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA COM SUBSTÂNCIAS NANOESTRUTURADAS VIA TRANSDÉRMICA Cold Spring Harbor perspectives in medicine 8.1 (2018), a031211. [11] Barbora Konečná et al. “The Effect of Melatonin on Periodontitis”. Em: International Journal of Molecular Sciences 22.5 (2021), p. 2390. [12] Istvan Kovanecz et al. “Chronic high dose intra- peritoneal bisphenol A (BPA) induces substan- tial histological and gene expression alterations in rat penile tissue without impairing erectile function”. Em: The journal of sexual medicine 10.12 (2013), pp. 2952–2966. [13] Edwin D Lephart e Frederick Naftolin. “Meno- pause and the skin: Old favorites and new inno- vations in cosmeceuticals for estrogen-deficient skin”. Em: Dermatology and Therapy 11.1 (2021), pp. 53–69. [14] Mandy Majidian, Hiren Kolli e Ronald L Moy. “Management of skin thinning and aging: review of therapies for neocollagenesis; hormones and energy devices”. Em: International Journal of Dermatology 60.12 (2021), pp. 1481–1487. [15] A Nell et al. “[Stimulation of platelet mitogen- induced prostaglandin I2 synthesis in periodon- tal tissue of cyclosporin A treated patients]”. Em: Wiener klinische Wochenschrift 107 (fev. de 1995), pp. 278–82. [16] Gerhard Sattler. “Illustrated Guide to Injectable Fillers Basics, Indications, Uses”. Em: Stomato- logy Edu Journal 4 (jan. de 2017), p. 148. doi: 10. 25241/stomaeduj.2017.4(2).bookreview.2. [17] Rebecca Shepherd et al. “Sexual dimorphism in innate immunity: the role of sex hormones and epigenetics”. Em: Frontiers in immunology 11 (2021), p. 604000. 304
- 305. 29 BENEFÍCIOS DATERAPIA DE REPOSIÇÃO COM HORMÔNIOS ESTERÓIDES NANOESTRUTURA- DOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE CASO. Gisela Muassab Castanho1 , FACOP2 , ORCID 0000-0003-4431-4880; Marco Antônio Botelho, FACOP2 , ORCID 0000-0001-5269-9966. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598440 Como citar CASTANHO, G. M.; BOTELHO, M. A. BENEFÍCIOS DA TERAPIA DE REPOSIÇÃO COM HORMÔNIOS ESTERÓIDES NANOESTRUTURADOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE CASO. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 304-313. Tópicos 29.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 306 29.2 Relato de caso . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 307 29.3 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 310 29.4 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 312 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 312 RESUMO A placa bacteriana ou biofilme é um fator etiológico primário que pode levar ao aparecimento da Doença Periodontal (DP) no ser humano. O desenvolvimento da DP e de outras periopatologias, entretanto, é multifatorial, não dependendo apenas da patogenicidade do biofilme, mas, sobretudo das condições sistêmicas dos pacientes. A manutenção da saúde periodontal é amplamente determinada por fatores hormonais. Níveis ideais de hormônios esteroidais são responsáveis pelo desenvolvimento e manutenção de saúde da matriz osteoblástica e pela formação de colágeno, consequentemente da qualidade óssea e gengival. A diminuição dos seus níveis séricos sanguíneos leva ao aparecimento e progressão da DP. O objetivo deste estudo foi relatar 1 Email: gisela.castanho@me.com 2 Faculdade do Centro Oeste Paulista
- 306. CAPÍTULO 29. BENEFÍCIOSDA TERAPIA DE REPOSIÇÃO COM HORMÔNIOS ESTERÓIDES NANOESTRUTURADOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE CASO. o tratamento de uma paciente, 48 anos, com perda óssea generalizada e mobilidade dental pós tratamento ortodôntico de alta complexidade. Foram avaliados os níveis de alguns marcadores inflamatórios, bem como os níveis dos hormônios esteroidais. Para a preservação da qualidade óssea e dos tecidos periodontais, foi decidido o emprego de um tratamento clínico com técnicas periodontais convencionais juntamente com a reposição dos hormônios em estado de deficiência por meio da terapia de reposição com hormônios bioidênticos nanoestruturados (TRHBN), os quais foram carreados diretamente para a corrente sanguínea por um veículo transdérmico nanodesenvolvido com lipossomas de oxigênio (LIPO2). Resultados: observou-se no período estudado que ocorreu a manutenção do volume e qualidade óssea ao redor das estruturas dentárias, sem a observação de continuidade de perdas ósseas radiograficamente. O nível de mobilidade das estruturas dentárias passou do grau 3 para 1. Conclusão: O tratamento das periopatologias como a DP com cuidados terapêuticos clínicos e reposição dos hormônios tireoidianos e esteroidais, por meio da utilização do veículo nanoestruturado, proporcionou a recuperação da saúde periodontal, estando indicada esta terapia para a preservação dos tecidos periodontais. Palavras-chave: Doença Periodontal, Perda óssea, Hormônios esteroidais, Nanotecnologia. 29.1 Introdução A placa bacteriana ou biofilme dental tem sido estabelecida como o principal fator etiológico para o início da doença periodontal [21]. No entanto, sabe-se que estes patógenos, agressores do hospedeiro, são necessários, mas não são suficientes para que a doença ocorra, pois existem as condições sistêmicas do indivíduo que podem afetar a prevalência, progressão e severidade da doença periodontal [18]. Entre elas, podemos citar os hormônios esteróides, os quais sugerem uma importante modificação de vários fatores que podem influenciar a patogenicidade das doenças periodontais [13]. Os hormônios são moléculas específicas e regulatórias que modulam a reprodução, crescimento, desenvolvimento e manutenção do meio interno [22]. Os efeitos hormonais refletem mudanças fisiológicas e patológicas em quase todos os tecidos do corpo humano. Os hormônios esteroidais como a testosterona, estradiol, progesterona e colicalciferol têm sido localizados em tecidos periodontais [10]. Isto pode trazer consequências ao sistema endócrino e ter um papel importante na patogenia periodontal. E por esta razão é que alguns autores afirmam que mudanças nas condições periodontais podem estar associadas com variações em níveis hormonais. E isto tem sido comprovado por estudos que associam alterações gengivais com quebra da homeostase do periodonto, frente a um agente etiológico local, alterando a resposta tecidual periodontal nas diferentes fases hormonais da mulher, como puberdade, ciclo menstrual, ingestão de anticoncepcionais orais, gravidez, menopausa e pós menopausa [1, 2]. Outro fator associado à doença periodontal é a osteoporose caracterizada pela reabsorção óssea. As características degenerativas que levam à osteoporose é a perda da microestrutura e subsequente fratura, enquanto, que a periodontite envolve perda óssea local inflamatória, seguida de infecção no osso cortical alveolar que resulta em perda dental. Múltiplos são os fatores incluindo a idade, genética, mudanças hormonais, cigarro, bem como a deficiência de Cálcio e Vitamina D o que leva à uma quebra da homeostase no que diz respeito à remodelação óssea, balanço hormonal e solução da inflamação [37]. A osteoporose tem sido proposta como um fator de risco para a doença periodontal. A associação das duas doenças tem maior prevalência em mulheres mais jovens com maior significância em mulheres jovens na menopausa. Muitos estudos consideram 306
- 307. CAPÍTULO 29. BENEFÍCIOSDA TERAPIA DE REPOSIÇÃO COM HORMÔNIOS ESTERÓIDES NANOESTRUTURADOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE CASO. que que este fator de risco aumentado seja pela redução na produção de estradiol, além do decréscimo da proteção da reabsorção óssea pela supressão da absorção de Cálcio [20, 31, 27]. Portanto, a deficiência de Cálcio e Vitamina D são o maior fator de risco para a osteoporose e mais recentemente sugerem regra similar para a doença periodontal. Também tem sido relatado que alterações nas forças oclusais podem causar um aumento na prevalência de microfraturas em osso alveolar com osteoporose que pode levar a uma falha por fadiga [4, 25]. A terapia de reposição hormonal bioidêntica transdérmica nanoestuturada (TRHTN) na Odontologia, traz ao Cirurgião-Dentista a possibilidade de utilizar deste conhecimento e fazer a prescrição com a utilização dos hormônios para tratamentos odontológicos [12]. Os hormônios são reguladores fisiológicos que modulam a velocidade das reações e funções biológicas que acontecem no organismo. Mesmo em sua ausência, as mudanças de velocidade podem adquirir ritmos diferentes e impactar no funcionamento ideal do organismo [5]. Os hormônios bioidênticos referem-se às substâncias hormonais que possuem a mesma estrutura química e molecular encontrada nos hormônios produzidos pelo corpo humano; sem compostos moleculares adicionais que possam alterar a ligação do hormônio com seu receptor na célula. A estrutura química do hormônio é carreada diretamente para a corrente sanguínea por um veículo transdérmico nanodesenvolvido com lipossomas de oxigênio (LipO2) que geram uma absorção muito rápida, segura e eficaz. Portanto, a suplementação deste tipo de hormônio proporciona uma resposta natural e fisiológica [3], gerando aos indivíduos saúde, equilíbrio e bem-estar. Em achados clínicos, vemos que, quando os níveis hormonais, estão abaixo do esperado desencadeiam problemas de saúde física, química e mental, impactando negativamente a qualidade de vida do indivíduo. No Brasil, com a aprovação da Lei Federal N.º 9965/2000, que ratifica a prerrogativa da prescrição de esteroides e peptídeos anabolizantes por cirurgiões-dentistas, lança-se um novo olhar sobre como as mucosas se comunicam e como qualquer processo inflamatório, seja na boca ou no corpo, repercute em vários sítios, fazendo com que tudo esteja interligado e interconectado [1]. O objetivo deste relato foi relatar que a terapia de modulação hormonal, feita com hormônios bioidênticos nanoestruturados com aplicação transdérmica, em mulher pré menopausa, melhora parâmetros inflamatórios e, por consequência, beneficiam as condições periodontais, melhora a qualidade óssea, favorecendo a estabilidade de perda óssea alveolar e impactando positivamente a qualidade de vida do paciente. 29.2 Relato de caso Paciente do sexo feminino, 48 anos de idade, passou grande parte da sua adolescência e início da fase adulta com aparelhos ortodônticos convencionais e uso de miniplacas. Durante o exame clínico inicial, detectamos biotipo gengival fino e delicado, presença de algumas recessões gengivais com exposição de colo, acúmulo de tártaro sub e supragengival (Figura 29.1A) com gengivite generalizada, doença periodontal, perda óssea, reabsorção de raízes, mobilidade grau 3 em incisivos e segundos molares inferiores, presença de instabilidade oclusal, interferências oclusais e restaurações mal adaptadas. Em exames radiográficos complementares iniciais, visualizamos pouca densidade óssea com regiões bem esponjosas com opacidade reduzida, perda alveolar óssea generalizada, no entanto, sem profundidade de bolsas periodontais e reabsorção de raízes (Figura 29.2A). 307
- 308. CAPÍTULO 29. BENEFÍCIOSDA TERAPIA DE REPOSIÇÃO COM HORMÔNIOS ESTERÓIDES NANOESTRUTURADOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE CASO. Figura 29.1 – A – Início do tratamento clínico com bastante acúmulo de tártaro. B – Após 6 meses de tratamento com remissão de acúmulo de tártaro e mais controle da higienização. Figura 29.2 – A – Pouca densidade óssea com regiões bem esponjosas. B – Trabeculado ósseo encontra-se mais organizado. A paciente relatou algumas mudanças de hábitos e dificuldades na higienização, especialmente na área da contenção ortodôntica. Além disso, em anamnese aplicada, relatou cansaço físico e vontade imensa de cuidar mais de sua saúde de uma maneira saudável sem uso de medicações. Foram solicitados exames laboratoriais séricos para avaliação sistêmica e dos níveis hormonais, a fim de complementar a terapia indicada para o tratamento da doença periodontal. A partir do diagnóstico, foi proposto o tratamento odontológico convencional periodontal com raspagem corono radicular sub e supra gengival, instruções de higiene oral, acompanhamento, realização de novas restaurações, reposicionamento de contenção ortodôntica para conter mobilidade, restabelecimento de guias caninas, ajuste oclusal e como complemento a terapia de reposição hormonal transdérmica com hormônios bioidênticos nanoestrurados (TRHTN) (Lab. Buenos Ayres São Paulo/SP). A TRHTN inicial foi definida com aplicação de 1ml, uma vez ao dia, em áreas do corpo sem pelos (parte interna do braço e/ou parte interna da coxa), de Testosterona 75mg/g, Progesterona 30 mg/g, Estradiol 5 mg, Estriol de 10mg e Vitamina D (Colecalciferol) 50.000UI, Vitamina A 5000 UI e K2 120 mcg , diariamente. Durante todo o tratamento, foram feitos acompanhamentos clínicos periódicos avaliando a evolução do tratamento clínico odontológico, concomitantemente com a administração da TRHTN. Durante os 11 meses de tratamento, foi realizado o uso contínuo único e exclusivo dos hormônios bioidênticos nanoestrurados e a 308
- 309. CAPÍTULO 29. BENEFÍCIOSDA TERAPIA DE REPOSIÇÃO COM HORMÔNIOS ESTERÓIDES NANOESTRUTURADOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE CASO. paciente relatou se sentir “outra pessoa”, com mais disposição e estimulada a continuar. O tratamento clínico transcorreu de forma fluida e colaborativa por parte do paciente. A paciente se sentiu com muito mais ânimo para suas atividades diárias e por isso mantivemos as mesmas doses prescritas inicialmente. O tratamento foi iniciado em outubro de 2021 e após 11 meses, foram solicitados novos exames séricos para a comparação dos níveis hormonais. Clinicamente, foi detectado a remissão da inflamação gengival adicionada à melhoria nas condições e cuidados na higiene oral (Figura 29.1B). Os resultados comparativos, revelaram um aumento considerável dos hormônios esteróides com substancial melhora na sua qualidade de vida e problemas dentais, sem quaisquer efeitos colaterais como voz grossa, aumento do clitóris, aumento de pelos como citados na literatura ao usar drogas como ciprionato de testosterona e/ou acetato de medroxi progesterona [3]. A Tabela 25 mostra os resultados comparativos dos exames séricos antes e após o tratamento proposto. Os níveis de testosterona saltaram de 279 para 1076 ng/dL. O estradiol e a progesterona consideradas abaixo dos padrões aumentaram. O estradiol subiu de 0,8 para 2,6ng/dl e a progesterona foi de 33 para 197 ng/dL. E, por último, o colicalciferol também aumentou indo de 31 para 92ng/dL, demonstrando a efetividade da terapia proposta. Tabela 25 – Tabela comparativa dos níveis hormonais em diferentes momentos do tratamento RESULTADOS PARÂMETROS - HORMÔNIOS ESTEROIDAIS ANTES (AGOSTO DE 2021) DEPOIS (JULHO DE 2022) Testosterona 279 ng/dL 1076 ng/dL Estradiol 0,8 ng/dL 2,6 ng/dL Progesterona 33 ng/dL 197 ng/dL Vitamina D (Colecalciferol) 31 ng/mL 92 ng/mL Ao longo destes 11 meses, não houve nenhum tipo de complicação clínica nem sistêmica. Pelo contrário, houve melhoria clínica progressiva confirmada, a paciente respondeu muito bem ao tratamento e apresentou excelente evolução do quadro clínico inicial com rápida recuperação funcional, diminuição da mobilidade dental, melhora na mastigação bilateral trazendo maior conforto mastigatório. Além disso, foi notado clinicamente, a regressão da mobilidade tanto nos segundos molares, como nos incisivos inferiores, indo do grau 3 para o 1 nos incisivos e remissão total da mobilidade nos segundos molares. Houve também melhorias no processo de higienização bucal e regressão do processo inflamatório gengival, gerando aspecto gengival mais rosado e saudável, com muito menos quantidade de formação de cálculo dental (Figuras 29.1A e B). Radiograficamente, pôde-se observar melhora na densidade óssea. Comparando as duas radiografias panorâmicas, o trabeculado ósseo que de uma forma geral que se encontrava com aparência mais radiolúcida, sem definição, previamente à TRHTN, encontra-se mais organizado e definido depois de 11 meses. Observa-se a manutenção e estabilidade no nível das cristas ósseas alveolares entre os dentes (Figuras 29.2A e B). Sistemicamente, houve evolução do quadro clínico inicial. A paciente sente que sua saúde oral foi devolvida, além de seu bem-estar para as atividades do dia a dia, com mais energia, disposição e vitalidade, contrapondo e resolvendo uma das queixas principais do início do tratamento desde o início da reposição que 309
- 310. CAPÍTULO 29. BENEFÍCIOSDA TERAPIA DE REPOSIÇÃO COM HORMÔNIOS ESTERÓIDES NANOESTRUTURADOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE CASO. era o cansaço. Acreditamos que a melhoria clínica, vem dos resultados no aumento dos níveis séricos dos hormônios esteróides administrados. 29.3 Análise e discussão De acordo com Mascarenhas et al. [23] (2003), os hormônios esteróides, ditos como sexuais, são derivados do colesterol e têm como estrutura em comum a presença de 3 anéis de 6 átomos de carbono e um papel importante na manutenção da integridade do esqueleto, incluindo o osso alveolar. Como o estradiol tem um efeito no metabolismo de osso mineral, enquanto a progesterona e a testosterona, um papel importante na renovação óssea, acreditamos que a prevenção à perda óssea alveolar por meio da TRHTN foi de extrema valia para a paciente, verificada e comprovada pelos resultados obtidos neste relato. Ressaltando a importância que o Cirurgião-Dentista tem em avaliar os níveis hormonais frente à problemas bucais Neste relato de caso clínico, a paciente já fazia uso de hormônios bioidênticos, mas não eram nanoestruturados e o máximo que conseguiu foi que seus níveis de testosterona aumentassem para a faixa de 279 ng/dL. Apesar de serem níveis mais elevados que o comum, ainda assim, o cansaço era evidente em sua rotina, por isso buscava melhorias. Somente a partir do momento que iniciou o uso dos bioidênticos nanoestruturados, em que a absorção é maior, que os resultados de sua testosterona deram um salto para 1076 ng/dL e a paciente relatou benefícios de boa disposição e eliminação do cansaço. Os níveis aumentados de absorção nos hormônios bioidênticos nanoestruturados foram relatados e comprovados por Botelho et al. [3], 2014 o que vem de encontro com o resultado encontrado neste relato, houve melhora na questão óssea demostrada nos exames radiográficos como também, melhorias clínicas. Corroborando com o trabalho de Gallagher et al. (1991) [8], vimos o quanto o aumento dos níveis da progesterona, a qual tem um papel importante no acoplamento da reabsorção e formação óssea, foi importante para a estabilização do quadro clínico e a não progressão da doença por quase um ano. Além disso, ressaltamos a importância dos estrógenos na síntese e manutenção das fibras colágenas adicionados ao mecanismo de ação direta no osso por meio da ação de receptores nos osteoblastos localizados em fibroblastos do periósteo, lâmina dura e ligamento periodontal o que equivale a dizer que a ação dos hormônios se dá em diferentes tecidos periodontais. Vimos clinicamente, a melhoria tanto do quadro gengival como periodontal. Outro papel importante do estradiol e da progesterona é que eles funcionam como mediadores inflamatórios por meio da produção de prostaglandinas. Segundo Plancak et al. (1998) [30], se a quantidade de estradiol circulante parece ter uma correlação inversamente proporcional com a prevalência da doença periodontal, era de se esperar que, quando os níveis destes hormônios decrescem, isso influencia diretamente o agravamento da mobilidade e da estabilidade na inserção óssea agravando o processo inflamatório. Isto indica que a circulação normal de estrógenos é essencial na proteção periodontal, portanto, importantíssimo a reposição de maneira natural e bioidêntica sem a esterificação da molécula original. Desta forma, auxiliamos a paciente a evitar a perda dental precoce. De acordo com Morley et al. (2000) [26] e Parkar et al. (1998) [29], alguns receptores específicos para testosterona são encontrados em tecidos periodontais, acreditando-se que a testosterona influencia a manutenção da massa óssea e tem um importante efeito em mediadores da inflamação com a IL-6. Mais uma razão de estarmos no caminho certo quando detectamos os benefícios do aumento nos níveis de testosterona 310
- 311. CAPÍTULO 29. BENEFÍCIOSDA TERAPIA DE REPOSIÇÃO COM HORMÔNIOS ESTERÓIDES NANOESTRUTURADOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE CASO. da paciente neste relato de caso. Isto corrobora com Mascarenhas et al. (2003) [23] que reportaram um efeito inibitório da ciclooxigenase dada pela testosterona em gengiva e que este hormônio sexual pode ter um efeito anti-inflamatório no periodonto, combatendo a doença periodontal. Comparando homens e mulheres, existe uma tendência em achar que as mulheres são mais afetadas que os homens com relação à densidade óssea. Alguns estudos relatam que 80% dos pacientes com osteoporose são mulheres, Lau et al. (2001) [19] correlacionaram a isso um maior desequilíbrio hormonal ao longo de suas vidas. O fato é que pelas diferenças hormonais entre homens e mulheres, podemos considerar que o papel dos hormônios esteroides no aumento do processo de cicatrização e a reação do sistema endócrino na doença periodontal podem ser distintos, levando os pacientes a tratarem, fazendo as devidas reposições e reestabelecendo o equilíbrio de suas taxas hormonais para melhorarem sua saúde e quadro clinico, assim como foi feito neste relato de caso. Quanto ao metabolismo ósseo pré e pós menopausa, segundo Katz & Epstein (1993) [14], acredita-se que a falência ovariana está associada à diminuição dos níveis hormonais, afetando a perda óssea que acontece nas 20 primeiras décadas após a menopausa, induzindo à osteoporose com a diminuição da densidade óssea. Na menopausa, a circulação de androgênios é diminuída, parte desta produção, advém da adrenal e a outra parte dos ovários. Como o ovário não produz, essa circulação cai pela metade e afeta a proteção óssea, pois os estrogênios são responsáveis pelo efeito inibitório da ação dos osteoclastos. A testosterona também tem uma correlação positiva na densidade óssea e pacientes com baixos níveis também sofrerão os efeitos da osteoporose [34]. A osteoporose é responsável pela diminuição da crista alveolar por unidade de volume, condição que pode promover uma perda óssea mais acelerada quando encontramos pacientes com infecções periodontais [36]. Tem sido reportado a incidência de periodontite correlacionada com sinais generalizados de osteoporose e baixa densidade óssea da mandíbula com o amento na incidência de doença periodontal [15, 17, 16, 35]. A suplementação de estrógeno é importante na redução da inflamação gengival e limitação da perda óssea na osteopenia/osteoporose em mulheres na menopausa de acordo com Mascarenhas et al. (2003) [23]. A osteoporose é caracterizada pela condição de decréscimo na densidade óssea mineral cerca de pelo menos 2 vezes e meia comparada aos valores normais de mulheres jovens e saudáveis, sendo o maior problema em mulheres na menopausa. Cerca de um terço das mulheres acima de 65 anos sofrem sinais e sintomas de osteoporose, essa desordem caracterizada pela baixa massa óssea. A deficiência de estrogênio é o fator patogênico dominante para a osteoporose em mulheres [32]. Para que esperar a mulher entrar na menopausa, se podemos repor antes mesmo que esses níveis interfiram na qualidade de vida do paciente. Concordamos com Ettinger (1993) [7] que a reposição hormonal, em doses adequadas, pode diminuir ou prevenir a perda óssea. A reposição de estradiol pode aumentar a densidade óssea e reduzir a inflamação gengival [28, 11]. Ainda assim, uma parcela muito pequena da população recebe este tipo de terapia e muito do que se fala em deixar de cumprir uma boa prescrição é por causa do medo do câncer, sangramentos irregulares e outros mínimos efeitos [33]. Outro ponto importante é agir no metabolismo do Cálcio com a reposição de Vitamina D, o colicalciferol, o qual melhorou significativamente as condições periodontais e ajudou na retenção dos dentes segundo Krall et al. (1996) [16], Miley et al. (2009) [24], Dixon et al. (2009) [6] e Garcia et al. (2011) [9], impactando positivamente na prevenção da osteoporose e da doença periodontal, melhorando a mobilidade, assim como foi visto neste relato de caso. A deficiência hormonal compromete significativamente a qualidade de vida da mulher. Estão direta- 311
- 312. CAPÍTULO 29. BENEFÍCIOSDA TERAPIA DE REPOSIÇÃO COM HORMÔNIOS ESTERÓIDES NANOESTRUTURADOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE CASO. mente relacionadas com uma baixa do sistema imunológico como um todo, acarretando Síndrome do Pânico, infecções vaginais fúngicas, hemorragia menstrual intensa, síndrome vaso-vagal, fibromialgia, nódulos mamários, tensão pré-menstrual, irritabilidade, rinite, herpes, bruxismo, retração gengival, reabsorção óssea alveolar, gengivite, cálculos dentais, osteopenia/osteoporose, entre outros. A reposição com hormônios bioidênticos regula diversos processos fisiológicos do corpo sendo indispensáveis para a saúde humana e para uma melhor qualidade de vida [23]. A paciente concordou em se submeter à terapia de reposição hormonal nano para fins odontológicos, a fim de reduzir o comprometimento das consequências do início da menopausa na cavidade oral e devolver sua saúde oral e assim estabilizar a sua perda óssea alveolar, inflamação gengival e prevenir a osteopenia/osteoporose. Um destaque importante neste relato de caso diz respeito aos aspectos relacionados à farmacocinética e farmacodinâmica as quais deveriam ser incluídos em todo e qualquer procedimento odontológico. Uma vez que a partir do seu conhecimento, torna-se oportuno demostrar de maneira clara não existir uma área odontológica, como alguns autores teimam em afirmar. Verdadeiramente é importante salientar que o corpo é indivisível e qualquer medicação odontológica terá repercussão em diversas áreas do corpo humano, não agindo somente em áreas odontológicas, mas também de forma sistêmica uma vez que a corrente sanguínea é uma só. 29.4 Conclusões Os dados do presente estudo mostram que o uso de hormônios bioidênticos transdérmicos com nanopartículas com indicação odontológica, além de reduzir a inflamação periodontal e controlar a reabsorção óssea, melhorando a densidade óssea, atenuaram os processos inflamatórios e deram mais disposição à paciente. Outros estudos para determinar a eficácia dos hormônios esteroides transdérmicos nanoestruturados no tratamento de mulheres com doenças periodontais e prevenção da osteopenia/osteoporose ainda se mostram necessários. Agradecimentos Agradeço à Faculdade Centro Oeste Paulista e ao Congresso de Ciência e Tecnologia de Biomateriais pela oportunidade no incentivo e realização do trabalho exposto. Referências [1] Gary C Armitage. “Development of a classifica- tion system for periodontal diseases and condi- tions”. Em: Annals of periodontology 4.1 (1999), pp. 1–6. [2] Álvaro Francisco Bosco et al. “A influência dos hormônios sexuais nos tecidos periodontais: revi- são de literatura”. Em: Rev. Odontol. Araçatuba (Impr.) (2004), pp. 22–27. [3] Marco Antonio Botelho et al. “Nanostructured transdermal hormone replacement therapy for relieving menopausal symptoms: a confocal Ra- man spectroscopy study”. Em: Clinics 69 (2014), pp. 75–82. [4] David B Burr et al. “Bone remodeling in res- ponse to in vivo fatigue microdamage”. Em: 312
- 313. CAPÍTULO 29. BENEFÍCIOSDA TERAPIA DE REPOSIÇÃO COM HORMÔNIOS ESTERÓIDES NANOESTRUTURADOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE CASO. Journal of biomechanics 18.3 (1985), pp. 189– 200. [5] Enrico Streliaev Canali e Luiz Fernando Martins Kruel. “Respostas hormonais ao exercıcio”. Em: Rev paul educ fıs 15.2 (2001), pp. 141–53. [6] D Dixon et al. “Calcium and vitamin D use among adults in periodontal disease mainte- nance programmes”. Em: British dental journal 206.12 (2009), pp. 627–631. [7] B Ettinger. “Use of low-dosage 17 beta-estradiol for the prevention of osteoporosis.” Em: Clinical therapeutics 15.6 (1993), pp. 950–62. [8] J Christopher Gallagher, Warren T Kable e Da- vid Goldgar. “Effect of progestin therapy on cortical and trabecular bone: comparison with estrogen”. Em: The American journal of medi- cine 90.1 (1991), pp. 171–178. [9] M Nathalia Garcia et al. “One-year effects of vitamin D and calcium supplementation on chro- nic periodontitis”. Em: Journal of periodontology 82.1 (2011), pp. 25–32. [10] Russell A Gornstein et al. “Androgens modulate interleukin-6 production by gingival fibroblasts in vitro”. Em: Journal of Periodontology 70.6 (1999), pp. 604–609. [11] Francine Grodstein, Graham A Colditz e Meir J Stampfer. “Post-menopausal hormone use and tooth loss: a prospective study”. Em: The Jour- nal of the American Dental Association 127.3 (1996), pp. 370–377. [12] A.S.et al Hilel. “Terapia de reposição hor- monal Bioidentica.” Em: Medicina Integra- tiva 3.5 (2021), pp. 1–10. url: https : / / revistamedicinaintegrativa.com/terapia- de - reposi % C3 % A7 % C3 % A3o - hormonal - bioidentica/. [13] Lorenz C Hofbauer e Armin E Heufelder. “Role of receptor activator of nuclear factor-κB li- gand and osteoprotegerin in bone cell biology”. Em: Journal of molecular medicine 79.5 (2001), pp. 243–253. [14] Ian A Katz e Sol Epstein. “Bone mineral me- tabolism at the menopause: determinants and markers”. Em: Humoral factors in the regulation of tissue growth. Springer, 1993, pp. 211–243. [15] E Klemetti et al. “Mineral status of skeleton and advanced periodontal disease”. Em: Journal of clinical periodontology 21.3 (1994), pp. 184–188. [16] EA Krall, RI Garcia e B Dawson-Hughes. “Incre- ased risk of tooth loss is related to bone loss at the whole body, hip, and spine”. Em: Calcified tissue international 59.6 (1996), pp. 433–437. [17] EA Krall et al. “Tooth loss and skeletal bone density in healthy postmenopausal women”. Em: Osteoporosis International 4.2 (1994), pp. 104– 109. [18] Niklaus P Lang, Robert A Kiel e Katharina An- derhalden. “Clinical and microbiological effects of subgingival restorations with overhanging or clinically perfect margins”. Em: Journal of cli- nical periodontology 10.6 (1983), pp. 563–578. [19] EMC Lau et al. “Risk factors for hip fracture in Asian men and women: the Asian osteoporo- sis study”. Em: Journal of Bone and Mineral Research 16.3 (2001), pp. 572–580. [20] Tzu-Hsien Lin et al. “Association between pe- riodontal disease and osteoporosis by gender: a nationwide population-based cohort study”. Em: Medicine 94.7 (2015). [21] Harald Löe, Else Theilade e S Börglum Jensen. “Experimental gingivitis in man”. Em: The Jour- nal of periodontology 36.3 (1965), pp. 177–187. [22] Angelo Mariotti. “Sex steroid hormones and cell dynamics in the periodontium”. Em: Critical Reviews in Oral Biology & Medicine 5.1 (1994), pp. 27–53. [23] Paulo Mascarenhas et al. “Influence of sex hor- mones on the periodontium”. Em: Journal of clinical periodontology 30.8 (2003), pp. 671–681. 313
- 314. CAPÍTULO 29. BENEFÍCIOSDA TERAPIA DE REPOSIÇÃO COM HORMÔNIOS ESTERÓIDES NANOESTRUTURADOS NA DOENÇA PERIODONTAL: RELATO DE CASO. [24] D Douglas Miley et al. “Cross-sectional study of vitamin D and calcium supplementation ef- fects on chronic periodontitis”. Em: Journal of periodontology 80.9 (2009), pp. 1433–1439. [25] S Mori e DB Burr. “Increased intracortical re- modeling following fatigue damage”. Em: Bone 14.2 (1993), pp. 103–109. [26] John E Morley e Lucretia Van den Berg. Endo- crinology of aging. Vol. 20. Springer, 2000. [27] BE Christopher Nordin et al. “A longitudinal study of bone-related biochemical changes at the menopause”. Em: Clinical endocrinology 61.1 (2004), pp. 123–130. [28] Annlia Paganini-Hill. “The benefits of estrogen replacement therapy on oral health: the Leisure World cohort”. Em: Archives of Internal Medi- cine 155.21 (1995), pp. 2325–2329. [29] Mohamed Parkar et al. “IL-6 expression by oral fibroblasts is regulated by androgen”. Em: Cy- tokine 10.8 (1998), pp. 613–619. [30] D Plancak et al. “Endocrinological status of pa- tients with periodontal disease”. Em: Collegium antropologicum 22 Suppl (dez. de 1998), pp. 51– 5. [31] Robert Recker et al. “Bone remodeling increa- ses substantially in the years after menopause and remains increased in older osteoporosis pa- tients”. Em: Journal of Bone and Mineral Rese- arch 19.10 (2004), pp. 1628–1633. [32] Richard A Reinhardt et al. “Influence of estro- gen and osteopenia/osteoporosis on clinical peri- odontitis in postmenopausal women”. Em: Jour- nal of periodontology 70.8 (1999), pp. 823–828. [33] HP Schneider. “Hormone replacement therapy- less is often more”. Em: Zentralblatt fur Gyna- kologie 123.9 (2001), pp. 546–547. [34] KK Steinberg et al. “Sex steroids and bone den- sity in premenopausal and perimenopausal wo- men”. Em: The Journal of Clinical Endocrino- logy & Metabolism 69.3 (1989), pp. 533–539. [35] Jean Wactawski-Wende. “Periodontal disea- ses and osteoporosis: association and mecha- nisms”. Em: Annals of periodontology 6.1 (2001), pp. 197–208. [36] Jean Wactawski-Wende et al. “The role of os- teopenia in oral bone loss and periodontal dise- ase”. Em: Journal of periodontology 67 (1996), pp. 1076–1084. [37] Chin-Wei Wang e Laurie K McCauley. “Osteo- porosis and periodontitis”. Em: Current osteo- porosis reports 14 (2016), pp. 284–291. 314
- 315. 30 TERAPIA DEREPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊN- TICA NANOESTRUTURADA, VIA TRANSDÉR- MICA, PARA TRATAMENTO DE MELASMA Danielle de Pinho Tavares Lima1 , FACOP2 , ORCID 0000-0002-5252-0388; Marco Antônio Botelho, FACOP2 , ORCID 0000-0001-5269-9966. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598487 Como citar LIMA, D. de P. T.; BOTELHO, M. A. TERAPIA DE REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA NA- NOESTRUTURADA, VIA TRANSDÉRMICA, PARA TRATAMENTO DE MELASMA. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 314-320. Tópicos 30.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 316 30.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 317 30.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 318 30.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 318 30.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 320 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 320 RESUMO O Melasma é uma doença inflamatória de origem multifatorial, com maior frequência em pessoas de meia-idade acometendo sobretudo as camadas epiteliais da derme profunda e epiderme. Este processo inflamatório tem origem nos distúrbios hormonais, sobretudo em pacientes usuárias de drogas anticoncepcionais com histórico de desequilíbrios dos hormônios androgênicos e predominância estrogênica. O emprego da Finasterida, uma droga de efeito anti-androgênico, está relacionado ao aparecimento de melasmas em homens. A terapia de reposição com hormônios bioidênticos é uma alternativa de tratamento que visa a recuperação dos níveis hormonais com substâncias de estrutura química idênticas aos hormônios produzidos pelo próprio organismo. Este tipo de terapia utiliza a nanotecnologia para realizar a permeação dos ativos, via transdérmica, 1 Email: dpinholima@gmail.com 2 Faculdade do Centro Oeste Paulista
- 316. CAPÍTULO 30. TERAPIADE REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA NANOESTRUTURADA, VIA TRANSDÉRMICA, PARA TRATAMENTO DE MELASMA desta forma evitando a via de metabolismo hepático. Níveis ideais de hormônios esteroidais são responsáveis pelo desenvolvimento e manutenção da saúde, uma vez que diminuem níveis inflamatórios séricos levando à diminuição do melasma. Este trabalho tem como objetivo relatar o tratamento de reposição hormonal bioidêntica nanoestruturada (TRHN), via transdérmica, em um paciente do sexo masculino de 53 anos, que fazia uso de Finasterida e estatinas desde os 23 anos de idade. Resultados: Após 06 meses da Terapia de Reposição Hormonal Bioidêntica Nanoestruturada observou-se melhora nos parâmetros inflamatórios séricos além da diminuição, em torno de 80% da manifestação do melasma. Conclusão: A Terapia de Reposição Hormonal Bioidêntica Nanoestruturada auxiliou na melhora dos parâmetros séricos inflamatórios sendo esta uma importante terapia de auxílio à regressão do melasma. Palavras-chave: Melasma, Hormônios esteroidais, Hormônios bioidênticos, Nanotecnologia. 30.1 Introdução O melasma é uma doença adquirida relativamente comum, caracterizada por um padrão de hiper- pigmentação facial castanho claro a escuro, marginalizado, assimétrico. Algumas áreas da pele ficam mais expostas ao sol, como as bochechas, testa, lábio superior, nariz e queixo, e algumas vezes o pescoço também. De acordo com sua distribuição, o melasma é classificado em três tipos: centro facial, malar e padrões mandibulares. Histologicamente, o melasma é caracterizado pela deposição excessiva de melanina na epiderme (tipo epidérmico, 70%), macrófagos dérmicos (tipo dérmico, 10%), ou ambos (tipo misto, 20%). O mesmo afeta consideravelmente a qualidade de vida dos pacientes – com ênfase considerável em sua dificuldade terapêutica. É diagnosticado clinicamente, tendo como ferramentas úteis para distinguir o melasma epidérmico e dérmico: o exame de lâmpada de Wood, a microscopia confocal e a histologia [1]. Embora a prevalência de melasma entre várias etnias grupos e fototipos de pele seja diferente, o desenvolvimento preferencial do melasma durante a idade reprodutiva das mulheres e a associação desta doença com anticoncepcionais orais sugere que os hormônios sexuais, no sexo feminino, aceleram o desenvolvimento e o agravamento do melasma, mesmo quando o impacto dos hormônios femininos tenha sido recentemente minimizado. Durante a gravidez, em particular no terceiro trimestre, os níveis de hormônios placentários, ovarianos e hipofisários, que são um estímulo para melanogênese, estão aumentados. De acordo com diferentes observações, o melasma na gravidez tem maior probabilidade de estar associado a hormônios femininos circulantes do que ao hormônio estimulador dos melanócitos (MSH) peptídeos [12]. O melasma tem sido considerado como uma consequência do uso de anticoncepcionais como progestina e levonogestrel sintéticos, mesmo que o papel da pigmentação na pele pela progesterona tenha sido estabelecido. Alguns autores descobriram que a progesterona está envolvida na patogênese do melasma, estimulando melanogênese nos melanócitos epidérmicos. No entanto, outros estudos sugeriram que a prevenção do melasma se dá por componentes da progesterona em contraceptivos orais, uma vez que a progesterona pode reduzir a proliferação dos melanócitos sem efeitos significativos na atividade da tirosinase [5]. Considerando que os hormônios sexuais femininos nas pílulas anticoncepcionais orais são fatores envolvidos no desenvolvimento do melasma, poderíamos antecipar uma relação semelhante em mulheres na pós-menopausa que fazem reposição hormonal por via oral. Estudos epidemiológicos mostraram que o melasma em homens não é tão incomum como se pensa, mas 316
- 317. CAPÍTULO 30. TERAPIADE REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA NANOESTRUTURADA, VIA TRANSDÉRMICA, PARA TRATAMENTO DE MELASMA os aspectos endocrinológicos parecem ter pouca relevância nos estudos. Em 2019, Burkhart e colaboradores [5] relacionaram um aumento no número de pacientes do sexo masculino com melasma e a chegada da finasterida que é uma medicação anti-androgênica. Os andrógenos afetam várias funções da pele humana, como crescimento e diferenciação das glândulas sebáceas, crescimento do cabelo, homeostase da barreira epidérmica e cicatrização de feridas. Seus efeitos são mediados ligando-se ao receptor de andrógeno nuclear. O mecanismo de ação da finasterida é impedir a expressão do DHT através da inibição da enzima 5α- redutase. Porém, esse anti-andrógeno tem atração pelo mesmo receptor dos hormônios androgênicos, e sua expressão impede a ligação dos andrógenos aos respectivos receptores e possibilitam a manifestação clínica do melasma [11]. Motivada pela busca de um tratamento conservador que possibilitasse melhor controle do melasma, esse trabalho tem por objetivo demonstrar a melhora da manifestação clínica de melasmas, por meio de um relato de caso clínico, em que o paciente foi submetido a uma terapia de reposição hormonal bioidêntica transdérmica nanoestruturada (TRHBN), via transdérmica. 30.2 Materiais e métodos A metodologia utilizada foi anamnese completa do paciente, com exame físico e odontológico com análise facial, além de exames sérios, onde procurou-se avaliar parâmetros inflamatórios como: avaliação de risco cardiovascular, resistência insulínica, bem como parâmetros hormonais ou anti-inflamatórios, dentre eles: testosterona, progesterona, hormônios D (conhecido popularmente como vitamina D), estradiol e moduladores de cálcio (PTH). O paciente em questão, LFVJ, do sexo masculino, de 53 anos, tinha como principal queixa, manchas escuras na face, principalmente testa, linha do cabelo e face em região de malar. Queixava-se de dores articulares e musculares e, além disso, fazia o uso de Finasterida e Estatinas desde os seus 23 anos de idade. Em abril de 2021, os resultados dos exames séricos apresentavam alteração em alguns parâmetros inflamatórios: o PCRus era de 1,53 mg/l, a HbA1C 5,4% e o fibrinogênio 298mg/dl, demonstrando que algum nível de inflamação esse indivíduo sofria. Além disso, os níveis hormonais estavam em desequilíbrio e abaixo do esperado para um homem de meia-idade ainda em plena vitalidade, pois apresentava progesterona menor que 0,20ng/dl e Testosterona de 257,9 ng/dl. O tratamento proposto foi a diminuição da inflamação sistêmica, com melhora no estilo de vida, por meio de uma alimentação anti-inflamatória, menor ingestão de carboidratos e bebida alcoólica, atividade física regular, e suplementação de hormônios bioidênticos nanoestruturados. Foi proposto, então, a utilização de testosterona bioidêntica nanoestruturada, na dosagem de 200mg, via transdérmica, em região de antebraços ou costas, pois precisava ser uma área com a menor quantidade de pelos, pela manhã. Utilizou-se também a progesterona de 20mg, associada à melatonina de 3mg, utilizada na parte da noite, também em área sem pelos. Além desses, foi suplementado vitamina ou hormônio D associado à vitamina A e k2, nas respectivas dosagens: 50.000UI, 5000UI e 150 mcg, em comprimidos sublinguais, a fim de obter maior absorção sem o risco de sobrecarga hepática, devido à ausência do metabolismo de primeira passagem. 317
- 318. CAPÍTULO 30. TERAPIADE REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA NANOESTRUTURADA, VIA TRANSDÉRMICA, PARA TRATAMENTO DE MELASMA 30.3 Resultados Após 06 meses de tratamento com os hormônios bioidênticos nanoestruturados o paciente repetiu os exames séricos, os quais apresentou melhora expressiva nos níveis hormonais ou anti-inflamatórios, além de diminuição na expressão dos níveis inflamatórios, conforme observado na tabela 26. Tabela 26 – Comparação dos resultados dos exames séricos antes e depois do tratamento proposto. PARÂMETROS ANTES DEPOIS PCR-us (mg/dl) 1,53 1,24 HGA-1c (%) 5,4% 5,0 Fibrinogênio (mg/dl) 298 25 Testosterona (ng/dl) 257,9 807,0 Progesterona (ng/ml) Menor que 0,20 0,50 PTH (pg/ml) 49,3 37,0 Vit./Hormônio D (pg/ml) 85,50 100,4 Os resultados demonstrados na tabela 26 mostraram um aumento nos níveis hormonais com valores mais elevados e uma redução nos níveis dos parâmetros inflamatórios. Além disso, as imagens demonstradas na Figura 30.1, pôde-se observar uma diminuição cerca de 80% na manifestação clínica do melasma. Figura 30.1 – Fotos de antes e depois do tratamento proposto. 30.4 Análise e discussão Os hormônios desempenham um papel importante na saúde humana, controlando e regulando diferentes processos. Estudos recentes relataram que níveis regulares e estáveis têm efeitos benéficos para a fisiologia humana [11]. A terapia hormonal convencional administrada por via oral é usada para aliviar sintomas de menopausa. Os estrogênios transdérmicos não têm sido amplamente utilizados em mulheres brasileiras com sintomas de menopausa. No entanto, um estudo recente de longo prazo indicou que não há 318
- 319. CAPÍTULO 30. TERAPIADE REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA NANOESTRUTURADA, VIA TRANSDÉRMICA, PARA TRATAMENTO DE MELASMA risco aumentado de câncer ou distúrbios vasomotores em mulheres na menopausa usando terapia de reposição hormonal transdérmica (TRHT) [13]. A tecnologia de liberação de medicamentos controlada representa uma inovação e essa estratégia pode favorecer a saúde humana. Estudos recentes sobre essa metodologia usaram a espectroscopia confocal Raman para descrever em tempo real a concentração do medicamento em cada camada da pele [7]. A nanotecnologia é uma ferramenta potente e eficaz que traz novas perspectiva para as ciências da saúde, como a absorção transdérmica. Recentemente, novas e fortes evidências sugerem que esse tipo de tecnologia tem propriedades interessantes e únicas [10]. A nanoemulsão foi desenvolvida no Laboratório de nanotecnologia da Universidade Potiguar em Associação com o Laboratório de Materiais Avançados da Universidade Federal do Ceará. Foram preparadas duas formulações BIOLIP/ B2 ®. Progesterona a testosterona foram adquiridas na Sigma Aldrich (Saint Louis, MO, EUA). Os principais componentes da emulsão foram os hormônios nanoparticulados e um veículo intensificador de penetração transdérmica (Biolipid ® B2, Evidence Pharmaceuticals, São Paulo, SP, Brasil) contendo ácido oleico, fosfolipídios e nutrientes compatíveis com a estrutura dérmica, o que melhora a administração transdérmica de medicamentos [4]. O processo natural de envelhecimento faz com que os homens fiquem com níveis mais baixos de testosterona. A produção de esperma torna-se gradualmente menor, os sintomas físicos e psicológicos tornam-se parte desses níveis baixos. De acordo com a literatura, estima-se que a testosterona diminui cerca de 10% a cada década após a terceira década [2]. Estudos recentes mostram que a restauração do nível de testosterona melhora os sintomas da andropausa que são: osteopenia, aumento de massa gorda, distúrbio de humor, aumento da resistência à insulina, perda de músculo esquelético e disfunção sexual. Por outro lado, muitos artigos têm mostrado que a injeção de testosterona artificial pode induzir efeitos colaterais indesejáveis, como hiperplasia prostática benigna, eventos cardiovasculares e, em muitos casos, câncer de próstata. Portanto, a identificação de uma testosterona bioidêntica relatada por Botelho e colaboradores em 2013, pela Espectroscopia confocal Raman, pode proteger as células de Leyding e facilitar a adesão ao protocolo transdérmico para minimizar a sintomatologia da andropausa [3]. A progesterona, assim como a testosterona e a Vitamina D, são hormônios esteroides, derivados do nosso colesterol, e modulam numerosos componentes do sistema imunológico em todo organismo. Sua ação envolve tanto células imunes quanto células não imunes. Na forma de nanopartícula, a progesterona transforma-se em uma substância com ligações altamente específicas em determinados locais de ação e, além disso, pode ser utilizada em doses reduzidas [6]. O uso de progesterona bioidêntica Nanoestruturada foi relatada na literatura como eficiente e potencial agente terapêutico na terapia pós menopausa e pós andropausa. A secreção da melatonina nos seres humanos aumenta logo após o início da escuridão, com picos no meio da noite (entre duas e quatro da manhã), e cai gradualmente durante a segunda metade da noite. Há modulações diárias e sazonais de uma série de processos fisiológicos que estão relacionados à melatonina. As concentrações séricas da melatonina variam consideravelmente de acordo com a idade. Ela é máxima nos primeiros anos de vida, caindo imediatamente precedendo a puberdade e tornando-se mínima com a idade avançada. Dessa forma, postula-se para a melatonina também um importante papel na determinação das modificações fisiológicas associadas ao ciclo de vida: crescimento, amadurecimento e envelhecimento [8]. 319
- 320. CAPÍTULO 30. TERAPIADE REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA NANOESTRUTURADA, VIA TRANSDÉRMICA, PARA TRATAMENTO DE MELASMA O hormônio paratireóideo (PTH) desempenha um crucial papel na homeostase do cálcio e do fósforo. Em contrapartida, a deficiência de cálcio e/ou de vitamina D, gera um aumento da concentração de PTH, que mobiliza o cálcio e fósforo dos ossos, aumenta a reabsorção renal de cálcio e causa excreção de fósforo, que normaliza o cálcio sérico e reduz as de fosfato [9]. Portanto, a suplementação de vitamina D para níveis ideais e estáveis, protege o excesso de absorção de cálcio dos tecidos duros, dentes e ossos, e ajuda a manter a homeostase do organismo. A associação da vitamina D com a vitamina K2, teve por objetivo auxiliar no transporte de minerais, contribuindo assim, para melhorar a densidade óssea. É importante destacar que a tecnologia de medicamentos de liberação controlada representa um campo inovador. E esse tipo de estratégia pode trazer contribuições importantes para a saúde humana. 30.5 Conclusões Os dados do presente estudo mostram que o uso de hormônios bioidênticos transdérmicos com nanopartículas, melhoraram tanto os sintomas da andropausa, como foram capazes de melhorar a manifestação clínica do melasma. Houve diminuição dos parâmetros inflamatórios, elevando significativamente a qualidade da pele, diminuindo tamanho das manchas, bem como melhorando a flacidez e uniformizando a pele. Além de trazer mais qualidade de vida e bem-estar ao paciente. Apesar dos excelentes resultados clínicos, novos trabalhos são necessários nessa mesma linha. No entanto, acreditamos que o uso de Hormônios bioidênticos nanoestruturados, pela via transdérmica, podem ser um promissor tratamento de conquista de saúde e bem-estar. Agradecimentos Deixo meu agradecimento especial ao meu paciente, pela confiança e adesão ao tratamento, funda- mentais para o resultado alcançado. Ao professor orientador Dr. Antônio Marco Botelho pelos ensinamentos inovadores na área da Saúde Integrativa. Referências [1] M Ardigo et al. “Characterization and evalu- ation of pigment distribution and response to therapy in melasma using in vivo reflectance confocal microscopy: a preliminary study”. Em: Journal of the European Academy of Dermato- logy and Venereology 24.11 (2010), pp. 1296– 1303. [2] Marco Botelho, Lucindo Quintans-Júnior e Di- nalva Queiroz. “EFFECTS OF A NEW TES- TOSTERONE TRANSDERMAL DELIVERY SYSTEM, BIOLIPID B2®-TESTOSTERONE IN HEALTHY MIDDLE AGED MEN: A CON- FOCAL RAMAN SPECTROSCOPY STUDY”. Em: Journal of Pharmaceutical and Scientific Innovation 2277-4572 2 (mai. de 2013), pp. 1–7. [3] Marco Botelho et al. “Nanostructured transder- mal hormone replacement therapy for relieving menopausal symptoms: A confocal Raman spec- troscopy study”. Em: Clinics (São Paulo, Bra- zil) 69 (fev. de 2014), pp. 75–82. doi: 10.6061/ clinics/2014(02)01. [4] Marco Antonio Botelho et al. “Nanotechnology in ligature-induced periodontitis: protective ef- fect of a doxycycline gel with nanoparticules”. 320
- 321. CAPÍTULO 30. TERAPIADE REPOSIÇÃO HORMONAL BIOIDÊNTICA NANOESTRUTURADA, VIA TRANSDÉRMICA, PARA TRATAMENTO DE MELASMA Em: Journal of Applied Oral Science 18 (2010), pp. 335–342. [5] Craig G Burkhart. “Chloasma in a man due to oral hormone replacement”. Em: Skinmed 5.1 (2006), pp. 46–47. [6] Lin Fu et al. “Nanotechnology as a new sustai- nable approach for controlling crop diseases and increasing agricultural production”. Em: Jour- nal of Experimental Botany 71.2 (2020), pp. 507– 519. [7] Luiz W Gonzaga et al. “Nanotechnology in hor- mone replacement therapy: safe and efficacy of transdermal estriol and estradiol nanoparticles after 5 years follow-up study”. Em: Lat Am J Pharm 31.3 (2012), pp. 442–50. [8] MN Hissa et al. “Melatonina e Pineal”. Em: Rev. Eletrônica Pesq. Médica 2.4 (2008), pp. 1–10. [9] Rubina M Mandlik et al. “Paradoxical Response of Parathyroid Hormone to Vitamin D–Calcium Supplementation in Indian Children”. Em: The Journal of Pediatrics 216 (2020), pp. 197–203. [10] Mickaël Mélot et al. “Studying the effectiveness of penetration enhancers to deliver retinol th- rough the stratum cornum by in vivo confocal Raman spectroscopy”. Em: Journal of controlled release 138.1 (2009), pp. 32–39. [11] I Mowszowicz. “Antiandrogens. Mecha- nisms and paradoxical effects”. Em: Annales D’endocrinologie. Vol. 50. 3. 1989, pp. 189–199. [12] I Muller e DA Rees. “Melasma and endocrine di- sorders”. Em: Pigmentary Disorders S 1 (2014), pp. 2376–0427. [13] Erkki Ruoslahti, Sangeeta N Bhatia e Michael J Sailor. “Targeting of drugs and nanoparticles to tumors”. Em: Journal of cell biology 188.6 (2010), pp. 759–768. 321
- 322. 31 MANUTENÇÃO DESAÚDE DAS ESTRUTURAS MAXILOMANDIBULARES COM REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTECNOLOGIA BRASILEIRA. RELATO DE CASO Dênis de Souza Zanivan1 , FACOP2 , ORCID: 0000-0002-4399-2615; Marco Antonio Botelho, FACOP2 , ORCID 0000-0001-5269-9966. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598613 Como citar ZANIVAN, D. de S.; BOTELHO, M. A. MANUTENÇÃO DE SAÚDE DAS ESTRUTURAS MAXILO- MANDIBULARES COM REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTECNOLOGIA BRASILEIRA. RELATO DE CASO. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 321-331. Tópicos 31.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 323 31.2 Ação da homocisteína sobre osteoblastos e osteoclastos . . . . . . . . . . . . . 324 31.3 Tratamento radioterápico e quimioterápico (TRQ) e a formação óssea . . . 324 31.4 Relato de caso . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 325 31.5 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 327 31.6 Análise e Discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 329 31.7 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 331 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 331 1 Email: zanivan@hotmail.com 2 Faculdade do Centro Oeste Paulista
- 323. CAPÍTULO 31. MANUTENÇÃODE SAÚDE DAS ESTRUTURAS MAXILOMANDIBULARES COM REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTECNOLOGIA BRASILEIRA. RELATO DE CASO RESUMO A perda óssea nas estruturas maxilomandibulares é comum em idade avançada, estando relacionada, dentre vários fatores, à deficiência hormonal, podendo ser mais intensa em pacientes submetidos à Tratamento Radioterápico e Quimioterápico (TRQ). A menopausa é uma condição caracterizada pela diminuição da síntese dos hormônios esteróides havendo estreita correlação com patologias ósseas, sobretudo em mulheres idosas. O TRQ pode levar à piora nas condições hormonais das pacientes e impactar na saúde da cavidade oral ocasionando diversos problemas como a diminuição no fluxo sanguíneo e salivar e diminuição da massa óssea. O TRQ afeta sobremodo a produção dos hormônios esteróides e a queda hormonal é responsável por manifestações clínicas nos tecidos que possuem receptores para esses hormônios, como o tecido ósseo e gengival. O objetivo do presente estudo foi avaliar a evolução clínica, radiográfica e dos exames séricos sanguíneos de uma paciente idosa, que se encontrava em um período de dois anos pós-TRQ, desdentada total e usuária de prótese fixa sobre implantes, que reclamava de dores articulares, sobretudo nas Articulações Temporomandibulares (ATM) e Distúrbios Intestinais Recorrentes (DIR). Neste estudo a paciente recebeu, por um período de 14 meses, a reposição com hormônios esteroidais bioidênticos desenvolvidos por nanotecnologia nacional. Estes hormônios foram levados à corrente sanguínea, via transdérmica, por meio de um veículo nanoestruturado desenvolvido no Brasil a partir de lipossomas de oxigênio (lipO2). A paciente recebeu acompanhamento clínico, radiológico e laboratorial. Resultados: clinicamente foi observado que ocorreu involução dos sintomas de ardência de mucosa oral e diminuição dos sintomas dolorosos em ATMs, bem como descrição de melhorias em seu quadro de saúde geral com desaparecimento das DIR. Radiograficamente, observou-se manutenção da qualidade e densidade ósseas. Os exames séricos mostraram a recuperação dos níveis sanguíneos hormonais para patamares ideais. Conclusão: este estudo mostrou que as condições de saúde oral e geral podem ser beneficiadas com a terapia de reposição com hormônios bioidênticos desenvolvido por nanotecnologia, havendo a possibilidade de maiores estudos desta terapia em outras áreas da saúde humana. Palavras-chaves: Perda óssea, Menopausa, Marcadores tumorais, Hormônios bioidênticos, Nanotec- nologia. 31.1 Introdução A perda óssea em idade avançada é um risco substancial à qualidade de vida e saúde. A osteoporose é uma das doenças mais comuns relacionadas à idade do paciente afetando sobretudo mulheres em estado de menopausa, devido à diminuição dos níveis hormonais implicar diretamente na diminuição de densidade óssea [20] e perda de resistência da microestrutura óssea [14]. Esta condição é importante às estruturas maxilomandibulares (EMM) pois, o sucesso ou fracasso a longo prazo dos implantes está relacionado à manu- tenção de massa óssea [24]. Os níveis séricos dos hormônios esteróides e tireoidianos [28] são determinantes na formação e manutenção do tecido ósseo. Estudos prévios [20, 14] identificaram que pacientes, sobretudo idosos, submetidos a Tratamento Radioterápico e Quimioterápico (TRQ) tem comprometimentos na microcirculação sanguínea intraóssea que, somados à diminuição dos níveis hormonais podem ser fatores determinantes no estabelecimento de osteoporose [20, 14], que podem levar implicar diretamente no quadro de perda óssea 323
- 324. CAPÍTULO 31. MANUTENÇÃODE SAÚDE DAS ESTRUTURAS MAXILOMANDIBULARES COM REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTECNOLOGIA BRASILEIRA. RELATO DE CASO periimplantar [1]. 31.2 Ação da homocisteína sobre osteoblastos e osteoclastos Um dos fatores de risco determinante no estabelecimento de perdas ósseas nas EMM são as altas concentrações de Homocisteína (HC), considerada por Van Meurs et al. (2004) [29] e McLean et al. (2004) [22] como marcador inflamatório e fator de risco para o desenvolvimento de patologias ósseas. O estímulo para os osteoblastos (OB) iniciarem a produção da matriz óssea pode ser avaliado pelo aumento da atividade de fosfatase alcalina (FA) e secreção de peptídeos N terminais pró-colágeno I (PTPC) e formação da matriz mineralizada. FA, PTPC e a osteocalcina são produzidos nas diferentes fases da formação óssea [17] representando os diferentes momentos das funções dos OB na formação óssea [26]. FA é um marcador que aparece no início da fase proliferativa dos OB, normalmente em torno de 1 a 12 dias; PTPCs caracterizam a fase de maturação da matriz osteoblástica, sendo seus níveis plasmáticos maiores por volta de 12 a 20 dias do início da ação dos OB. Osteocalcina é um marcador que tem seus níveis elevados durante a fase de mineralização da matriz óssea, ou seja, no final do ciclo de mineralização, a partir dos 20 dias. Estes marcadores refletem as diferentes fases: proliferativa, maturação e mineralização, respectivamente, pelo estímulo dos OB [27, 19]. Altos níveis de HC podem ocasionar redução de resistência óssea à compressão axial próximo nas epífises femurais, devido à acentuada perda de osso trabecular podendo acarretar fraturas nestas regiões [11, 13]. Hermann et al 2007 [13], realizaram pesquisa sobre a ação da HC sobre a atividade dos OB, em seu estudo coletaram OB humanos primários de oito diferentes doadores, para realização de testes, in vitro, os quais foram repetidos oito vezes, para conferir alta confiabilidade estatística em sua pesquisa. Os autores [13] analisaram a influência das concentrações plasmáticas de HC sobre a atividade dos OB in vitro demonstrando que a HC, em concentrações plasmáticas baixas, parece participar na ativação dos OB, entretanto, em concentrações plasmáticas elevadas ocorre a supressão do estímulo aos OB. Em outro trabalho, Hermann et al. (2008) [12], relacionaram altas concentrações de HC com deficiências de vitamina B6, B12, folatos e função renal anormal [19]. Em idosos, elevados níveis plasmáticos de HC, estão relacionados à deficiência de vitamina B12 [15] e deficit de função renal [19] indicando redução na capacidade de metilação da HC. A deficiência de vitamina B leva à supressão da atividade dos OB e estimula a atividade de osteocalcina na fase de mineralização óssea, o que leva ao aumento da HC [12], que por sua vez estimula a ação dos osteoclastos (OC) levando à reabsorção óssea [17, 11, 13]. Além disto, altas concentrações de HC são consideradas fator de risco para o desenvolvimento de periodontopatias [12]. 31.3 Tratamento radioterápico e quimioterápico (TRQ) e a formação óssea A qualidade de vida pós-TRQ pode diminuir em consequência dos efeitos ionizantes empregados para impedir a replicação das células tumorais e seus efeitos sobre a microcirculação local [5]. A radioterapia realizada em regiões de intestino interfere na homeostase intestinal afetando a produção de hormônios e neurotransmissores [7], afetando a qualidade de tecido ósseo, mesmo a distância da região tratada [30, 25]. Do mesmo modo a terapia com drogas quimioterápicas podem interferir na síntese hormonal. Os telômeros 324
- 325. CAPÍTULO 31. MANUTENÇÃODE SAÚDE DAS ESTRUTURAS MAXILOMANDIBULARES COM REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTECNOLOGIA BRASILEIRA. RELATO DE CASO são estruturas de proteção dos cromossomos, essenciais no controle da divisão celular e os hormônios sexuais aumentam a atividade da telomerase, enzima que protege os telômeros de serem danificados [3]. Segundo Calado et al. (2009) [4] a testosterona (T) aumenta a atividade da telomerase em células hematopoiéticas primárias humanas e os receptores de estrogênio mediam a ativação da enzima telomerase, exercendo efeito semelhante da T sobre a atividade enzimática da telomerase. Alguns quimioterápicos atuam impedindo a secreção de telomerase. O tamoxifeno inibe os efeitos do estradiol (E2) e da T sobre a telomerase. Letrozol é inibidor da aromatase e age bloqueando os efeitos dos hormônios esteróides sobre a telomerase, impedindo a replicação celular, não apenas nas células tumorais, mas em todas as demais células do organismo [3, 4]. Não obstante a importância da quimioterapia, seus efeitos podem ser deletérios sobre os níveis hormonais e a ocorrência de perda óssea e inflamação periodontal são condições patológicas diretamente associadas à diminuição dos hormônios tireoidianos [28] e esteroidais [5, 9, 2], sobretudo em mulheres menopausadas submetidas à TRQ [25]. A osteoporose é uma condição caracterizada pelo desbalanço de produção de OB e OC e a produção e sinalização destas células dependem dos níveis hormonais [13]. Uma queda brusca na produção hormonal endógena afeta diretamente a produção da matriz mineralizada óssea [20, 5, 9, 2] e interfere no balanço celular entre OB e OC [13]. A Lei Federal N.º 9965/2000 [6] corrobora a prerrogativa de prescrição de esteroides por cirurgiões-dentistas (CD), viabilizando possibilidades terapêuticas para o tratamento das condições ósseas patológicas que afetam as estruturas maxilomandibulares. Estudos recentes na área da nanotecnologia demonstraram a eficácia e segurança do uso transdérmico de T e E2 bioidênticos para mulheres na pós-menopausa natural ou que sofreram menopausa induzida por cirurgia, gerando uma vida mais saudável [3]. Em outro estudo, Botelho et al. (2012) [2] avaliaram os efeitos comparativos da terapia com estrogênio transdérmico associado à progesterona bioidêntica e verificaram que a progesterona não interferiu nos resultados quando comparada com os estrogênios isoladamente, mostrando que a reposição de hormônios bioidênticos realizada por veículo transdérmico com lipossomas de oxigênio (lipO2) nanoestruturados é eficaz sem gerar efeitos adversos no metabolismo da glicose [2]. Baseado nestas pesquisas, o presente estudo teve por objetivo o relato de caso de tratamento odontológico com reposição hormonal nanoestruturada em paciente idosa, com prótese implantossuportada em mandíbula, submetida à remoção cirúrgica de tumor colorretal e TRQ e, que veio a desenvolver diversas patologias, em cavidade bucal e em seu estado de saúde geral. 31.4 Relato de caso Paciente idosa do sexo feminino, com protocolo de seis implantes em mandíbula instalados há 20 anos, foi submetida aos 79 anos de idade à remoção cirúrgica de um pólipo retal, diagnosticado em exame histopatológico como tumor colorretal (carcinoma escamoso) e em seguida submetida ao tratamento de TRQ. A paciente possuía prótese implantossuportada em mandíbula, realizada há quase 20 anos e em consulta de revisão em 2021 foi observado depósito de tártaros abaixo da prótese implantossuportada. A paciente mencionou sintomas de secura e ardência em mucosa oral e língua, sinais indicativos de perda de lubrificação da mucosa oral. A paciente também relatou sentir dores articulares nas articulações temporomandibulares (ATMs) e dos membros inferiores. A paciente desenvolveu Distúrbios Intestinais Recorrentes (DIR) após o TRQ, apresentando acentuada perda de peso, com sinais de senectude, perda de memória e depressão. Após exame de sangue para levantamento dos marcadores inflamatórios e níveis séricos hormonais, foi apresentado pelo 325
- 326. CAPÍTULO 31. MANUTENÇÃODE SAÚDE DAS ESTRUTURAS MAXILOMANDIBULARES COM REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTECNOLOGIA BRASILEIRA. RELATO DE CASO seu CD um diagnóstico de queda acentuada dos hormônios esteroidais e tireoidianos, situação característica de menopausa avançada e hipotireoidismo[28]. Pelo histórico de tratamento de tumor e TRQ, foi avaliado o marcador CA 125, que é uma glicoproteína de alto peso molecular, considerado um bom previsor para avaliação de tumores ovarianos, apesar da baixa prevalência [15, 16]. Sua elevação, em geral, pode ocorrer de 2 a 12 meses antes de qualquer evidência clínica de tumores. O CA 125 também pode se elevar em situações clínicas de cirrose, cistos de ovário, endometriose, hepatite e pancreatites, com sensibilidade em torno de 50% no estádio clínico I [15],. Também foi solicitado o marcador tumoral CA 19.9 ou antígeno de Lewis que se trata de um antígeno carboidrato da superfície de células cancerosas podendo ser detectado por penetrar na corrente sanguínea. Seu valor normal de referência é 37 U/mL [16]. Este marcador tumoral é indicado no auxílio ao estadiamento e à monitoração de tratamento em primeira escolha de câncer de pâncreas e trato biliar e, em segunda escolha, no câncer coloretal [21, 10]. Esses marcadores são úteis para o manejo clínico dos pacientes com histórico de câncer, auxiliando nos processos de diagnóstico, estadiamento, avaliação de resposta terapêutica, detecção de recidivas e prognóstico. O primeiro exame sérico da paciente mostrou elevados níveis de fibrinogênio em 303 mg/dL, insulina em 21 µUI/mL, hemoglobina glicolisada em 5,5% e HDL em 38 mg/dL. O nível de Globulina Ligadora de Hormônios Sexuais (SHBG) estava em 26 nmol/L no primeiro exame sérico (out/2020). A SHBG é produzida no fígado possuindo grande afinidade à testosterona e pouca afinidade ao E2 [18] e esta dosagem sérica apresentada pela paciente assemelha-se a um conjunto de fatores que podem implicar elevado risco para doenças cardiovasculares [18], sobretudo em pacientes menopausadas [9]. Como a insulina é um importante fator regulador de SHBG seus elevados níveis podem significar resistência insulínica se destacando entre os fatores predisponentes a presença de obesidade, altos níveis de triglicérides, HDL reduzido e resistência insulínica [18]. Os níveis dos hormônios tireoidianos estavam baixos e o TSH em 5,44 µUI/mL. O nível sérico da Triiodotironina (T3) estava em 0,32ng/mL, bem abaixo do mínimo para o primeiro quartil que é de 0,60 ng/ml e a tiroxina (T4) estava inicialmente em 4,40 ng/mL, abaixo do mínimo de referência para a idade adulta (4,5 a 12,3 ng/mL), condição esta que caracteriza hipotireoidismo subclínico [28]. Esta condição subclínica é muitas vezes imperceptível e pode causar a baixa no metabolismo corporal, além disso, os hormônios tireoidianos são responsáveis pela manutenção da temperatura basal, com vários outros benefícios, dentre eles a proteção contra problemas periodontais [28], daí a importância em manutenção de bons níveis séricos para estes hormônios. Os níveis séricos de E2 estavam abaixo de 10 pg/mL, indicando o estado de menopausa. Todos os hormônios esteróides estavam abaixo dos níveis séricos ideais para a idade. Botelho et al (2015) [2] mostrou em seus estudos que esta condição de déficit hormonal acentuado prejudica a densidade óssea, sobretudo para a manutenção da qualidade do tecido ósseo [9] nas EMM. Com intuito de prevenir a perda óssea ao redor dos implantes instalados em mandíbula, foi decidido pela reposição de hormônios bioidênticos conforme prévios estudos [2, 9, 23]. O tratamento de RHBTN teve início em janeiro de 2021, sendo instituído a reposição diária dos hormônios esteroides e tireoidianos que se encontravam em baixos níveis séricos. O tratamento de RHBTN compreendeu inicialmente a reposição via transdérmica dos hormônios T 100mg/g, progesterona 80 mg/g, E2 5 mg/g, estriol 10mg/g, Triiodotironina (T3) 5mcg, tiroxina (T4) 10mcg e colecalciferol (D3) 40.000UI. Além destes hormônios a paciente fez suplementação diária com retinol 3.000UI, vitamina K2 120mcg e vitamina B12 500mcg. Todos estes exames séricos obtidos ao longo do tratamento encontram-se na Tabela 27. As evidências científicas [24] suportam o emprego da radiografia panorâmica (RP) como uma técnica simples e de baixo custo, que não envolve altas doses de radiação, e que permite a identificação da qualidade 326
- 327. CAPÍTULO 31. MANUTENÇÃODE SAÚDE DAS ESTRUTURAS MAXILOMANDIBULARES COM REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTECNOLOGIA BRASILEIRA. RELATO DE CASO óssea das EMM e fácil visualização da densidade e altura óssea ao redor dos implantes bem como a visualização da camada endosteal do corpo mandibular. Neste estudo, foram comparadas duas RPs realizadas em intervalos acima de dois anos antes e depois do TRQ. Como demonstrado na figuras 31.1 anteriormente à realização do tratamento (2013) e Figura 31.2 posteriormente ao tratamento realizado (2022). O objetivo foi observar ocorrências de perda óssea na camada óssea ao redor das primeiras roscas de implantes, em paciente idosa submetida à TRQ. Figura 31.1 – Imagem convencional da radiografia panorâmica realizada em 2013 e ampliação da mesma. Utilizada como parâmetro de comparação anteriormente à realização do tratamento. Figura 31.2 – Imagem convencional da radiografia panorâmica realizada em 2022 e ampliação da mesma. Utilizada como parâmetro de comparação posteriormente à realização do tratamento. 31.5 Resultados Este estudo realizou avaliação comparativa por meios clínico, radiológico e por níveis séricos de uma paciente idosa, que possuía prótese implantossuportada, tratada com remoção de tumor coloretal e submetida à TRQ alguns anos antes. Esta paciente realizou tratamento odontológico de rotina para manutenção de sua prótese implantossuportada e cuidados profiláticos orais, além de receber a reposição diária de hormônios bioidênticos, conforme a avaliação dos níveis hormonais, determinados previamente em exames séricos (Tabela 27). Clinicamente foi observado que o tratamento odontológico em conjunto ao tratamento de RHBTN levou à diminuição dos sintomas inicialmente descritos. Houve diminuição na formação de tártaros ao redor dos pilares dos implantes, na ardência e secura da mucosa oral e diminuição das dores relatadas em região de ATMs. Na avaliação radiográfica pela comparação das RP anos 2013 e ano 2022 observou-se a manutenção de altura e qualidade óssea, ao redor das primeiras roscas dos terços cervicais dos implantes, sem ocorrências de perdas ósseas peri-implantares (Figuras 31.1 e 31.2). O período completo de acompanhamento clínico da paciente compreendeu entre os meses de janeiro de 2021 a março de 2022 e os exames séricos foram realizados dentro deste intervalo de observação (Tabela 27). O TRQ foi realizado na paciente quatro anos antes da RP de 2022. Pela distância da localização da área 327
- 328. CAPÍTULO 31. MANUTENÇÃODE SAÚDE DAS ESTRUTURAS MAXILOMANDIBULARES COM REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTECNOLOGIA BRASILEIRA. RELATO DE CASO Tabela 27 – Tabela com os resultados dos exames séricos nos anos de 2020, 2021 e 2022. Parâmetros iniciais Out/2020 Fev/2021 Jan/2022 Referências Lab Triglicerídeos (mg/dL) 112 98 86 Inf a 150 Glicose jejum (mg/dl) 102 98 100 60 a 99 Colesterol t (mg/dl) 154 132 148 Inf a 190 Hdl (mg/dl) 38 42 42 Sup a 40 Ldl (mg/dl) 74 86 84 Inf a 100* Creatinina (mg/dl) 0,92 0,84 0,89 0,40 a 1,40 Ferritina (mg/dl) 89,0 86,4 81,0 10 a 254 Ureia (mg/dl) 36 34 38 15 a 45 Àc úrico (mg/dl) 5,6 5,6 5,8 1,5 a 6 Magnésio (mg/dl) 1,54 1,63 1,84 1,58 a 2,56 Cálcio (mg/dl) 9,4 9,6 9,4 8,8 a 11 Zinco (ug/dl) 60,9 84,4 98,6 70,0 a 120,0 Tgo (u/l) 19 16 17 Até 35 Tgp (u/l) 16 15 13 Até 35 Pcr us (mg/dl) 1,970 1,438 1,302 Até 1 Fibrinogênio (mg/dl) 303 212 185 200 a 393 Hem glic a1 total (%) 6,1 5,8 5,6 Inf a 7 Insulina (µ ui/ml) 21 19 12 3 a 25 Homocisteína (µ mol/l) 15,40 13,40 12,20 4,44 a 13,56 Ca 19-9 (u/ml) 16 13 8,4 Inf a 37 Ca 125 (u/ml) 11 5,8 5,7 Inf a 35 Testosterona (ng/dl) -10 304,52 642 10 a 82 S-dhea (µ g/dl) 18 23 34 7 a 177 17 β estradiol (pg/ml) -10 38,6 42,0 Até 138 Pth (pg/ml) 42,0 38,0 36,0 15,0 a 65,0 Progesterona (ng/ml) 0,12 0,84 1,61 Inf a 0,73 Tsh (µ ui/ml) 5,44 3,52 3,01 0,48 a 5,60 T3 (ng/ml) 0,32 0,73 0,84 0,60 a 1,81 T4 (ng/ml) 4,40 6,60 6,70 4,5 a 12,3 27 oh vit d (ng/ml) 18 196 175 30 a 60 Cortisol (mcg/dl) 8,4 12,7 10,7 5,3 a 22,4 Shbg (nmol/l) 26,3 29,4 32,6 23,2 a 159,1 Calcitonina (pg/ml) 2,0 2,0 2,0 Inf a 5 *Risco intermediário tratada com TRQ e a cavidade oral, não houve influência ionizante sobre as estruturas maxilomandibulares, mesmo assim, a influência da terapia se dá como resultado das consequências sobre a saúde geral dos pacientes submetidos à TRQ, como problemas intestinais[7], falta de apetite, perda de peso, imunossupressão [30] e diminuição dos níveis hormonais [25]. A reposição de D3 40.000UI diária não foi considerada alta, haja vista corresponder a prescrição diária de 1mg/dia de colecalciferol, que é um hormônio esteróide erroneamente classificado como vitamina[7]. Sua reposição é de suma importância pois a maioria da população está em deficiência deste hormônio e seus efeitos sobre a imunidade, resposta inflamatória e densidade óssea são muito importantes [23]. A manutenção de bons níveis séricos de D3 é sobretudo importante para pacientes idosos, usuários de próteses implantossuportadas, pelos benefícios que a reposição de D3 gera à promoção de saúde geral e aumento da resistência contra doenças 328
- 329. CAPÍTULO 31. MANUTENÇÃODE SAÚDE DAS ESTRUTURAS MAXILOMANDIBULARES COM REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTECNOLOGIA BRASILEIRA. RELATO DE CASO como também para promoção de qualidade óssea peri-implantar [8]. A paciente apresentou excelente evolução do quadro clínico inicial relatando aumento da salivação e diminuição do desconforto bucal que sentia com as ardências e secura bucal. Concomitante ao tratamento a paciente relatou diminuição das dores em articulações como joelhos e quadris. O tratamento de RHBTN continuou ininterruptamente durante os meses em que foram realizados os exames de sangue. Em janeiro de 2022 foi observado que a paciente obteve ganho de peso corporal de 14kg, alcançando 53 kg, tendo ocorrido, neste período, apenas um caso de DIR. Ao mesmo tempo foi observada gradual melhoria em sua cognição e memória, com menores eventos de esquecimentos. Os níveis iniciais de hemoglobina glicada que eram de 6,1% declinaram em quatro meses resultando em 5,8% e em quatorze meses chegaram à 5,6%. Níveis ainda altos, porém, em diminuição constante e sem uso de nenhuma droga para diabetes. Parte deste benefício foi devido ao controle alimentar da idosa, que restringiu açucares e carboidratos de sua dieta diária. Esta observação é muito importante e comprova que diabetes é uma condição patológica que pode ser controlada mediante adequada dieta e reposição hormonal bioidêntica. 31.6 Análise e Discussão A análise pela RP, do período anterior e posterior ao TRQ mostrou que os níveis ósseos corticais foram mantidos sem o desenvolvimento de patologias periodontais. Não houve perda de altura óssea no terço cervical dos implantes instalados em mandíbula em comparação pela RP (Figuras 31.1 e 31.2). O desaparecimento da secura de mucosa oral e ardência em língua mostrou que os níveis de salivação melhoraram e parte deste benefício foi devido à reposição de E2 que é um hormônio esteróide responsável pela lubrificação em mucosas como a cavidade oral [9]. Em termos gerais, houve melhora cognitiva caracterizada clinicamente pela observação de autoconfiança e compreensão pela paciente de suas melhorias, tanto em cavidade oral quanto pelas descrições de menor índice de dores articulatórias, sobretudo nas ATMs. A paciente mostrou vitalidade e ânimo de vida com a continuidade da terapia e foi interessante observar o aumento de cognição em termos de avaliação de seu comportamento social, mais interativo com seu tratamento. No primeiro exame sérico a homocisteína estava em 14,50 µmol/dL, insulina em 21 µUI/mL, e hemo- globina glicosilada em 6,1% caracterizando respectivamente, estado de risco cardiovascular, hiperinsulinemia e diabetes. Com o tratamento de RHBTN houve melhorias nos índices destes marcadores inflamatórios no segundo e terceiro exames séricos. A homocisteína diminuiu para 12,20 µmol/dL, insulina em 12 µUI/mL, e hemoglobina glicosilada em 5,5%, níveis ainda altos, porém em diminuição, o que se permite afirmar que o tratamento de RHBTN foi beneficial à saúde geral da paciente (Tabela 27). Fakih et al (2009)[7] demonstraram a importância da suplementação com D3 em pacientes com histórico de cânceres colorretais. A suplementação diária não ocasionou hipercalcemia, os níveis de cálcio se mantiveram estáveis durante todo o tempo do estudo, com leve variação. Sabe-se que o hormônio D3 é responsável por depositar o cálcio no tecido ósseo e esta suplementação diária pode ter auxiliado na melhoria dos distúrbios intestinais que a paciente tinha no início do tratamento. Um marcador inflamatório que mostrou importante redução foi o fibrinogênio, que inicialmente estava em 303 mg/mL e no terceiro exame sérico estava em 185 mg/mL. O fibrinogênio é uma glicoproteína plasmática sintetizada pelo fígado, que influencia na cascata de coagulação, resultando em aumento da formação de fibrina, sendo por isso, diretamente relacionado ao risco cardiovascular e formação de trombos. O aumento dos níveis 329
- 330. CAPÍTULO 31. MANUTENÇÃODE SAÚDE DAS ESTRUTURAS MAXILOMANDIBULARES COM REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTECNOLOGIA BRASILEIRA. RELATO DE CASO dos hormônios esteróides, particularmente, testosterona e estradiol parecem ter colaborado com a diminuição do fibrinogênio por estimularem a diminuição da formação de trombina, o que diminui as chances de estados pré-trombóticos [9]. Conforme Botelho et al (2012) [9] e Botelho et al (2015) [2] o emprego dos hormônios bioidênticos nanoestruturados via transdérmica é um meio eficaz para a realização de reposição hormonal. Pela análise sérica no decorrer do tratamento notou-se gradual diminuição dos marcadores inflamatórios com o aumento dos níveis hormonais. Essa observação conferiu eficácia à via de reposição transdérmica realizada para os hormônios bioidênticos os quais possuem as mesmas funções orgânicas dos hormônios naturais do organismo [2, 9]. Os níveis séricos de testosterona foram os que mais aumentaram, indo de níveis inferiores à 10 ng/dL (2020) para 642 ng/dL (2022). Este resultado é bem superior as referências medianas normalmente observadas, entretanto, o acompanhamento da paciente permitiu verificar a melhora em sua qualidade de vida, incluindo melhorias cognitivas e de memória. Estes fatos podem estar associados ao aumento dos níveis séricos de testosterona devido à sua capacidade de melhorar o fluxo sanguíneo hemato-encefálico [5]. A reposição dos hormônios tireoidianos, em idosos, é importante para a manutenção do metabolismo basal e para auxiliar na diminuição das patologias periodontais [1]. Os hormônios tiroidianos T3 e T4 foram repostos em doses baixas, consideradas fisiológicas e como resultado levaram ao pequeno aumento destes hormônios em níveis séricos (Tabela 27). Os resultados com estas dosagens iniciais mostraram que doses maiores podem ser empregados para se alcançar níveis séricos ideais para a idade, conforme os valores de referências usados para este estudo. Em nosso estudo os marcadores tumorais CA 125 e 19-9, inicialmente em níveis baixos tiveram leve diminuição no intervalo de tratamento o que pode ser considerado um bom resultado, não se podendo extrapolar que este resultado seja esperado de ocorrer em outros casos devendo ser considerado a necessidade de maiores estudos, com maior número de pacientes e, em situação de tumores em tratamento, ao mesmo tempo recebendo o protocolo nanohormonal. Observou-se, na verdade, que o emprego de hormônios bioidênticos, estruturalmente semelhantes aos hormônios produzidos pelo organismo geraram resultados fisiológicos, semelhantes ao que ocorreria em situação de níveis hormonais naturais normais [2, 9]. Pode-se observar na tabela 27 que os níveis séricos de TSH diminuíram com a reposição hormonal, mesmo assim, ainda sendo considerados como níveis séricos altos, permite afirmar que doses maiores de hormônios tireoidianos bioidênticos poderiam ainda ser empregados. Esta observação mostra que, durante a reposição nanohormonal deve-se adequar as doses mediante o resultado dos exames séricos. Outro ponto a ser observado foi que o a reposição dos hormônios esteroides elevou levemente os níveis de SHBG, apesar de pouco, este aumento mostra que a reposição de hormônios esteroides bioidênticos estimulou a produção de SHBG, o que indica haver uma sinalização para o aumento das proteínas transportadoras de hormônios esteroides demonstrando ocorrer uma reativação do sistema de transporte hormônio-célula com a reposição hormonal realizada. O protocolo estabelecido de reposição hormonal mostrou eficácia em reduzir os níveis dos marcadores inflamatórios e tumorais estando estes resultados de acordo com estudos prévios [9]. Deve ser mencionado que a paciente foi orientada a diminuir sua alimentação de açucares e carboidratos o que certamente colaborou nos resultados, sobretudo auxiliou na diminuição dos triglicerídeos. No intervalo de acompanhamento clínico não houve relatos de problemas relacionados à pressão arterial, função renal e urinária. As melhorias quanto à grande diminuição na frequência de diarreias foi o fator considerado no ganho de peso observado na paciente. 330
- 331. CAPÍTULO 31. MANUTENÇÃODE SAÚDE DAS ESTRUTURAS MAXILOMANDIBULARES COM REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTECNOLOGIA BRASILEIRA. RELATO DE CASO 31.7 Conclusões A manutenção da qualidade óssea das EMM é condição de saúde necessária, sobretudo em idosos usuários de próteses implantossuportadas. Conclui-se que o tratamento de reposição hormonal bioidêntica transdérmica nanoestruturada é eficaz no auxílio ao tratamento de manutenção da densidade óssea das EMM e diminuição de sintomatologia bucal normalmente associada à menopausa. O protocolo também se mostrou efetivo pela diminuição dos marcadores inflamatórios e tumorais no período estudado, o que é, sobretudo importante em pacientes tratados com radioterapia e quimioterapia. Espera-se que novos estudos com maior grupo de pacientes e em diferentes condições tumorais sejam realizados, para melhor se avaliar os benefícios deste protocolo sobre o estado de saúde oral e geral. Referências [1] Kathleen E Bainbridge et al. “Risk factors for low bone mineral density and the 6-year rate of bone loss among premenopausal and perimeno- pausal women”. Em: Osteoporosis International 15.6 (2004), pp. 439–446. [2] Marco Antonio Botelho et al. “Effects of a trans- dermal testosterone metered-dose nanoemulsion in peri- and postmenopausal women: a novel protocol for treating low libido”. Em: Medica- lExpress 2.MedicalExpress (São Paulo, online), 2015 2(5) (set. de 2015). issn: 2358-0429. doi: 10.5935/MedicalExpress.2015.05.03. url: https://doi.org/10.5935/MedicalExpress. 2015.05.03. [3] Rodrigo T Calado et al. “Constitutional hypo- morphic telomerase mutations in patients with acute myeloid leukemia”. Em: Proceedings of the National Academy of Sciences 106.4 (2009), pp. 1187–1192. [4] Rodrigo T Calado et al. “Sex hormones, acting on the TERT gene, increase telomerase acti- vity in human primary hematopoietic cells”. Em: Blood, The Journal of the American Society of Hematology 114.11 (2009), pp. 2236–2243. [5] Özlem Daltaban, Işıl Saygun e Erol Bolu. “Pe- riodontal status in men with hypergonadotro- pic hypogonadism: effects of testosterone de- ficiency”. Em: Journal of periodontology 77.7 (2006), pp. 1179–1183. [6] camara dos deputados. “LEI Nº 9.965, DE 27 DE ABRIL DE 2000”. Em: (). url: https : / / www2 . camara . leg . br / legin / fed / lei / 2000 / lei - 9965 - 27 - abril - 2000 - 368849 - publicacaooriginal-1-pl.html. [7] Marwan G. Fakih et al. “Chemotherapy is linked to severe vitamin D deficiency in patients with colorectal cancer”. Em: International Journal of Colorectal Disease 24.2 (fev. de 2009), pp. 219– 224. issn: 1432-1262. doi: 10.1007/s00384- 008-0593-y. url: https://doi.org/10.1007/ s00384-008-0593-y. [8] Marcelo Coelho Goiato et al. “Longevity of den- tal implants in type IV bone: a systematic re- view”. Em: International journal of oral and maxillofacial surgery 43.9 (2014), pp. 1108–1116. [9] Luiz W Gonzaga et al. “Nanotechnology in hor- mone replacement therapy: safe and efficacy of transdermal estriol and estradiol nanoparticles after 5 years follow-up study”. Em: Lat Am J Pharm 31.3 (2012), pp. 442–50. [10] RC Guimarães et al. “Uso dos marcadores tumo- rais na prática clínica. Prática Hospitalar (Belo Horizonte)”. Em: IV (2002), pp. 1–8. [11] Markus Herrmann et al. “Experimental hyperho- mocysteinemia reduces bone quality in rats”. Em: Clinical chemistry 53.8 (2007), pp. 1455– 1461. 331
- 332. CAPÍTULO 31. MANUTENÇÃODE SAÚDE DAS ESTRUTURAS MAXILOMANDIBULARES COM REPOSIÇÃO DE HORMÔNIOS BIOIDÊNTICOS DESENVOLVIDOS POR NANOTECNOLOGIA BRASILEIRA. RELATO DE CASO [12] Markus Herrmann et al. “Stimulation of osteo- blast activity by homocysteine”. Em: Journal of cellular and molecular medicine 12.4 (2008), pp. 1205–1210. [13] Markus Herrmann et al. “Stimulation of osteo- clast activity by low B-vitamin concentrations”. Em: Bone 41.4 (2007), pp. 584–591. [14] “International Osteoporosis Foundation”. Em: (2007). url: http : / / www . iofbonehealth . org/facts-andstatistics.html#factsheet- %20category-18. [15] I. J. Jacobs et al. “Screening for ovarian cancer: a pilot randomised controlled trial”. Em: Lancet 353.9160 (abr. de 1999), pp. 1207–1210. [16] Ian J Jacobs et al. “Differential diagnosis of ova- rian cancer with tumour markers CA 125, CA 15-3 and TAG 72.3”. Em: BJOG: An Internatio- nal Journal of Obstetrics & Gynaecology 100.12 (1993), pp. 1120–1124. [17] Duk Jae Kim et al. “Homocysteine enhances apoptosis in human bone marrow stromal cells”. Em: Bone 39.3 (2006), pp. 582–590. [18] David E Laaksonen et al. “Sex hormones, in- flammation and the metabolic syndrome: a population-based study”. Em: European journal of endocrinology 149.6 (2003), pp. 601–608. [19] Jane B Lian e Gary S Stein. “Concepts of os- teoblast growth and differentiation: basis for modulation of bone cell development and tis- sue formation”. Em: Critical Reviews in Oral Biology & Medicine 3.3 (1992), pp. 269–305. [20] Kurt Lippuner, Matthias Golder e Roger Grei- ner. “Epidemiology and direct medical costs of osteoporotic fractures in men and women in Switzerland”. Em: Osteoporosis international 16.2 (2005), S8–S17. [21] Alberto Malesci et al. “Determination of CA 19-9 antigen in serum and pancreatic juice for diffe- rential diagnosis of pancreatic adenocarcinoma from chronic pancreatitis”. Em: Gastroentero- logy 92.1 (1987), pp. 60–67. [22] Robert R McLean et al. “Homocysteine as a pre- dictive factor for hip fracture in older persons”. Em: New England Journal of Medicine 350.20 (2004), pp. 2042–2049. [23] Livia Nastri et al. “Do dietary supplements and nutraceuticals have effects on dental implant osseointegration? A scoping review”. Em: Nutri- ents 12.1 (2020), p. 268. [24] Luiz Felipe Palma et al. “Impact of radiotherapy on mandibular bone: a retrospective study of digital panoramic radiographs”. Em: Imaging science in dentistry 50.1 (2020), p. 31. [25] Perrine Raymond et al. “High prevalence of ante- rior pituitary deficiencies after cranial radiation therapy for skull base meningiomas”. Em: BMC cancer 21.1 (2021), pp. 1–9. [26] Mitsuru Saito, Katsuyuki Fujii e Keishi Marumo. “Degree of mineralization-related collagen cross- linking in the femoral neck cancellous bone in cases of hip fracture and controls”. Em: Calcified tissue international 79.3 (2006), pp. 160–168. [27] Heide Siggelkow et al. “Development of the oste- oblast phenotype in primary human osteoblasts in culture: comparison with rat calvarial cells in osteoblast differentiation”. Em: Journal of Cellular Biochemistry 75.1 (1999), pp. 22–35. [28] Eyun Song et al. “Implication of thyroid function in periodontitis: a nationwide population-based study”. Em: Scientific reports 11.1 (2021), pp. 1– 8. [29] Joyce BJ Van Meurs et al. “Homocysteine le- vels and the risk of osteoporotic fracture”. Em: New England Journal of Medicine 350.20 (2004), pp. 2033–2041. [30] Michel D Wissing. “Chemotherapy-and irradiation-induced bone loss in adults with solid tumors”. Em: Current Osteoporosis Re- ports 13.3 (2015), pp. 140–145. 332
- 333. 32 NANOEMULSÕES COMOSISTEMAS DE DRUG DELIVERY PARA O CONTROLE DE BIOFILMES BACTERIANOS Carina Lucena Mendes-Marques1 , CETENE2 , ORCID 0000-0002-3111-7063; Rayane Cristine Santos da Silva, CETENE2 , ORCID 0000-0002-4765-7283; Almerinda Agrelli, CETENE2 , ORCID 0000-0002-9908-742X; Niédja Fittipaldi Vasconcelos, CETENE2 , ORCID 0000-0002-2440-0039; Maria Betânia Melo de Oliveira, UFPE3 , ORCID 0000-0001-5188-3243; Giovanna Machado, CETENE2 , ORCID 0000-0002-9058-3056. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598672 Como citar MENDES-MARQUES, C. L.; da SILVA, R. C. S.; AGRELLI, A.; VASCONCELOS, N. F.; de OLIVEIRA, M. B. M.; MACHADO, G. NANOEMULSÕES COMO SISTEMAS DE DRUG DELIVERY PARA O CONTROLE DE BIOFILMES BACTERIANOS. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 332-338. Tópicos 32.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 334 32.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 335 32.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 336 32.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 336 32.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 338 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 338 1 Email: carina.marques@cetene.gov.br 2 Centro de Tecnologias Estratégicas do Nordeste 3 Universidade Federal de Pernambuco
- 334. CAPÍTULO 32. NANOEMULSÕESCOMO SISTEMAS DE DRUG DELIVERY PARA O CONTROLE DE BIOFILMES BACTERIANOS RESUMO Biofilmes bacterianos são comunidades de microrganismos envoltas em uma matriz de exopolissa- carídeos aderida a uma superfície. Diferentes dispositivos médicos podem ser contaminados por biofilmes bacterianos, a exemplo de cateteres, implantes dentários e ortopédicos, próteses mamárias e outros, dificultando a penetração de antimicrobianos e o controle da infecção. Dessa forma, diferentes estudos têm sido conduzidos a fim de investigar novos agentes com potencial antibiofilme. Nesse contexto, a nanotecnologia se mostra um campo bastante promissor nessa área, apresentando diversas vantagens, entre elas, o desenvolvimento de sistemas para entrega controlada de fármacos, diminuindo a toxicidade sistêmica e efeitos adversos no organismo. Esta revisão de literatura aborda o estudo de nanoemulsões como sistemas de “drug delivery” para o combate de biofilmes bacterianos. Esta revisão de literatura tem como objetivo abordar o estudo de nanoemulsões como sistemas de entrega controlada de fármacos e produtos bioativos para o combate e controle de biofilmes bacterianos. Foi realizada busca por artigos de pesquisa completos publicados no Science Direct usando os descritores “biofilm”, “drug delivery”, “infection” e “nanoemulsion”. Os estudos foram selecionados com base em sua relevância na área. Os critérios de exclusão foram artigos sobre fungos e que não eram artigos de pesquisa. O encapsulamento de drogas, óleos essenciais e outras substâncias com ação antimicrobiana e/ou antibiofilme contribui significativamente para redução da concentração inibitória mínima dessas drogas contra diferentes micro-organismos, bem como aumenta a sua ação antibiofilme. Tais nanossistemas apresentam diversas vantagens como a melhora do perfil farmacocinético e terapêutico das substâncias encapsuladas, além de permitir a liberação local e controlada, reduzindo o efeito citotóxico. Ainda, são biocompatíveis e podem ser desenvolvidos de forma a facilitar a permeação celular de fármacos. A busca realizada neste trabalho resultou em 91 artigos de pesquisa completos e foi observado um aumento significativo no número de publicações ao longo dos anos, mostrando que o desenvolvimento de nanoformulações é uma tendência crescente e têm se mostrado uma estratégia efetiva no tratamento de infecções associadas a micro-organismos multidroga resistentes, sendo uma alternativa promissora no enfrentamento da resistência antimicrobiana. Nanoemulsões como sistemas de drug delivery são uma alternativa promissora para a administração de antibióticos com o objetivo de controlar biofilmes bacterianos devido às suas características superiores em relação às prepara- ções convencionais, incluindo liberação controlado do medicamento, melhor biodisponibilidade, proteção do medicamento contra degradação química ou enzimática e biocompatibilidade. Palavras-chave: Biofilme, Nanoemulsões, Drug delivery, Infecções. 32.1 Introdução Biofilmes são comunidades formadas por microrganismos que se organizam de forma bastante coordenada e funcional, envoltas por uma matriz exopolissacarídica que confere estrutura, além de atuar como barreira protetora [1]. O biofilme é um microambiente com duas áreas bastante distintas: a parte mais interna, onde as condições são controladas, e a parte mais externa, superficial, onde as bactérias estão mais suscetíveis a condições de estresse ambiental. Denominam-se células sésseis aquelas que se localizam na região interna, enquanto as células da superfície são chamadas planctônicas [9]. As células sésseis expressam genes diferentes 334
- 335. CAPÍTULO 32. NANOEMULSÕESCOMO SISTEMAS DE DRUG DELIVERY PARA O CONTROLE DE BIOFILMES BACTERIANOS daqueles expressos pelas células planctônicas, e a sobrevivência do biofilme deve-se, em parte, graças a isso, uma vez que é devido a essa mudança na expressão de determinados genes que as células sésseis conseguem controlar o microambiente, protegendo-se contra mudanças externas, sejam elas de pH, temperatura, falta de nutrientes, presença de agentes bactericidas, dentre outros [1]. Quando em biofilme, as bactérias se comunicam através de um complexo sistema denominado quorum sensing (QS), onde elas regulam sua expressão gênica em resposta a flutuações na densidade da população celular bacteriana. As bactérias produzem e liberam moléculas químicas sinalizadoras chamadas autoindutores, que aumentam em função da densidade celular, permitindo que grupos de bactérias alterem o comportamento de maneira síncrona em resposta a mudanças no microambiente. O sistema QS regula vários processos celulares, desde a regulação da luminescência bacteriana, fatores de virulência, tolerância a desinfetantes, formação de esporos, produção de toxinas, motilidade, etc. [3]. Essa diferença no padrão genético das bactérias em biofilme tem uma implicância na sua relevância clínica. Por exemplo, Streptococcus pneumoniae expressa genes responsáveis por sepse quando está livre no sangue, enquanto que quando presente na forma de biofilme, a bactéria expressa genes que estão mais relacionados a pneumonia e meningite [6]. Estima-se que 65% das infecções bacterianas são provocadas por microrganismos em biofilme [2], desde infecções periodontais como placa bacteriana e periodontite, passando por sinusite, endocardite principalmente em pacientes que tem alguma válvula cardíaca artificial, fibrose cística, até as infecções associadas a dispositivos médicos como próteses, implantes, sondas e cateteres [12]. A capacidade de formar biofilme associada à resistência antimicrobiana é ainda mais preocupante. Sabe-se que microrganismos em biofilme são até 1000x mais resistentes a drogas e isso se deve a diversos fatores como: maior facilidade de dispersão de genes de resistência por transferência horizontal, à presença da matriz exopolissacarídica que dificulta a entrada das drogas antimicrobianas e à heterogeneidade bacteriana presente no biofilme que também leva a dificuldade no tratamento [12]. Diante disso, a comunidade científica tem se preocupado em desenvolver novas formas de tratamento de biofilmes bacterianos. Dentre as novas tecnologias, destaca-se o desenvolvimento de nanoemulsões carreadoras de drogas e compostos com reconhecida ação antimicrobiana [7]. Diversos estudos na área têm sido conduzidos e o objetivo deste capítulo é abordar o papel das nanoemulsões como sistemas carreadores de substâncias antimicrobianas frente a biofilmes bacterianos. 32.2 Materiais e métodos A fim de entender o papel das nanoemulsões no tratamento de biofilmes bacterianos, foi realizada uma revisão bibliográfica com base em no banco de dados Science Direct, utilizando os descritores “biofilm”, “drug delivery”, “infection” e “nanoemulsion” separados por vírgulas. Com o objetivo de refinar as buscas, os seguintes critérios de inclusão foram adotados: artigos de língua inglesa, de pesquisa original, artigos relacionados ao desenvolvimento de nanoemulsões como sistema de drug delivery e com avaliação da atividade antibiofilme. Os critérios de exclusão adotados foram: artigos não originais, artigos que não foram escritos na língua inglesa, artigos relacionados a fungos, artigos que não apresentavam nanoemulsões como sistema de drug delivery e que não avaliaram a atividade contra biofilme. 335
- 336. CAPÍTULO 32. NANOEMULSÕESCOMO SISTEMAS DE DRUG DELIVERY PARA O CONTROLE DE BIOFILMES BACTERIANOS 32.3 Resultados Figura 32.1 – Número de publicações sobre nanoemulsões para tratamento de biofilmes por ano. Fonte: Autoras. A busca resultou em 91 artigos de pesquisa completos entre 2005 e 2023. Observou-se a existência um intervalo nas publicações entre 2006 a 2013 onde não foi encontrado nenhum artigo que atendesse aos critérios mencionados. A figura 32.1 mostra o número de publicações em cada ano e evidencia um aumento significativo no número de publicações nessa temática a partir de 2014, mostrando que o desenvolvimento de nanoformulações para controle de biofilmes bacterianos é uma tendência crescente. 32.4 Análise e discussão Nanoemulsões são nanossistemas isotrópicos e termodinamicamente instáveis, relativamente simples de serem obtidas. Elas possuem um potencial significativo no encapsulamento de drogas e produtos farmacêuticos de uma forma geral, sendo muito utilizadas também como sistema de encapsulamento de compostos ativos que possuem baixa solubilidade em água e que necessitam de veículos lipídicos para sua administração, também são sistemas bastante eficientes para o encapsulamento de óleos essenciais para diferentes aplicações. As nanoemulsões podem ser definidas como sistemas heterogêneos constituídos de dois ou mais líquidos imiscíveis, normalmente óleo e água, sendo um denominado fase dispersa e outro, fase dispersante. De acordo com a proporção das fases, os sistemas podem ser classificados como nanoemulsões óleo-em-água (O/E), quando gotículas de óleo estão dispersas em uma fase aquosa, ou nanoemulsões água-em-óleo, quando gotículas de água estão dispersas em uma fase oleosa. Para que haja a homogeneização dos sistema, é necessário a aplicação de energia para que ocorra a quebra da interface óleo/água e gotículas menores sejam formadas, além disso, se faz necessário a adição de agentes emulsificantes para conferir estabilidade à interface dos líquidos e evitar que as gotículas formadas coalesçam [5]. As nanoemulsões são altamente benéficas para desmontar biofilmes devido à sua penetração proficiente em matrizes porosas e contato próximo com a superfície do biofilme, permitindo assim uma alta concentração de agentes antibacterianos (Figura 32.2). A natureza lipofílica das nanoemulsões pode produzir interação com o EPS, levando ao rompimento 336
- 337. CAPÍTULO 32. NANOEMULSÕESCOMO SISTEMAS DE DRUG DELIVERY PARA O CONTROLE DE BIOFILMES BACTERIANOS Figura 32.2 – Ação de nanoemulsão penetrando através da matriz exopolissacarídica e liberando seu conteúdo no interior de um biofilme, desmontando-o. Fonte: Autoras. e desprendimento da camada lipídica, favorecendo a ação do antimicrobiano ou do produto encapsulado [13]. Devido ao seu tamanho reduzido, as nanoemulsões aumentam a biodisponibilidade de drogas nos biofilmes e permitem a permeação através de barreiras biológicas, mantendo uma liberação controlada do produto encapsulado e protegendo-o contra mecanismos de degradação [15]. As bactérias normalmente têm diâmetros variando de 0,2 a 10 µm e as nanoemulsões, a depender do método de preparação, têm uma ampla gama de tamanhos de partículas, variando de 2 até 500 nm, o que facilita o contato e interações com as membranas bacterianas. Dentre os mecanismos de ação descritos na literatura, as nanoemulsões são reportadas por exibirem uma variedade de propriedades bactericidas por diferentes vias, muitas das quais podem acontecer simultanea- mente, como: 1) interações eletrostáticas das nanoemulsões com grupos carregados presentes em superfícies bacterianas, resultando em danos à membrana e vazamento citoplasmático; 2) atividade catalítica aumentando a produção de espécies reativas de oxigênio (ROS), como radicais hidroxila e superóxidos, causando estresse celular oxidativo; e 3) entrega de agentes terapêuticos, pois penetram facilmente nas células bacterianas através da fusão de membranas, facilitando a entrega de suas cargas [10]. Infecções provocadas por bactérias em biofilme são difíceis de serem controladas. Quando estas estão associadas a dispositivos médicos, geralmente as estratégias de controle envolvem a retirada do dispositivo, associada a antibioticoterapia de longo prazo com altas dosagens de drogas e, muitas vezes, usando a combinação de antibióticos com diferentes mecanismos de ação [16]. Essa alta carga de antimicrobianos leva a um grau de nefrotoxicidade e hepatotoxicidade, muitas vezes incompatível com a sobrevida do paciente. Além disso, muitas vezes, a retirada do dispositivo médico não é possível. Por isso são necessários estudos que tragam alternativas ao tratamento convencional. Por fim, as nanoemulsões como sistemas nanoestruturados para drug delivery são uma estratégia efetiva no tratamento de infecções associadas a bactérias presentes em biofilme [4, 11, 8, 14] e tem se tornado uma alternativa promissora no enfrentamento da resistência antimicrobiana. 337
- 338. CAPÍTULO 32. NANOEMULSÕESCOMO SISTEMAS DE DRUG DELIVERY PARA O CONTROLE DE BIOFILMES BACTERIANOS 32.5 Conclusões Devido às suas propriedades físico-químicas e funcionais, as nanoemulsões têm usos muito promissores como sistemas de drug delivery para controle de biofilmes bacterianos e por isso, eles têm destaque nas pesquisas científicas. De uma forma geral, as nanoemulsões como veículos de antimicrobianos, peptídeos ou óleos essenciais, apresentaram bom desempenho na eliminação de biofilmes. Por outro lado, os trabalhos avaliados não seguiram a mesma metodologia para estudo de formação e de eliminação de biofilme e isso deve ser levado em conta. Agradecimentos Os autores agradecem ao Centro de Tecnologias Estratégicas do Nordeste, ao Conselho Nacional de Desenvolvimento Científico e Tecnológico e ao Departamento de Bioquímica da Universidade Federal de Pernambuco. Referências [1] H-C Wingender J Flemming. “Szewzyk U. Stein- berg P. Rice SA Kjelleberg S”. Em: Nat. Rev. Microbiol 14 (2016), p. 563. [2] M Jamal et al. “ScienceDirect Bacterial biofilm and associated infections”. Em: J Chinese Med Assoc 81.1 (2018), pp. 7–11. [3] Papenfort K e Bassler BL. “Quorum sensing signal-response systems in Gram-negative bac- teria.” Em: Nature Reviews Microbiology 14 (2016), pp. 576–588. doi: 10.1038/nrmicro. 2016.89. [4] Ming-Hsien Lin et al. “Cationic amphiphile in phospholipid bilayer or oil–water interface of na- nocarriers affects planktonic and biofilm bacte- ria killing”. Em: Nanomedicine: Nanotechnology, Biology and Medicine 13.2 (2017), pp. 353–361. [5] David Julian McClements. “Edible nanoemul- sions: fabrication, properties, and functional performance”. Em: Soft Matter 7.6 (2011), pp. 2297–2316. [6] Marco R Oggioni et al. “Switch from planktonic to sessile life: a major event in pneumococcal pathogenesis”. Em: Molecular microbiology 61.5 (2006), pp. 1196–1210. [7] Deena Santhana Raj et al. “Nanoemulsion as an Effective Inhibitor of Biofilm-forming Bac- terial Associated Drug Resistance: An Insight into COVID Based Nosocomial Infections”. Em: Biotechnology and Bioprocess Engineering 27.4 (2022), pp. 543–555. [8] Karan Razdan et al. “Levofloxacin loaded clove essential oil nanoscale emulsion as an efficient system against Pseudomonas aeruginosa bio- film”. Em: Journal of Drug Delivery Science and Technology 68 (2022), p. 103039. [9] Cécile Rollet, Laurent Gal e Jean Guzzo. “Biofilm-detached cells, a transition from a ses- sile to a planktonic phenotype: a comparative study of adhesion and physiological characteris- tics in Pseudomonas aeruginosa”. Em: FEMS microbiology letters 290.2 (2009), pp. 135–142. [10] Célia Sahli et al. “Recent advances in nanote- chnology for eradicating bacterial biofilm”. Em: Theranostics 12.5 (2022), p. 2383. [11] Zhen Song et al. “Enhanced efficacy and anti- biofilm activity of novel nanoemulsions against skin burn wound multi-drug resistant MRSA in- fections”. Em: Nanomedicine: Nanotechnology, Biology and Medicine 12.6 (2016), pp. 1543– 1555. 338
- 339. CAPÍTULO 32. NANOEMULSÕESCOMO SISTEMAS DE DRUG DELIVERY PARA O CONTROLE DE BIOFILMES BACTERIANOS [12] Philip S Stewart e J William Costerton. “An- tibiotic resistance of bacteria in biofilms”. Em: The lancet 358.9276 (2001), pp. 135–138. [13] Kumar Bishwajit Sutradhar e Md Lutful Amin. “Nanoemulsions: increasing possibilities in drug delivery”. Em: European Journal of Nanomedi- cine 5.2 (2013), pp. 97–110. [14] Dennis To et al. “Iminated aminoglycosides in self-emulsifying drug delivery systems: Dual ap- proach to break down the microbial defense”. Em: Journal of Colloid and Interface Science 630 (2023), pp. 164–178. [15] Mark Louis P Vidallon e Boon Mian Teo. “Re- cent developments in biomolecule-based nano- encapsulation systems for antimicrobial delivery and biofilm disruption”. Em: Chemical Commu- nications 56.90 (2020), pp. 13907–13917. [16] Hong Wu et al. “Strategies for combating bacte- rial biofilm infections”. Em: International jour- nal of oral science 7.1 (2015), pp. 1–7. 339
- 340. 33 APLICAÇÃO DENANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA RESISTENTES E FOR- MADORAS DE BIOFILME Tainara Fernandes Dantas1 , UFPE2 , ORCID 0000-0001-9623-5135; Rafael Artur de Queiroz Cavalcanti de Sá, UFPE2 , ORCID 0000-0002-0313-1482; Hévellin Talita Sousa Lins, UFPE2 , ORCID 0000-0001-5431-9525; Carina Lucena Mendes Marques, CETENE3 , ORCID 0000-0002-3111-7063; Maria Betânia Melo de Oliveira, UFPE2 , ORCID 0000-0001-5188-3243. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598710 Como citar DANTAS, T. F.; de SÁ, R. A. de Q. C.; LINS, H. T. S.; MARQUES, C. L. M.; de OLIVEIRA, M. B. M. APLICAÇÃO DE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA RESISTENTES E FORMADORAS DE BIOFILME. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 339-349. Tópicos 33.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 342 33.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 342 33.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 343 33.3.1 Resistência microbiana . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 343 33.3.2 Biofilme . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 343 33.3.3 Bactérias ESKAPE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 344 33.3.4 Nanopartículas metálicas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 344 33.3.5 Nanopartículas orgânicas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 345 33.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 347 33.4.1 Atividade antimicrobiana e antiformação de biofilme de Nanopartículas Metálicas 347 33.4.2 Atividade antimicrobiana e antiformação de biofilme de Nanopartículas Orgânicas 348 33.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 348 1 Email: tainara.dantas@ufpe.br 2 Universidade Federal de Pernambuco 3 Centro de Tecnologia Estratégicas do Nordeste
- 341. CAPÍTULO 33. APLICAÇÃODE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA RESISTENTES E FORMADORAS DE BIOFILME Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 348 RESUMO Introdução: Infecções causadas por bactérias Multidroga Resistentes (MDR) aos antibióticos é um dos maiores desafios na saúde pública mundial, como reflexo do uso indiscriminado de antibióticos, causando uma pressão seletiva nesses organismos para se adaptarem a esses fármacos. Outro fator que agrava essa condição, dificultando ainda mais o tratamento, é a capacidade dessas bactérias em formar biofilme. Diante disso, há uma necessidade urgente de projetar e desenvolver novas alternativas terapêuticas, tanto para erradicar como reduzir a multirresistência nesses microrganismos. Dentre as novas tecnologias emergentes, destaca-se a utilização de Nanopartículas (NPs), que são biomateriais de 1-100 nm com ampla aplicação na agricultura, produtos farmacêuticos e como agentes transportadores de antimicrobianos. Objetivo: Apontar o potencial das nanopartículas frente as bactérias MDRs formadoras de biofilme. Metodologia: O estudo corresponde a uma revisão de literatura narrativa realizada através de uma busca eletrônica nos principais bancos de dados: PubMed, Science Direct e Periódicos CAPES. Foram utilizados artigos originais nas línguas inglesa e portuguesa, no período de 2018-2022. Resultados: As NPs podem ser orgânicas ou inorgânicas (NPs metálicas). As NPs orgânicas têm sido usadas para aumentar a biodisponibilidade de agentes antimicrobianos contra bactérias MDRs, oferecendo uma liberação em nanoescala, lenta e a entrega de drogas para células-alvo no organismo, diminuindo assim efeitos adversos dos medicamentos em outros tecidos. As NPs metálicas (MNPs), destacando-se as NPs de prata, ouro, mas também, de óxido de cobre, zinco, titânio e magnésio são as amplamente mais estudadas e exibem diversas atividades promissoras frente a bactérias MDRs. Entre suas propriedades, podemos apontar a citotoxicidade na membrana microbiana e formação de Espécies Reativas de Oxigênio (ROS). Estas partículas, também podem interagir com o DNA levando a inativação da replicação, transcrição e tradução de proteínas e, consequentemente, morte celular, dentre outras atividades. Infecções por bactérias formadoras de biofilme representam 65-80% das infecções humanas, esses organismos são 100-1000 vezes menos susceptíveis a antibióticos devido a fatores, como: diminuição da penetração da droga pela matriz extracelular, redução na concentração do fármaco, redução das taxas metabólicas, etc. Dentre as bactérias MDRs, formadoras de biofilme, destacam-se as do grupo ESKAPE (Enterococcus faecium, Staphyococcus aureus, Klebsiella pneumoniae, Actinobacter baumannii, Pseudomonas aeruginosa e Enterobacter spp.) associadas a uma alta mortalidade. Estudos demonstram que as NPs podem reduzir, assim como, penetrar mais eficientemente pela matriz do biofilme bacteriano, desregulando as reações fisiológicas dessas bactérias. Apesar das NPs apresentarem grande potencial como possível novo agente terapêutico no melhoramento clínico de infecções por bactérias MDRs e formadoras de biofilme. Conclusão: Outros estudos de toxicidade e biocompatibilidade das diferentes combinações com os organismos ainda precisam ser avaliados. Além disso, novos estudos sobre a compreensão dos mecanismos adaptativos das bactérias contra as NPs também devem ser explorados. Palavras-chave: Nanopartículas, Multidroga resistência, Biofilme, ESKAPE. 341
- 342. CAPÍTULO 33. APLICAÇÃODE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA RESISTENTES E FORMADORAS DE BIOFILME 33.1 Introdução Infecções causadas por bactérias resistentes aos antibióticos continuam sendo um dos maiores desafios na saúde pública mundial. Essas infecções, conhecidas como Infecções Relacionadas à Assistência à Saúde (IRAS) são reflexo do uso persistente dos antibióticos pela automedicação dos pacientes, além da alta exposição desses organismos à pressão seletiva do ambiente hospitalar, principalmente em Unidades de Terapia Intensiva (UTIs) [20]. No Brasil, as infecções desencadeadas por bactérias resistentes estão presentes em aproximadamente 80% dos casos clínicos em UTIs [3]. Um fator que agrava ainda mais o cenário de resistência é a capacidade desses microrganismos formarem biofilme, o que dificulta o tratamento, contribuindo para o aumento da permanência do paciente no hospital, e consequentemente, um aumento dos custos no setor da saúde [26]. A Organização Mundial da Saúde (OMS) em 2017 publicou uma lista de bactérias resistentes classifica- das como alto e crítico risco, as quais foram consideradas prioritárias na pesquisa, descoberta e desenvolvimento de novas moléculas, com capacidade de reduzir essa resistência [31]. Dentre essas estão:Enterococcus faecium, Staphylococcus aureus, Klebsiella pneumoniae, Acinetobacter baumannii, Pseudomonas aeruginosa e Entero- bacter sp., representadas pelo acrônimo ESKAPE. Esse grupo apresenta alta resistência a múltiplas drogas utilizadas na prática clínica e são as principais causadoras das IRAS no mundo [17]. A resistência a múltiplas drogas está classificada entre os três problemas graves de saúde pública a serem enfrentados [31]. Diante disso, há uma necessidade urgente e crítica de projetar e desenvolver novas alternativas terapêuticas, tanto para erradicar como reduzir a multidroga resistência nesses microrganismos. Dentre as novas tecnologias emergentes, destaca-se a utilização de Nanopartículas (NPs) [17]. As NPs são biomateriais com dimensões entre 1-100 nm com ampla aplicação na agricultura, nos produtos farmacêuticos e como agentes transportadores de antimicrobianos. Atualmente, elas são consideradas como substitutos viáveis e/ou suplementos aos antimicrobianos existentes e podem ser de dois tipos: inorgânicas, como NPs de metais, e orgânicas, como lipossomos, micelas e compostos poliméricos [14]. Segundo dados atuais da Agência Nacional de Vigilância Sanitária [2] as bactérias resistentes causam anualmente 700 mil mortes em todo o mundo, e estima-se que em 2050 esses números cheguem a 10 milhões de mortes por ano. Outra característica importante que agrava o tratamento das infecções é a formação de biofilme por essas bactérias, dificultando o tratamento por agentes antimicrobianos. Associado ao aumento da multirresistência está a falta de novos e eficazes antimicrobianos. Atualmente as buscas por NPs com biomateriais tem ganhado mais espaço e podem ser uma opção terapêutica viável para tratamento de infecções por organismos MDR [17, 19]. Diante dessa problemática, a presente proposta busca avaliar o potencial antimicrobiano e antibiofilme das NPs contra bactérias ESKAPE multidroga resistentes. 33.2 Materiais e métodos O presente estudo trata-se de uma revisão bibliográfica narrativa, nos quais foram realizadas buscas eletrônicas nos principais bancos de dados: PubMed, Science Direct, Periódicos CAPES. Os descritores utilizados para realizar a pesquisa, foram: Nanoparticles, Multidrug resistance, Biofilm e ESKAPE separadas por ponto e vírgula. Para seleção dos artigos realizou-se uma leitura prévia de títulos e resumos das publicações realizadas 342
- 343. CAPÍTULO 33. APLICAÇÃODE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA RESISTENTES E FORMADORAS DE BIOFILME no período de 2018-2022, com exceção para contextos históricos, classificações e definições. Com o objetivo de refinar as buscas, adotou-se os seguintes critérios de inclusão: artigos de língua inglesa e portuguesa, pesquisa original, artigos com isolados ESKAPE MDR, relacionados a formação de biofilme e com avaliação da atividade antimicrobiana de NPs. Foram excluídos àqueles artigos que não atenderam aos critérios de inclusão. 33.3 Resultados 33.3.1 Resistência microbiana As bactérias podem ser classificadas como, Sensível (S), a dosagem padrão do antibiótico, Interme- diárias (I), quando há uma diminuição da sensibilidade da bactéria ao antibiótico na dosagem padrão, e Resistente (R), quando há falha terapêutica com o uso do antibiótico. Além disso, a resistência microbiana pode ser dividida em três classes: Multidroga Resistente (MDR), quando são resistentes a pelo menos um antibiótico chave de três ou mais classes de antibióticos; Extensivamente Droga Resistente (XDR), quando são resistentes a um ou mais antibióticos em quase todas as categorias, exceto uma ou duas e Pandroga Resistente (PDR), quando são resistentes a todos os antibióticos testados na prática clínica [18]. A resistência pode ser do tipo intrínseca, no qual a bactéria possui mecanismos adaptativos naturais, expressos do seu DNA genômico; e adquirida, que pode ser por meio de mutações nos próprios genes de resistência ou pela aquisição de material genético de outras bactérias, através da transferência horizontal de genes podendo ser por: transformação, pela absorção de fragmentos de DNA presentes no ambiente; por transdução, com troca de DNA por meio de um vetor bacteriófago; e por conjugação, através da troca de plasmídeos ou transposons, sendo este o mais comum [6, 8]. Os principais mecanismos de resistência de acordo com a forma de inativação do antibiótico podem ser: pela redução da permeabilidade da membrana externa; sistema de efluxo hiperexpressos; pelo bloqueio ou proteção do sítio alvo do antibiótico; produção de enzimas que degradam ou modificam antibióticos e alteração do sítio alvo do antibiótico. Infecções por bactérias MDRs está principalmente associada as IRAS, sendo as UTIs o setor principal, no qual os antibióticos são amplamente usados. Há uma maior pressão seletiva das bactérias nesse ambiente e nesses pacientes de adquirirem resistência aos antibióticos utilizados na prática clínica. Além da maior chance de sua dispersão no ambiente hospitalar [9]. 33.3.2 Biofilme As bactérias possuem dois modos de vida: um plânctônico, de forma livre, nos quais podem ser encontradas dispersas no meio e outro que corresponde a forma séssil através da formação do biofilme bacteriano. O biofilme pode ser definido como comunidades bacterianas envolvidas por uma matriz extracelular polimérica autoproduzida, composta por proteínas, carboidratos e/ou DNA extracelular, facilitando a sobrevivência das bactérias em ambientes hostis e extremos [10]. As principais características relacionadas ao modo séssil de crescimento das bactérias, incluem: perda 343
- 344. CAPÍTULO 33. APLICAÇÃODE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA RESISTENTES E FORMADORAS DE BIOFILME de expressão do gene relacionado a formação do flagelo, produção de componentes da matriz de biofilme, indução de mecanismos de resistência a antibióticos (incluindo bombas de efluxo, mesmo quando os biofilmes cresceram na ausência de antibióticos) e níveis aumentados de determinantes de virulência [23]. Como consequência, as células no biofilme exibem características e comportamento distintos daquelas bactérias planctônicas, com as características marcantes a resistência inata às defesas imunológicas do hospedeiro e sua maior tolerância ao estresse, incluindo falta de nutrientes, desidratação e dificultando a penetração de antibióticos. Notavelmente, os biofilmes foram relatados como sendo de 10 a 1.000 vezes mais tolerantes a vários antibióticos em comparação com as bactérias planctônicas [13]. A formação desse biofilme é outro fator que agrava ainda mais os quadros de infecções por bactérias resistentes, uma vez que dificulta o tratamento com antibióticos, diminuindo o acesso desses medicamentos à estas comunidades [32]. Infecções por bactérias MDRs e formadoras de biofilme estão principalmente relacionadas a disposi- tivos implantados, como cateteres, válvulas cardíacas protéticas, marca-passos cardíacos, lentes de contato, substituições de articulações e linhas intravasculares, principalmente em UTIs [24, 12] 33.3.3 Bactérias ESKAPE O grupo ESKAPE compreende as bactérias Gram-positivas:E. faecium e S. aureus, e as Gram- negativas: K. pneumoniae, A. baumannii, P. aeruginosa e Enterobacter spp. Esse grupo é considerado pela OMS (2017) prioridade alta e crítica para a saúde pública, devido principalmente a multirresistência observada nos isolados clínicos. Além disso, as bactérias ESKAPE são as principais relacionadas as IRAS nos hospitais em todo o mundo [4]. Em 2018 a ANVISA publicou uma lista de isolados clínicos de IRAS em UTIs adulto, pediátrica e neonatal no Brasil. As “ESKAPE” estão entre as mais recorrentes nesses ambientes, mostrando um perfil de resistência, predominantemente, aos carbapenêmicos e as cefalosporinas, para as Gram-negativas e Oxacilina e vancomicina, para as Gram-positivas. O Quadro 28 mostra as principais resistências microbiana em isolados ESKAPE relacionados a Infecções Primárias de Corrente Sanguínea associado a Cateter Venoso Central (IPCS-CVC). Os isolados foram ordenados pela quantidade de recorrências nas UTIs adulto, pediátrica e neonatal no Brasil. O IPCS- CVC é considerado um indicador a ser monitorado obrigatoriamente em todo o Brasil pelos hospitais públicos e privados com dez ou mais leitos de UTIs [3]. 33.3.4 Nanopartículas metálicas As MNPs são as mais amplamente estudadas, devido as suas propriedades antimicrobianas, conferidas pela liberação dos íons metálicos no organismo bacteriano. Dentre elas, destaca-se o emprego de prata (AgNPs), de ouro (AuNPs), cobre (CuNPs), zinco (ZnONPs), magnésio (MgNPs), etc. [29]. Dentre as diversas aplicações das AgNPs, destaca-se suas propriedades antimicrobianas para a produção de novos medicamentos para o tratamento de infecções por bactérias MDRs. Suas propriedades fisiológicas e químicas básicas são responsáveis pela sua bioatividade. Ademais, o tamanho tem um efeito 344
- 345. CAPÍTULO 33. APLICAÇÃODE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA RESISTENTES E FORMADORAS DE BIOFILME Tabela 28 – Resistência Microbiana de isolados ESKAPE relacionados a IPCS-CVC em UTIs do Brasil. Isolados (Ordem de recorrência) Resistência UTI adulto (%) UTI pediátrica (%) UTI neonatal (%) Gram-negativas Acinetobacter spp. Carbapenêmicos 79 44 28 P. aeruginosa Carbapenêmicos 9 8 77 K. pneumoniae Cefalosporinas 27 30 35 K. pneumoniae Carbapenêmicos Cefalosporinas 44 21 10 Enterobacter spp. Cefalosporinas 24 23 29 Enterobacter spp. Carbapanêmicos Cefalosporinas 21 6 6 Gram-positivas S. aureus Oxacilina 52 42 37 E. faecium Vancomicina 53 41 15 S. aureus Vancomicina 4 1 2 Fonte: Adaptado da ANVISA (2018) [3]. na atividade antibacteriana, uma vez que tamanhos menores das AgNPs demonstram melhor atividade antimicrobiana, devido sua área de superfície maior [15]. As AuNps também são bastante estudadas, incluindo sua ação antimicrobiana. O ouro é multivalente e pode se ligar a muitos tipos de ligantes, possibilitando então a capacidade antibacteriana contra bactérias Gram-positivas e Gram-negativas. A ação desse nanomaterial vai variar de acordo com sua forma e tamanho, no entanto, tanto partículas menores quanto maiores demonstraram efeitos sobre bactérias. As AuNPs também são muito usadas juntamente com AgNPs, melhorando a biocompatibilidade e liberação controlável de Ag+ [21]. Outras MNPs como as CuNPs, óxido de ferro (Fe3O4NPs), óxido de zinco (ZnONPs), dióxido de titânio (TiO2NPs), demonstram potencial como agentes antimicrobianos com base nas propriedades físico- químicas de cada elemento metálico. Além da estrutura elementar, tamanho e forma das MNPs desempenham um papel fundamental nessa atividade, bem como, os métodos de sínteses podem determinar a atividade antimicrobiana [28]. A combinação de uma infinidade dos efeitos celulares das MNPs pode ter um tremendo impacto no combate a bactérias MDRs. Alguns dos mecanismos de ação incluem (Figura 33.1): capacidade dos íons metálicos de interagir com o DNA, fazendo alterações; liberação de metais pesados e ROS; ruptura da membrana e extravasamento do conteúdo celular, etc. [5]. 33.3.5 Nanopartículas orgânicas A nanotecnologia farmacêutica tem utilizado NPs orgânicas para a entrega inteligente de drogas com o objetivo de melhorar o direcionamento e desempenho de fármacos no organismo e para diminuir os efeitos adversos do medicamento. Dentre as NPs, destacam-se a síntese de NPs poliméricas, como os lipossomas (LPs) e as micelas para o encapsulamento de moléculas com propriedades diversas, incluindo as antimicrobianas [11, 14]. 345
- 346. CAPÍTULO 33. APLICAÇÃODE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA RESISTENTES E FORMADORAS DE BIOFILME Figura 33.1 – Mecanismos de ação das nanopartículas metálicas em células bacterianas. Legenda: DNA, ácido desoxirribonucleico; ROS, espécies reativas de oxigênio; AuNPs, NPs de ouro; CuONPs, NPs de óxido de cobre; AgNPs, NPs de prata; Fe3O4NPs, NPs de óxido de ferro; ZnONPs, NPs de óxido de zinco. Fonte: Autor (2020). Os LPs são vesículas esféricas formadas por bicamada lipídicas em torno de um núcleo capazes de armazenar substâncias hidrofílicas e lipofílicas. Enquanto as micelas, também esféricas, são formadas por uma monocamada lipídica, com as regiões hidrofóbicas na porção interna [25]. No entanto, a estrutura de monocamada das micelas só pode encapsular drogas hidrofóbicas específicas. Outras drogas devem ser encapsuladas por uma ligação covalente, o que limita muito a liberação. Os lipossomas podem ser uma escolha alternativa, uma vez que drogas hidrofílicas e hidrofóbicas podem ser administradas de forma síncrona por lipossomas devido à estrutura hidrofílica interna dos lipossomas o que melhora muito a eficiência de carregamento da droga. Além disso, a estrutura semelhante à membrana celular dos lipossomas fornece afinidade celular eficiente e aumenta drasticamente a absorção celular [11, 7]. A aplicação de LPs e micelas tem sido bastante estudada no desenvolvimento de novos medicamentos para prolongar a vida útil dos antibióticos existentes, e consequentemente, combater o aumento mundial da resistência bacteriana (Figura 33.2). Elas são capazes de proteger as drogas antibióticas da degradação e manter as concentrações terapêuticas no corpo, escapando do sistema de limpeza. Além disso, essas nanoestruturas podem encapsular Peptídeos Antimicrobianos (AMPs), Enzimas Antimicrobianas (AMEs), fitoterápicos e até outras NPs metálicas, afim de aumentar o potencial desses medicamentos contra bactérias resistentes [30, 1]. 346
- 347. CAPÍTULO 33. APLICAÇÃODE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA RESISTENTES E FORMADORAS DE BIOFILME Figura 33.2 – Mecanismos de partículas poliméricas como carreadores de antibióticos para superar as barreiras teciduais. Legenda: O tratamento com antibióticos é geralmente complicado pela rápida eliminação dos antibióticos dos órgãos, a inatividade da droga e as barreiras dos tecidos. As partículas poliméricas são capazes de proteger o fármaco contra a degradação e os mecanismos de limpeza do organismo, além de facilitar o transporte através de barreiras críticas e específicas. Assim as drogas são liberadas de forma sustentada para manter uma concentração adequada da droga por um tempo relativamente longo. Fonte: Autor (2020). 33.4 Análise e discussão 33.4.1 Atividade antimicrobiana e antiformação de biofilme de Nanopartículas Metálicas As MNPs podem ser sintetizadas de várias formas e isso vai interferir totalmente na atividade antimicrobiana dessas NPs. Métodos de síntese verde de AgNPs e AuNPs, através de extratos de folhas de Eucalyptus citriodora e Clerodendrum inerme, respectivamente, foram testados contra bactérias ESKAPEs MDRs e formadoras de biofilme. Os dados demonstram uma boa atividade antimicrobiana dessas NPs, com Concentração Mínima Inibitória (MIC) de 0,02 – 0,18 µg/mL para Gram-negativas e 0,9-0,36 µg/mL para Gram-positivas, além de Concentração Mínima Bactericida (MBC) de 0,18-0,36 µg/mL para todos isolados. Ademais, foi verificado também 90% de inibição de biofilme a 0,5 do MIC para todos os isolados. Para AuNPs, os isolados testados de S. aureus e P. aeruginosa demonstraram atividade de MIC à 12 µg/mL e 2 µg/mL, respectivamente, e inibição de biofilme a 28 µg/mL e 6 µg/mL, respectivamente. Os dados do biofilme para AuNPs através da síntese verde demonstrou melhor atividade em comparação a síntese convencional (S. aureus – 60 µg/mL; P. aeruginosa – 12 µg/mL) [22, 16]. Em outros trabalhos, a biossíntese de AgNPs por Bacillus cereus coletado de água contaminada mostrou uma eficácia bacteriostática em 7,81-62,50 µg/mL e bactericida em 15,62- 250 µg/mL, para todos do grupo ESKAPE MRDs, além de inibição significativa do biofilme a partir de 50 µg/mL para todos isolados [15]. Assim também, a biossíntese de NPs de selênio (SeNPs) utilizando resíduos de casca de laranja foram testadas para S. aureus, K. pneumoniae e P. aeruginosa MDRs, obtendo MIC de 25 µg/mL, 50 µg/mL e 100 µg/mL. A inibição de biofilme foi testada apenas para K. pneumoniae, que revelou inibição de 62% a 12,5 µg/mL e 95% a 25 µg/mL [27]. 347
- 348. CAPÍTULO 33. APLICAÇÃODE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA RESISTENTES E FORMADORAS DE BIOFILME As MNPs possuem atividade antimicrobiana e antibiofilme para isolados do grupo ESKAPE MDRs e formadores de biofilme. A concentração das MNPs também pode variar de acordo com cada tipo de isolado clínico. Ademais, testes de toxicidade desses nanomateriais devem ser complementares para entender o funcionamento das mesmas no organismo. Assim também, testes de resistência dessas bactérias às MNPs ainda devem ser esclarecidos. 33.4.2 Atividade antimicrobiana e antiformação de biofilme de Nanopartículas Orgânicas As nanopartículas poliméricas de lipossomas ainda são as mais amplamente estudadas, principalmente para a entrega controlada de antibióticos e moléculas com propriedades antimicrobianas [25]. Em um estudo de Kannan et al.(2021) [14] com síntese de LPs encapsulando lipopeptídeos biosurfactantes auxiliado por CuNPs, os autores avaliaram o potencial dessas NPs frente isolados de S. aureus e P. aeruginosa MDRs, demonstrando boa atividade antimicrobiana a 105 µg/mL e 89 µg/mL, respectivamente. Os valores do MIC foram otimizados pela junção das duas NPs, em comparação com a utilização apenas com CuNPs, com valores de MIC à 157 µg/mL e 197 µg/mL, para os mesmos isolados. Para inibição do biofilme as duas nanopartículas associadas (LPs-CuNPs) tiveram resultados de 72% e 63%, para S. aureus e P. aeruginosa. Valores menores foram encontrados para as LPs e CuNPs testadas isoladamente. Para LPs houve inibição de 65% e 54% e para CuNPs 22% e 14% respectivamente. Em outro estudo de Wang et al.(2020) [30] as LPs e micelas encapsulando o antibiótico platensimicina foram testadas em isolados de S. aureus resistente a Meticilina (MRSA). Os resultados mostram que a platensimicina encapsulada com as LPs e micelas foi capaz de inibir o crescimento de MRSA em concentrações inferiores a 2 µg/mL, comparável à vancomicina. Para o biofilme, as NPs inibiram a formação a 2-8 µg/mL. Além disso, a ação antimicrobiana das micelas e lipossomos foram diferentes para os testes intra e extracelular, indicando que a ação das NPs com o medicamento possa atuar de formas diferentes dependendo do seu local de atuação. 33.5 Conclusões As MNPs continuam sendo as mais amplamente utilizadas para atividade antimicrobiana, prin- cipalmente as AgNPs, pelos diversos mecanismos de ação que possui contra as bactérias MDRs. As NPs orgânicas e metálicas mostram ter um bom potencial como agentes antimicrobianos e antibiofilme a serem utilizados para tratar infecções por bactérias ESKAPEs multirresistentes. Os processos como tipo de síntese, tamanho e forma das NPs refletem diretamente nas propriedades de cada NPs, e os parâmetros podem ser ajustados para melhorar sua eficiência. Além disso, NPs conjugadas com outras NPs podem também melhorar consideravelmente suas propriedades antimicrobianas. Estudos revelam que essas propriedades podem ser diferentes para cada tipo de isolado estudado. Por fim, é importante que estudos complementares de citotoxicidade e resistência microbiana desses isolados às nanopartículas sejam mais esclarecidos. Referências [1] Nouf M Alzahrani et al. “Liposome- Encapsulated Tobramycin and IDR-1018 Pep- tide Mediated Biofilm Disruption and Enhanced Antimicrobial Activity against Pseudomonas 348
- 349. CAPÍTULO 33. APLICAÇÃODE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA RESISTENTES E FORMADORAS DE BIOFILME aeruginosa”. Em: Pharmaceutics 14.5 (2022), p. 960. [2] ANVISA. “Resistência microbiana: saiba o que é e como evitar.” Em: (2020). url: www.gov. br/anvisa. [3] “ANVISA. Avaliação dos indicadores Nacionais das Infecções Relacionadas à Assistência à Saúde (IRAS) e Resistencia Microbiana do ano de 2018. Boletim de Segurança do Paciente e Qualidade de Serviços de Saúde”. Em: 20 (2018). url: https://app.powerbi.com/view. [4] Manuela Arbune et al. “Prevalence of antibiotic resistance of ESKAPE pathogens over five years in an infectious diseases hospital from South- East of Romania”. Em: Infection and Drug Re- sistance 14 (2021), p. 2369. [5] Pedro V Baptista et al. “Nano-strategies to fight multidrug resistant bacteria—“A Battle of the Titans””. Em: Frontiers in microbiology 9 (2018), p. 1441. [6] J Manuel Bello-López et al. “Horizontal gene transfer and its association with antibiotic resis- tance in the genus Aeromonas spp.” Em: Micro- organisms 7.9 (2019), p. 363. [7] Gregor Cevc e Holger Richardsen. “Lipid vesi- cles and membrane fusion”. Em: Advanced Drug Delivery Reviews 38.3 (1999), pp. 207–232. [8] Daniel R Evans et al. “Systematic detection of horizontal gene transfer across genera among multidrug-resistant bacteria in a single hospi- tal”. Em: Elife 9 (2020), e53886. [9] Carolina Huller Farias e Fabiana Oenning da Gama. “Infecções relacionadas à assistência à saúde em pacientes internados em unidade de terapia intensiva cardiológica”. Em: Rev. epide- miol. controle infecç (2020), pp. 104–10. [10] Hans-Curt Flemming e Jost Wingender. “The bi- ofilm matrix”. Em: Nature reviews microbiology 8.9 (2010), pp. 623–633. [11] Ang Gao et al. “Overview of recent advances in liposomal nanoparticle-based cancer immu- notherapy”. Em: Acta Pharmacologica Sinica 40.9 (2019), pp. 1129–1137. [12] Wani Devita Gunardi et al. “Biofilm-producing bacteria and risk factors (gender and duration of catheterization) characterized as catheter- associated biofilm formation”. Em: International Journal of Microbiology 2021 (2021). [13] M Jamal et al. “ScienceDirect Bacterial biofilm and associated infections”. Em: J Chinese Med Assoc 81.1 (2018), pp. 7–11. [14] Suganya Kannan et al. “Liposome encapsulated surfactant abetted copper nanoparticles allevi- ates biofilm mediated virulence in pathogenic Pseudomonas aeruginosa and MRSA”. Em: Sci- entific Reports 11.1 (2021), pp. 1–19. [15] Mohd Hashim Khan, Sneha Unnikrishnan e Karthikeyan Ramalingam. “Bactericidal poten- tial of silver-tolerant bacteria derived silver nano- particles against multi drug resistant ESKAPE pathogens”. Em: Biocatalysis and Agricultural Biotechnology 18 (2019), p. 100939. [16] Shakeel Ahmad Khan, Sammia Shahid e Chun- Sing Lee. “Green synthesis of gold and silver nanoparticles using leaf extract of Cleroden- drum inerme; characterization, antimicrobial, and antioxidant activities”. Em: Biomolecules 10.6 (2020), p. 835. [17] Angel León-Buitimea et al. Facing the Upcoming of Multidrug-Resistant and Extensively Drug- Resistant Bacteria: Novel Antimicrobial Thera- pies (NATs). 2021. [18] A-P Magiorakos et al. “Multidrug-resistant, ex- tensively drug-resistant and pandrug-resistant bacteria: an international expert proposal for interim standard definitions for acquired resis- tance”. Em: Clinical microbiology and infection 18.3 (2012), pp. 268–281. 349
- 350. CAPÍTULO 33. APLICAÇÃODE NANOPARTÍCULAS CONTRA BACTÉRIAS MULTIDROGA RESISTENTES E FORMADORAS DE BIOFILME [19] Ifeanyi E Mba e Emeka I Nweze. “Nanoparticles as therapeutic options for treating multidrug- resistant bacteria: Research progress, challenges, and prospects”. Em: World Journal of Micro- biology and Biotechnology 37.6 (2021), pp. 1– 30. [20] Tamara Lopes Rocha de Oliveira et al. “Ge- netic mutations in the quinolone resistance- determining region are related to changes in the epidemiological profile of methicillin-resistant Staphylococcus aureus isolates”. Em: Journal of Global Antimicrobial Resistance 19 (2019), pp. 236–240. [21] Wojciech Pajerski et al. “Attachment efficiency of gold nanoparticles by Gram-positive and Gram-negative bacterial strains governed by sur- face charges”. Em: Journal of Nanoparticle Re- search 21.8 (2019), pp. 1–12. [22] Supakit Paosen et al. “Eucalyptus citriodora leaf extract-mediated biosynthesis of silver na- noparticles: Broad antimicrobial spectrum and mechanisms of action against hospital-acquired pathogens”. Em: Apmis 127.12 (2019), pp. 764– 778. [23] Andrei Papkou et al. “Efflux pump activity po- tentiates the evolution of antibiotic resistance across S. aureus isolates”. Em: Nature commu- nications 11.1 (2020), pp. 1–15. [24] Benjamin F Ricciardi et al. “Staphylococcus au- reus evasion of host immunity in the setting of prosthetic joint infection: biofilm and beyond”. Em: Current reviews in musculoskeletal medi- cine 11.3 (2018), pp. 389–400. [25] Bilquis Romana et al. “A liposome-micelle- hybrid (LMH) oral delivery system for poorly water-soluble drugs: Enhancing solubilisation and intestinal transport”. Em: European Jour- nal of Pharmaceutics and Biopharmaceutics 154 (2020), pp. 338–347. [26] Kendra P Rumbaugh e Karin Sauer. “Biofilm dispersion”. Em: Nature Reviews Microbiology 18.10 (2020), pp. 571–586. [27] Salem S Salem et al. “Green biosynthesis of se- lenium nanoparticles using orange peel waste: Characterization, antibacterial and antibiofilm activities against multidrug-resistant bacteria”. Em: Life 12.6 (2022), p. 893. [28] Vishvanath Tiwari et al. “Mechanism of anti- bacterial activity of zinc oxide nanoparticle against carbapenem-resistant Acinetobacter bau- mannii”. Em: Frontiers in microbiology 9 (2018), p. 1218. [29] Saritha Valsalam et al. “Biosynthesis of sil- ver and gold nanoparticles using Musa acumi- nata colla flower and its pharmaceutical activity against bacteria and anticancer efficacy”. Em: Journal of Photochemistry and Photobiology B: Biology 201 (2019), p. 111670. [30] Zhe Wang et al. “Platensimycin-encapsulated liposomes or micelles as biosafe nanoantibiotics exhibited strong antibacterial activities against methicillin-resistant Staphylococcus aureus in- fection in mice”. Em: Molecular Pharmaceutics 17.7 (2020), pp. 2451–2462. [31] “World Health Organization Global priority list of antibiotic-resistant bacteria to guide research, discovery, and development of new antibiotics.” Em: (2017). url: www.who.int/medicines. [32] Habib Zeighami et al. “Virulence characteristics of multidrug resistant biofilm forming Acineto- bacter baumannii isolated from intensive care unit patients”. Em: BMC infectious diseases 19.1 (2019), pp. 1–9. 350
- 351. VI SISTEMAS DE LIBERAÇÃODE MEDICAMENTOS
- 352. 34 A CINZADA CASCA DO ARROZ COMO FONTE ALTERNATIVA DE SÍLICA PARA PRODUÇÃO DE SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE MEDICAMENTOS – UMA REVISÃO E NOVAS PERSPECTIVAS Paulo V. B. Bonjour Nascimento.1 , UERJ2 , ORCID 0000-0002-0611-010X; Ana Maria Furtado de Sousa, UERJ2 , ORCID 0000-0002-4161-3482; Cristina Russi Guimarães Furtado, UERJ2 , ORCID 0000-0003-4421-2630 ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.595237 Como citar NASCIMENTO, P. V. B.; de SOUSÁ, A. M. F.; FURTADO, C. R. G. A CINZA DA CASCA DO ARROZ COMO FONTE ALTERNATIVA DE SÍLICA PARA PRODUÇÃO DE SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE MEDICAMENTOS – UMA REVISÃO E NOVAS PERSPECTIVAS. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 359-349. Tópicos 34.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 353 34.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 354 34.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 355 34.3.1 Processos de extração da sílica e preparo do aerogel . . . . . . . . . . . . . . . . . 355 34.3.2 Carregamento e liberação de medicamentos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 357 34.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 358 34.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 358 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 359 Resumo A cinza da casca do arroz (CCA) é um resíduo gerado a partir da queima da casca, obtida após o beneficiamento do arroz, para geração de energia, podendo conter cerca de 80 – 98% p/p sílica amorfa em 1 Email: bonjour.engqui@gmail.com 2 Universidade do Estado do Rio de Janeiro
- 353. CAPÍTULO 34. ACINZA DA CASCA DO ARROZ COMO FONTE ALTERNATIVA DE SÍLICA PARA PRODUÇÃO DE SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE MEDICAMENTOS – UMA REVISÃO E NOVAS PERSPECTIVAS função das condições de queima. A obtenção de sílica pode ser realizada por diversos processos, contudo, por ser extraída a partir de um resíduo industrial, com fonte de matéria-prima renovável, faz com que o processo se torne economicamente e ecologicamente viável. A sílica amorfa vem sendo aplicada em diversas áreas da ciência e da tecnologia, porém, devido suas características físico-químicas, biocompatibilidade e inércia química, trabalhos vêm sendo realizados com a utilização da sílica como veículos de transporte de medicamentos. Os sistemas de liberação têm como objetivo controlar a taxa e o tempo de liberação bem como a localização de onde deve-se ter a ação do medicamento, aumentando, assim, a eficiência e a segurança do tratamento terapêutico, com a redução da dosagem e dos efeitos colaterais, respectivamente. Os sistemas são preparados com o carregamento das moléculas bio-ativas no sistema e são analisados através de diversas técnicas analíticas. Nesta revisão, foi feito o levantamento de publicações voltadas para a produção e caracterização de partículas de sílica com o objetivo de obter suporte para medicamentos. Após a análise de quinze artigos, concluiu-se que os medicamentos possuem capacidade de serem adsorvidos em materiais amorfos ou em dispersões. As soluções coloidais contendo sílica, mais precisamente aerogel, são o meio mais amplamente empregado, pois apresentam requisitos para um sistema de liberação de medicamentos eficiente, como baixa densidade, alta porosidade e grande área específica, resultando em alta capacidade de adsorção e controle de liberação da droga, bem como, maior eficiência na interação entre o fluido biológico e a matriz polimérica. O ibuprofeno foi utilizado como droga modelo para realização dos estudos de eficiência do carregamento e liberação dos dispositivos. Os estudos foram realizados exclusivamente em escala laboratorial. Palavras-chave: Cinza da casca de arroz, Sílica, Sistema de liberação de medicamentos, Soluções coloidais, Aerogel. 34.1 Introdução Anualmente, a indústria de alimentos se depara com uma quantidade abundante de resíduos, sendo necessário um alto custo para realizar o descarte desses materiais devido aos problemas ambientais que podem causar. A cinza da casca do arroz (CCA) é um resíduo gerado a partir da queima da casca, obtida após o beneficiamento do arroz, para geração de energia, podendo conter cerca de 80 – 98% p/p sílica amorfa em função das condições de queima [12]. Um dos requisitos para a utilização de sílica biogênica como veículo de transporte de medicamentos é a alta pureza, que pode atingir 99.7% em massa [1]. Antes do processo de extração, faz-se necessário uma caracterização da matéria-prima já que a possibilidade da presença de metais leva à diminuição da pureza e qualidade da sílica extraída. Confirmada a presença, pode-se realizar um tratamento ácido para remoção desses metais [2]. A produção de sílica pode ser realizada por diversos processos, contudo, quando extraída a partir de um resíduo industrial, com fonte de matéria-prima renovável, o processo se torna mais interessante economicamente e ecologicamente. O processo de extração da sílica, realizado através da lixiviação alcalina, tem como produto uma solução de silicato de sódio alcalina e como subproduto um material carbonáceo que posteriormente pode ser utilizado para geração de carvão ativado [7]. A obtenção da solução de silicato de sódio pode levar a diversas aplicações a depender do módulo de sílica gerado. Uma dessas aplicações é na formação de aerogel ou sol-gel, para a formação de sistemas de 353
- 354. CAPÍTULO 34. ACINZA DA CASCA DO ARROZ COMO FONTE ALTERNATIVA DE SÍLICA PARA PRODUÇÃO DE SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE MEDICAMENTOS – UMA REVISÃO E NOVAS PERSPECTIVAS liberação de medicamentos. Tais dispersões coloidais possuem alta capacidade de adsorção devido as suas propriedades como baixa densidade, alta porosidade e grande área específica proporcionando um sistema de liberação de medicamentos eficiente [14]. Contudo, cabe analisar a estrutura das dispersões para determinar a afinidade das drogas com o aerogel, o que influenciará na adsorção e dessorção do medicamento no organismo. Além disso, deve-se atentar para a estabilidade do sistema, pois a degradação do coloide o torna tóxico, podendo resultar em reações adversas devido a elevada concentração de silício no organismo [9]. A Figura 34.1 apresenta as áreas em que o aerogel pode ser aplicado, bem como suas características. Figura 34.1 – Aplicações do Aerogel (Adaptado de Zheng et al.). Jabbari-Gargari et al. (2021) [5] reportaram a modificação da estrutura do aerogel com ácido carboxílico indicando um beneficiamento no carregamento da droga no novo sistema, e maior capacidade de ajuste da dissolução da droga. As propriedades químicas como pH, força iônica, temperatura e presença de surfactantes do meio em que o sistema está sendo preparado influenciam diretamente na determinação da dissolução dos medicamentos e hidratação do aerogel. O objetivo do presente trabalho é demonstrar a viabilidade da utilização da cinza da casca do arroz como fonte de sílica biogênica para preparo de sistemas de transporte de medicamentos através de uma análise crítica dos trabalhos que vêm sendo desenvolvidos ao longo do tempo, além de realizar uma discussão crítica para contribuições futuras. 34.2 Materiais e métodos Pesquisa feita na base de dados Scopus com as palavras-chave “Rice Husk Ash” e “Drug Delivery” aplicado no título e resumo, no período compreendido entre 2012-2022 resultou na seleção de quinze artigos voltados para a utilização da CCA como fonte de sílica amorfa para formação de sistemas de liberação de medicamentos. Através da leitura buscou-se verificar as metodologias utilizadas no processo de extração da sílica e preparo das soluções coloidais, bem como os processos de carregamento e liberação de medicamentos e caracterização dos sistemas obtidos. 354
- 355. CAPÍTULO 34. ACINZA DA CASCA DO ARROZ COMO FONTE ALTERNATIVA DE SÍLICA PARA PRODUÇÃO DE SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE MEDICAMENTOS – UMA REVISÃO E NOVAS PERSPECTIVAS 34.3 Resultados 34.3.1 Processos de extração da sílica e preparo do aerogel O processo de extração da sílica pode ser realizado através do tratamento térmico e do tratamento químico. A desvantagem de se realizar o tratamento térmico recai sobre os custos do processo devido à necessidade de se empregar grande quantidade de energia por um período prolongado de tempo e da obtenção de sílica de baixa qualidade [7]. Via tratamento químico, o processo mais difundido na atualidade é a lixiviação alcalina, resultando em uma solução de silicato de sódio alcalina. Neste processo, uma solução de hidróxido de sódio (NaOH) é adicionada à cinza em um sistema de refluxo com agitação constante por um período de no mínimo 1h e com temperatura de reação em torno de 100 °C [7]. Já o preparo do aerogel, é comumente realizado através do método sol-gel a baixas temperaturas [8]. Patel, Shettigar e Misra (2017) [7] reportaram uma metodologia partindo de um pré-tratamento utilizando diversos ácidos com concentrações variadas. Já o processo de extração alcalina foi realizado com NaOH com concentrações de 2,0; 2,5 e 3,0 N. Rajanna, Kumar, Vinjamur (2015) [10] utilizaram as metodologias usuais para produção da solução de silicato. Todavia, no processo de preparo do aerogel de micropartículas de sílica utilizaram a técnica combinada de preparo do sol-gel com emulsificação. Primeiramente, foi gerada uma solução contendo óleo mineral (querosene) e uma mistura com dois surfactantes comerciais, Span™80 e Tween®80. A solução de silicato de sódio foi adicionada gota a gota sob agitação. A segunda etapa consistiu da adição de uma solução de HCl 1N até que fosse atingido o pH de 7,0. O processo foi mantido sob agitação por um período de 1h e deixado em repouso por 1h para a formação e decantação das partículas. O gel formado foi tratado com diferentes concentrações e período de tempo com uma solução de etanol/água para remoção das moléculas de água das partículas e posteriormente seco utilizando dióxido de carbono supercrítico para que os poros não colapsassem e a rede cristalina não fosse conturbada, permitindo, assim, a conservação da estrutura original das partículas de sílica no gel. Posteriormente, a mesma técnica foi reproduzida, contudo, com a utilização de hidróxido de amônio na segunda etapa. A Figura 34.2 representa as etapas do processo de formação do aerogel. Figura 34.2 – Preparo do aerogel com micropartículas de sílica (Adaptado de Rajanna et al.). Suttiruengwong, Pivsa-Art e Chareonpanich (2018) [13] realizaram o preparo de sílica hidrofílica e hidrofóbica, utilizando o glicerol em excesso como agente extrator da sílica, que foi misturado a 200°C por um período de 2h. Após a remoção do glicerol, foi realizada a hidrólise com água deionizada em diversos períodos de tempo com posterior lavagem com água destilada e secagem. A modificação da sílica para obtenção de sua 355
- 356. CAPÍTULO 34. ACINZA DA CASCA DO ARROZ COMO FONTE ALTERNATIVA DE SÍLICA PARA PRODUÇÃO DE SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE MEDICAMENTOS – UMA REVISÃO E NOVAS PERSPECTIVAS forma hidrofóbica foi feita em uma solução de água/etanol com a utilização do reagente trimetilmetoxisilano (TMMS). A utilização de agente diretor de estrutura, Pluronic®123, em conjunto com um expansor de micelas, 1,3,5- trimetilbenzeno (TMB) também foi reportado no preparo do aerogel [4]. A mistura dos reagentes com a solução de silicato foi feita até a completa homogeneização e posteriormente o pH foi ajustado com HCl. A temperatura foi mantida constante e o meio agitado durante 20h. A solução foi aquecida até 100 °C e deixada em repouso por 48h. Por fim, foi realizada a centrifugação e calcinação. No estudo de liberação, o sistema formado foi misturado com surfactantes e mantido em repouso a 37 °C por uma semana. Em determinados intervalos de tempo, o sobrenadante formado foi diluído em acetonitrila para preparação da fase móvel passando pelo processo de filtração e possibilitando a análise por HPLC. Diferenciando-se das metodologias convencionais, Liang e Zhang (2020) [6] realizaram um processo de extração utilizando uma mistura de soluções alcalinas e posterior emprego de uma solução de ácido 2-acrilamido-2-metilpropano sulfônico (AMPS), como agente de dispersão e precipitação. Neste processo, a solução alcalina contendo 20% de carbonato de sódio foi adicionada à cinza da casca e arroz e mantida sob agitação por 2,5h a temperatura de 95 °C. Decorrido o tempo de reação, a solução foi filtrada e, ao filtrado foi adicionada a solução de AMPS, com concentração ótima de 25% em massa, a uma vazão de 0,05 mL/s a 40 °C. A solução foi deixada em repouso por 3h até a formação do gel que sofreu ajuste do pH com lavagem com água deionizada e posteriormente foi feita uma filtração para recuperação da solução de AMPS. A Figura 34.3 mostra o diagrama de blocos do processo de formação do aerogel proposto por Liang e Zhang (2020) [6]. Figura 34.3 – Diagrama de blocos do processo de extração de sílica (adaptado de Liang e Zhang (2020)). Outros métodos químicos para obtenção da sílica foram realizados utilizando tolueno/etanol, NaClO2, ácidos orgânicos e líquidos iônicos, bem como a utilização de micro-ondas para a produção do gel [7]. 356
- 357. CAPÍTULO 34. ACINZA DA CASCA DO ARROZ COMO FONTE ALTERNATIVA DE SÍLICA PARA PRODUÇÃO DE SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE MEDICAMENTOS – UMA REVISÃO E NOVAS PERSPECTIVAS 34.3.2 Carregamento e liberação de medicamentos Os processos de impregnação de medicamentos no aerogel podem ser realizados através de quatro estratégias que são diferenciadas pelas etapas de carregamento. Cada estratégia é recomendada pelas caracte- rísticas e interação do sistema droga-aerogel. Primeiramente, temos a adição do medicamento diretamente na solução coloidal. Segundo, devido a solubilidade da droga no solvente, a molécula bioativa é adicionada no aerogel já formado seguido da remoção do solvente. A terceira metodologia é realizada com a adição da droga durante o processo de secagem. Por fim, tem-se a utilização de CO2 supercrítico [3]. A Figura 34.4 mostra as etapas para impregnação das moléculas biologicamente ativas por diferentes estratégias. Figura 34.4 – Metodologias de carregamento de drogas em sistemas de liberação de medicamentos (adaptado de García-González et al. (2021) [3]. Já o mecanismo de liberação segue as etapas de dissolução da droga e transporte da molécula do sistema para o meio. Os mecanismos sofrem ação da hidratação do sistema, hidrofílico ou hidrofóbico, interação molécula-aerogel e transferência de massa do sistema de liberação de medicamento para o meio de dissolução [3]. A dissolução do ibuprofeno com a utilização de CO2 em condições supercríticas apresentou bons resultados. Neste processo, o gás foi pré-aquecido e pressurizado antes da alimentação em uma autoclave, já alimentada com os reagentes, que foi mantida sob agitação por 48h para garantir que o equilíbrio fosse obtido. A quantidade de material adsorvido foi determinada tanto por diferença de massas, antes e após o carregamento, quanto por espectrometria no UV-VIS [13]. A liberação do ibuprofeno neste processo foi realizado em meio ácido contendo HCl concentrado a temperatura de 37 °C, sob agitação. A análise foi realizada, após a filtração do meio, por espectrofotometria no UV-Vis. Rajanna, Kumar, Vinjamur (2015) [10] realizaram o carregamento do ibuprofeno no aerogel através da pressurização com CO2, por 24h para se atingir o equilíbrio de adsorção. A cinética de liberação foi realizada em meio ácido e a dissolução da droga foi feita com a adição de dodecil sulfato de sódio. As alíquotas do sobrenadante formado foram retiradas e analisadas por espectroscopia no UV-Vis, em tempos pré-determinados. 357
- 358. CAPÍTULO 34. ACINZA DA CASCA DO ARROZ COMO FONTE ALTERNATIVA DE SÍLICA PARA PRODUÇÃO DE SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE MEDICAMENTOS – UMA REVISÃO E NOVAS PERSPECTIVAS Iqbal et al. (2018) [4] realizaram o carregamento do a-mangostin, um metabólito natural da classe de polifenóis, xantonas, diluído em etanol e misturado no aerogel. A mistura, foi agitada a 35 °C e seca a 100 °C por 24h. 34.4 Análise e discussão O processo de extração da sílica via rota química foi realizado em todos os processos citados, contudo, os reagentes utilizados foram modificados, demonstrando a viabilidade de se extrair a sílica de diferentes formas e em condições operacionais semelhantes. Através da lixiviação alcalina foi possível obter a solução de silicato com aproximadamente 90% em massa de sílica com a utilização de NaOH na concentração de 2.5N [7]. Com a utilização do glicerol seguida de hidrólise, as características do poro mudaram com o aumento de tempo de reação até 48h. O trimetilmetoxisilano (TMMS) fez com que a solução mudasse de hidrofílica para hidrofóbica [13]. A presença de um anel aromático e de uma cadeia carbônica hidrofóbica favorece a adsorção na superfície, e sua cinética de reação foi caracterizada como de primeira ordem. A modificação na superfície do gel tratado com TMMS fez com que o poder de adsorção diminuísse. A liberação da droga no meio ácido foi pequena em relação ao gel não tratado, o que demonstrou uma maior estabilidade devida ao seu caráter hidrofóbico [13]. Apesar da pequena quantidade de ibuprofeno adsorvido pelo gel modificado com TMMS, seu mecanismo de liberação foi lento, o que favorece o controle. Iqbal et al. (2018) [4] realizaram a confirmação do carregamento do aerogel pela coexistência de bandas da sílica e a-mangostin na análise de Espectroscopia no Infravermelho por Transformada de Fourier (FTIR). A Análise Termogravimétrica (TGA) permitiu verificar que o aerogel foi capaz de imobilizar a droga. Na realização do teste in vitro, nos primeiros 15 min, houve um pico de liberação da molécula de aproximadamente 47% do total carregado com estabilização da liberação no decorrer do tempo. A presença de poros grandes permitiu que 80% do ibuprofeno carregado fossem liberado nos primeiros 15 min devido a alta difusividade do ibuprofeno e rápida penetração do meio [10]. A formação do gel foi realizada com metodologias diferentes. A produção do coloide com a utilização de AMPS demonstrou vantagens quanto aos processos usuais quando comparados à pureza da sílica obtida, área específica e uniformidade das partículas [6]. A concentração da sílica no aerogel influencia a biocompatibilidade do sistema de transporte de medicamentos. Sistemas mais eficientes são formados com concentração de 0,16% de sílica no aerogel. A medida de eficiência foi realizada in vitro com o emprego de fluido corporal simulado, tris-hidroxymetil-aminometano, e célula de fibroblasto humano [11]. 34.5 Conclusões Nos trabalhos realizados, as soluções coloidais obtidas tendo a CCA como fonte de sílica apresentaram resultados promissores, indicando que o CCA tem potencial para produção de veículos de distribuição de 358
- 359. CAPÍTULO 34. ACINZA DA CASCA DO ARROZ COMO FONTE ALTERNATIVA DE SÍLICA PARA PRODUÇÃO DE SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE MEDICAMENTOS – UMA REVISÃO E NOVAS PERSPECTIVAS medicamentos. Novos agentes de extração e novas condições de reação vêm sendo estudadas visando obter uma rota de extração de sílica mais econômica e com tempos de reação mais reduzidos. A estrutura cristalina e as características dos poros sofrem influência do modo como a solução coloidal é preparada. E, como a estrutura cristalina determina a afinidade do gel pela molécula, condições ideais de temperatura, grau de agitação e tempo de reação, agentes dispersivos e outros reagentes para geração do sistema de liberação de medicamentos devem ser buscadas. Diferenciando-se dos trabalhos já realizados, e buscando-se uma maior eficiência e controle do tratamento terapêutico, os estudos devem, além da formação dos sistemas, se aprofundarem no estudo termodinâmico e cinético, modelando os mecanismos de adsorção e dessorção para cada classe de molécula, e determinando os parâmetros de síntese. A presença do grupo silinol no aerogel permite que drogas que contenham grupos capazes de realizar ligação de hidrogênio se adsorvam quimicamente, seguida da fisissorção em múltiplas camadas. A presença dessas múltiplas camadas faz com que haja um desprendimento rápido da droga, o que favorece o tratamento terapêutico no qual seja necessária ação rápida do medicamento. A utilização de diferentes drogas para estudo de sistemas de liberação de medicamentos é restrita, tendo pouca variabilidade nos estudos. O ibuprofeno foi a molécula encontrada como modelo na maioria dos trabalhos encontrados na literatura. Outras moléculas da mesma classe devem ser estudadas para que se possam extrapolar os modelos termodinâmicos e cinéticos para toda a classe. O mesmo deve ser expandido para outras classes de drogas. Para análises in vitro, devem-se buscar condições de temperatura e acidez próximas do local onde o medicamento deva agir. Além disso, o estudo possibilitará a aplicação dos sistemas em tratamentos transdermais, transpulmonares com administração local, oral e nasal. Por fim, o aprofundamento dos estudos permitirá que os testes sofram scale up até que alcancem os padrões necessários para serem aplicados em escala industrial. Agradecimentos Os autores agradecem a Universidade do Estado do Rio de Janeiro pelo apoio ao desenvolvimento da pesquisa . Referências [1] Hossein Beidaghy Dizaji et al. “Generation of high quality biogenic silica by combustion of rice husk and rice straw combined with pre-and post- treatment strategies—A review”. Em: Applied Sciences 9.6 (2019), p. 1083. [2] Pei Chen et al. “Removal of metal impurities in rice husk and characterization of rice husk ash under simplified acid pretreatment process”. Em: Environmental Progress & Sustainable Energy 36.3 (2017), pp. 830–837. [3] Carlos A. García-González et al. “Aerogels in drug delivery: From design to application”. Em: Journal of Controlled Release 332 (2021), pp. 40– 63. issn: 0168-3659. doi: https://doi.org/10. 1016/j.jconrel.2021.02.012. url: https:// 359
- 360. CAPÍTULO 34. ACINZA DA CASCA DO ARROZ COMO FONTE ALTERNATIVA DE SÍLICA PARA PRODUÇÃO DE SISTEMAS DE LIBERAÇÃO DE MEDICAMENTOS – UMA REVISÃO E NOVAS PERSPECTIVAS www.sciencedirect.com/science/article/ pii/S0168365921000754. [4] Anwar Iqbal et al. “Synthesis and characteri- sation of rice husk ash silica drug carrier for α-mangostin”. Em: Journal of Physical Science 29.3 (2018), pp. 95–107. [5] Asieh Jabbari-Gargari et al. “Carboxylic acid decorated silica aerogel nanostructure as drug delivery carrier”. Em: Microporous and Meso- porous Materials 323 (2021), p. 111220. issn: 1387-1811. doi: https://doi.org/10.1016/j. micromeso.2021.111220. url: https://www. sciencedirect.com/science/article/pii/ S1387181121003462. [6] Guanqiao Liang e Long Zhang. “An improved process for the preparation of high-quality bio- silica microparticles from rice husk ash”. Em: Waste and Biomass Valorization 11.5 (2020), pp. 2227–2233. [7] Khushbu G Patel, Rakshith R Shettigar e Ni- rendra M Misra. “Recent advance in silica pro- duction technologies from agricultural waste stream”. Em: Journal of Advanced Agricultu- ral Technologies 4.3 (2017). [8] S Prabha et al. “Plant-derived silica nanopar- ticles and composites for biosensors, bioima- ging, drug delivery and supercapacitors: a re- view”. Em: Environmental chemistry letters 19.2 (2021), pp. 1667–1691. [9] Suresh Kumar Rajanna, Madhu Vinjamur e Ma- mata Mukhopadhyay. “Robust Silica Aerogel Microspheres from Rice Husk Ash to Enhance the Dissolution Rate of Poorly Water-Soluble Drugs”. Em: Chemical Engineering Communi- cations 204 (2017), pp. 249–253. [10] Suresh Kumar Rajanna et al. “Silica aerogel microparticles from rice husk ash for drug deli- very”. Em: Industrial & Engineering Chemistry Research 54.3 (2015), pp. 949–956. [11] Nor Suriani Sani et al. “Effect of mass concentra- tion on bioactivity and cell viability of calcined silica aerogel synthesized from rice husk ash as silica source.” Em: Journal of Sol-Gel Science and Technology 82 (2017), pp. 120–132. [12] Mostafa Shahnani et al. “Silica microspheres from rice husk: A good opportunity for chro- matography stationary phase”. Em: Industrial Crops and Products 121 (2018), pp. 236–240. [13] Supakij Suttiruengwong, Sommai Pivsa-Art e Metta Chareonpanich. “Hydrophilic and Hy- drophobic Mesoporous Silica Derived from Rice Husk Ash as a Potential Drug Carrier”. Em: Ma- terials 11.7 (jul. de 2018), p. 1142. issn: 1996- 1944. doi: 10.3390/ma11071142. url: http: //dx.doi.org/10.3390/ma11071142. [14] Longpo Zheng et al. “Engineering of aerogel- based biomaterials for biomedical applications”. Em: International Journal of Nanomedicine 15 (2020), p. 2363. 360
- 361. 35 LIPOSSOMAS COMOCARREADORES DE FÁRMA- COS Hévellin Talita Sousa Lins1 , UFPE2 , ORCID 0000-0001-5431-9525; Tainara Fernandes Dantas, UFPE2 , ORCID 0000-0001-9623-5135; Rafael Artur de Queiroz Cavalcanti de Sá, UFPE2 , ORCID 0000-0002-0313-1482; Carina Lucena Mendes Marques, CETENE3 , ORCID 0000-0002-3111-7063; Maria Betânia Melo de Oliveira, UFPE2 , ORCID 0000-0001-5188-3243. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598399 Como citar LINS, H. T. S.; DANTAS, T. F.; de SÁ R. A. de Q. C.; MARQUES, C. L. M.; de OLIVEIRA;, M. B. M. LIPOSSOMAS COMO CARREADORES DE FÁRMACOS. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 360-365. Tópicos 35.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 362 35.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 363 35.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 363 35.4 Discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 363 35.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 365 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 365 RESUMO A nanobiotecnologia vem evoluindo nos últimos anos e, cada vez mais, observa-se sua utilização em diversas áreas. Na Farmacologia, seu uso dá-se como nanocarreadores no transporte de vacinas, fármacos, genes, enzimas e proteínas, além da fabricação de cosméticos. Várias bioestruturas podem ser utilizadas como nanocarreadores, dentre elas: as nanopartículas lipídicas sólidas, os dendrímeros, as miscelas e os lipossomas. Dentre os biomateriais utilizados para encapsular fármacos, temos os lipossomas, que são vesículas formadas 1 Email: hevellin.slins@ufpe.br 2 Universidade Federal de Pernambuco 3 Centro de Tecnologia Estratégicas do Nordeste
- 362. CAPÍTULO 35. LIPOSSOMASCOMO CARREADORES DE FÁRMACOS por uma ou mais bicamadas fosfolipídicas, orientadas concentricamente em volta de um compartimento aquoso, permitindo que substâncias hidrofílicas e/ou lipofílicas sejam carregados. Este trabalho corresponde a uma revisão literária do tipo qualitativa. Para isso, foram realizadas buscas em bases de dados científicos como: PubMed e Science Direct. Os critérios de inclusão foram artigos publicados de 2007 a 2021 na língua inglesa e portuguesa, utilizando os seguintes descritores: Nanocarriers. Lipossomes. Drug delivery. Foram analisados 10 artigos que incluíam a temática. Os resultados revelaram que os nanocarreadores são nanoestruturas desenvolvidas com o intuito de proporcionar uma entrega mais eficiente de drogas em seus sítios ativos, permitindo que seja realizada uma interação biomolecular eficaz e mais direcionada, diminuindo efeitos colaterais causados durante tratamentos. Os lipossomas são nanocarreadores formados por uma ou mais bicamada fosfolipídica concêntrica, com um compartimento aquoso no centro, permitindo o transporte de fármacos hidrofílicos e/ou lipofílicos, onde os hidrofílicos ficam encapsulados no compartimento aquoso e os lipofílicos encontram-se inseridos ou adsorvidos na membrana. A inclusão de fármacos na nanoestrutura das vesículas melhora a solubilização de seus compostos ativos em solução e protege contra sua degradação química e biológica. Desta forma os lipossomas conseguem melhorar o desempenho das drogas encapsuladas, reduzem seus efeitos colaterais e toxicidade e aumentam, assim, a sua liberação de forma controlada in vitro e in vivo. A evolução das pesquisas científicas no ramo da nanobiotecnologia contribuíram para o surgimento e aprimoramento de nanocarreadores de fármacos, dentre estes os lipossomas correspondem a um alternativa que vem sendo aprimorada para aumentar sua estabilidade e melhorar sua interação com fluidos corporais, tornando-os mais eficientes e utilizáveis na liberação controlada de drogas. Palavras-chave: Nanocarriers, Nanoparticles, Drug delivery. 35.1 Introdução A Nanobiotecnologia vem contribuindo com vários avanços nas áreas de tecnologia nos últimos anos, estando envolvida em várias áreas distintas da ciência e tecnologia, e principalmente na medicina [3]. Dentre esses avanços, um dos mais importantes e muito empregados, é a utilização de nanocarreadores, que exercem a função de carregar e entregar fármacos, tornando sua administração mais eficiente, além de servirem como ferramenta de diagnóstico [7]. Esses nanomateriais são avaliados quanto à sua segurança, eficiência, toxicidade, biodisponibilidade, estabilidade, capacidade de evasão do sistema imune e direcionamento de localização específico. Existem vários tipos de nanocarradores, dentre eles podem ser citados as micelas, hidrogéis, nanopartículas magnéticas, dendrímeros, nanopartículas lipídicas sólidas e os lipossomas [15]. Os lipossomas são moléculas de transporte muito conhecidas na nanobiotecnologia. Eles apresentam facilidade de fabricação que possibilita controlar seu tamanho, possuem revestimento furtivo que permite uma maior duração na corrente sanguínea, sendo normalmente formados por derivados naturais de fosfolipídeos que reproduzem as propriedades das membranas biológicas [9]. Lipossomas podem apresentar tamanhos que variam entre 100 a 500 nm, chegando até alguns micrômetros, fabricados por meio da automontagem de fosfolipídeos e formados por um grupo de cabeça de fosfato polar e caudas lipídicas hidrofóbicas. Diante disso, a síntese dos lipossomas ocorre quando eles são expostos a um ambiente aquoso onde as caudas hidrofóbicas se auto-orientam, resultando em uma formação esférica, disposta de um meio aquoso interno [2]. Diante da composição molecular das vesículas dos lipossomas 362
- 363. CAPÍTULO 35. LIPOSSOMASCOMO CARREADORES DE FÁRMACOS eles tornam-se mecanismos de entrega de fármaco de liberação controlada promissora, principalmente por conseguirem encapsular moléculas hidrofílicas e hidrofóbicas, já sendo utilizados no carreamento de drogas antineoplásicas, antimicrobianas, antiparasitárias, hormonais, proteicas e ácidos nucleico [11]. 35.2 Materiais e métodos Foi realizada uma revisão da literatura, de abordagem qualitativa, a qual busca fornecer sínteses da produção científica anteriormente publicadas sobre o tema abordado, permitindo a descrição e geração de novos conhecimentos, pautados nos resultados encontrados. A pesquisa foi elaborada através de algumas etapas, sendo a primeira, a formulação do problema (temática a ser estudada), seguida da coleta de dados, análise, interpretação e apresentação dos resultados. Levando em consideração o objetivo do estudo, a coleta de dados foi realizada através de buscas executadas em duas bases de dados, PubMed e Science Direct. Foram utilizadas para a busca os seguintes descritores Nanocarriers. Nanoparticles. Drug delivery, unidas pelo boleano and no momento das buscas. Foram incluídos estudos publicados entre os anos de 2007-2021, língua inglesa e portuguesa, que abordassem a temática. Foram excluídos os estudos que não se enquadrassem na temática escolhida, nos idiomas citados e que não estivessem dentro do período de tempo estipulado. Além disso, foram excluídos os estudos que fossem contrários aos critérios de inclusão como também os que foram duplicados; estudos que não estivessem completos; e estudos que não apresentavam viável descrição metodológica. Em seguida, os artigos selecionados foram lidos por inteiro, sendo incluídos os artigos científicos que abordaram o tema tratado no presente estudo. Os processos relacionados às buscas nas bases de dados foram exibidos em formato de fluxograma na seção resultados. 35.3 Resultados As buscas nas bases de dados resultaram em 234 estudos (Figura 35.1), e após as etapas de seleção dos estudos, foram incluídos 10 artigos que abordaram a importância dos lipossomas como carreadores de fármacos. 35.4 Discussão Os lipossomos são vesículas que podem ser unilamelares ou multilamelares, dependendo da forma como são produzidas. Essas vesículas possuem uma bicamada de fosfolipídeos com um compartimento aquoso no centro, são capazes de carregar moléculas lipofílicas e hidrofílicas. Também podem ser revestidos de moléculas poliméricas que contribuem para a estabilidade, maior período de meia-vida no sangue com uma liberação mais sustentada de fármaco [7]. Essas nanoestruturas são moléculas que possuem uma versatilidade estrutural muito grande (tamanho, composição, carga de superfície, fluidez de membrana e etc), e devido a isso, tornaram-se potentes carreadores para vários tipos de terapias, acrescentando maior eficácia e diminuindo toxicidade [4]. Além disto a liberação de um fármaco pelos lipossomas depende de alguns fatores biológicos como, pH, gradiente osmótico e ambiente circulante ao redor. Destaca-se, também, que um tempo maior na 363
- 364. CAPÍTULO 35. LIPOSSOMASCOMO CARREADORES DE FÁRMACOS Figura 35.1 – Fluxograma da seleção dos artigos incluídos nesta revisão. circulação promove um aumento na sua concentração mas diminuição em quantidade. Além disso, as interações lipossomais com as células podem ocorrer por meio de transferência de lipídeos, adsorção, endocitose e fusão [14]. Diante disto, uma vez dentro do lipossoma o fármaco torna-se protegido contra eventos fisiológicos como degradação, inativação imunológica e química, depuração plasmática, tornando a meia-vida do fármaco mais longa [5]. Já a fluidez da membrana dos lipossomas facilita o cruzamento das bicamadas pelas moléculas farmacológicas, influenciando a taxa de liberação controlada de fármaco pela nanoestrutura [10]. Além de transportarem moléculas lipofílicas e hidrofílicas, também são capazes de transportar com sucesso pequenas moléculas, proteínas e ácidos nucléicos. Sendo consideradas plataformas de nanomedicina que possuem sucesso desde o conceito a aplicação [13]. Já em relação a utilização de lipossomos em terapia contra o câncer, esses nanomateriais possuem biocompatibilidade e perfis quase biologicamente inexistentes para a maioria dos pacientes, não causam reação antigênica ou tóxica na maioria dos casos, porém a injeção de drogas lipossomais pode causar reações de hipersensibilidade com ativação do sistema complemento. Também apresentam a vantagens de poderem ter suas características físico-químicas modificadas de forma mais simples, otimizando esse processo [12]. Outrossim, os lipossomas podem ser naturais ou sintéticos, porém os que são compostos por lipídeos naturais são vistos como pouco imunogênicos, possuem baixa toxicidade e são biologicamente inativos. Esses nanocarreadores lipossomais também são amplamente utilizados no combate ao câncer, pois conseguem prolongar o tempo de retenção da droga aprisionada nas células cancerígenas [1]. Já em tratamentos de tuberculose, por exemplo, os lipossomas são utilizados também pela alta capacidade de direcionamento aos tecidos pulmonares, aumentando a resposta terapêutica. Eles tem sido utilizados principalmente como carreadores de drogas antimicrobianas para os tecidos pulmonares afetados, ganhando destaque por serem absorvidos rapidamente pelos macrófagos que é normalmente M. tuberculosis reside [6]. Além disso, os lipossomas também são objetos de estudos para entrega de fármacos que produzem um melhoramento da imagem de métodos de diagnóstico, como por exemplo na ressonância magnética, permitindo monitoramento e avaliação em tempo real de assinaturas biológicas que podem levar a melhora do 364
- 365. CAPÍTULO 35. LIPOSSOMASCOMO CARREADORES DE FÁRMACOS tratamento e personalização do mesmo [8]. 35.5 Conclusões A evolução das pesquisas científicas no ramo da nanobiotecnologia contribuíram para o surgimento e aprimoramento de nanocarreadores de fármacos, dentre estes os lipossomas correspondem a uma alternativa que vem sendo aprimorada para aumentar sua estabilidade e melhorar sua interação com fluidos corporais, tornando-os mais eficientes e utilizáveis na entrega controlada de drogas. Agradecimentos Nossos agradecimentos ao programa de Pós Graduação em Ciências Biológicas (PPGCB), Universidade Federal de Pernambuco (UFPE), e ao órgão de fomento Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior CAPES. Referências [1] Latifa W Allahou, Seyed Yazdan Madani e Ale- xander Seifalian. “Investigating the application of liposomes as drug delivery systems for the diagnosis and treatment of cancer”. Em: Inter- national journal of biomaterials 2021 (2021). [2] Bethany Almeida et al. “Recent progress in bi- oconjugation strategies for liposome-mediated drug delivery”. Em: Molecules 25.23 (2020), p. 5672. [3] G Baskar, Garrick Bikku George e M Chamun- deeswari. “Synthesis and characterization of as- paraginase bound silver nanocomposite against ovarian cancer cell line A2780 and lung can- cer cell line A549”. Em: Journal of Inorganic and Organometallic Polymers and Materials 27.1 (2017), pp. 87–94. [4] Cinthia Meireles Batista, Cıcero Moraes Barros de Carvalho e Nereide Stela Santos Magalhães. “Lipossomas e suas aplicações terapêuticas: Es- tado da arte”. Em: Revista Brasileira de Ciên- cias Farmacêuticas 43 (2007), pp. 167–179. [5] Gisele E Bruch et al. “Liposomes for drug deli- very in stroke”. Em: Brain research bulletin 152 (2019), pp. 246–256. [6] Aristote B Buya et al. “Application of Lipid- Based Nanocarriers for Antitubercular Drug De- livery: A Review”. Em: Pharmaceutics 13.12 (2021), p. 2041. [7] Munusamy Chamundeeswari, John Jeslin e Ma- dan Lal Verma. “Nanocarriers for drug delivery applications”. Em: Environmental Chemistry Letters 17.2 (2019), pp. 849–865. [8] Narottam Lamichhane et al. “Liposomes: clinical applications and potential for image-guided drug delivery”. Em: Molecules 23.2 (2018), p. 288. [9] Y Lee e DH Thompson. “Stimuli-responsive li- posomes for drug delivery”. Em: Wiley Interdis- ciplinary Reviews: Nanomedicine and Nanobio- technology 9.5 (2017), e1450. [10] Domenico Lombardo e Mikhail A Kiselev. “Methods of Liposomes Preparation: Formation and Control Factors of Versatile Nanocarriers for Biomedical and Nanomedicine Application”. Em: Pharmaceutics 14.3 (2022), p. 543. [11] Gan Luo et al. “Slp-coated liposomes for drug delivery and biomedical applications: potential 365
- 366. CAPÍTULO 35. LIPOSSOMASCOMO CARREADORES DE FÁRMACOS and challenges”. Em: International Journal of Nanomedicine 14 (2019), p. 1359. [12] Edgar Pérez-Herrero e Alberto Fernández- Medarde. “Advanced targeted therapies in can- cer: Drug nanocarriers, the future of chemothe- rapy”. Em: European journal of pharmaceutics and biopharmaceutics 93 (2015), pp. 52–79. [13] Rumiana Tenchov et al. “Lipid nanoparticles from liposomes to mRNA vaccine delivery, a landscape of research diversity and advance- ment”. Em: ACS nano 15.11 (2021), pp. 16982– 17015. [14] Agnieszka Z Wilczewska et al. “Nanoparticles as drug delivery systems”. Em: Pharmacological reports 64.5 (2012), pp. 1020–1037. [15] Yujie Zhang, Tao Sun e Chen Jiang. “Biomacro- molecules as carriers in drug delivery and tissue engineering”. Em: Acta Pharmaceutica Sinica B 8.1 (2018), pp. 34–50. 366
- 367. 36 ESTUDO DALIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFA- TURA ADITIVA Luciara da Silva1 , UFRRJ2 , ORCID 0000-0002-3882-7471; Ester Costa de Almeida, UFRRJ2 , ORCID 0000-0002-2446-1173; Neilton Paixão de Jesus Junior, UFRRJ2 , ORCID 0000-0003-3797-8208; Tiago José Bandeira Sales, UFRRJ2 , ORCID 0000-0001-6072-034X; Roberta Helena Mendonça, UFRRJ2 , ORCID 0000-0003-1034-7027. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.598526 Como citar da SILVA, L.; de ALMEIDA; E. C.; JUNIOR, N. P. de J.; SALES, T. J. B.; MENDONÇA, R. H. ESTUDO DA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 366-377. Tópicos 36.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 369 36.2 Materiais e métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 370 36.2.1 Materiais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 370 36.2.2 Métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 370 36.2.2.1 Preparo das matrizes polímero/fármaco . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 370 36.2.2.2 Extrusão a Quente – HME . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 371 36.2.3 Caracterizações dos filamentos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 371 36.2.3.1 Microscopia eletrônica de varredura (MEV) e análise quantitativa por EDS . . . . . . 371 36.2.3.2 Ensaio de liberação in vitro . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 371 36.3 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 371 1 Email: luciaraufrrj@hotmail.com 2 Universidade Federal Rural do Rio de Janeiro
- 368. CAPÍTULO 36. ESTUDODA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA 36.3.1 Caracterizações dos filamentos de PCL/ATV e PLA/ATV . . . . . . . . . . . . . 371 36.3.1.1 Análise morfológica (MEV) e análise quantitativa por EDS . . . . . . . . . . . . . . . 371 36.3.1.2 Estudo do sistema de liberação de fármaco (ATV) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 372 36.4 Análise e discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 373 36.4.1 Análises morfológica (MEV) e análise quantitativa por EDS . . . . . . . . . . . . 373 36.4.2 Estudos do sistema de liberação de fármaco (ATV) . . . . . . . . . . . . . . . . . 375 36.5 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 376 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 377 Resumo A osteoporose é uma doença caracterizada pela fragilidade e fratura óssea por baixo impacto. A população está envelhecendo e tendo uma expectativa de vida maior, este fator faz com que a osteoporose seja um problema de saúde pública, pois há maior risco de fraturas entre as pessoas mais velhas. Alternativas de regeneração tecidual têm sido desenvolvidas, a fim de contornar os problemas causados pela osteoporose. Para esse propósito, têm sido consideradas técnicas da Engenharia Tecidual, baseadas na utilização de biomateriais poliméricos carreados com um fármaco com propriedades benéficas para auxiliar o tratamento das áreas com lesões e desgaste ósseo. A atorvastatina (ATV), estatina redutora de colesterol, tem exibido em diversos estudos ações secundárias interessantes, como anabolismo ósseo devido ao seu uso prolongado. Entretanto, são necessárias altas doses desse fármaco para esse efeito e as formas comercializadas desse fármaco são comprimidos de uso oral e injeção intramuscular, tendo pouco direcionamento para o tecido ósseo. Para obter um aumento na biodisponibilidade da ATV, é necessário desenvolver novos sistemas de liberação controlada para este fármaco. Uma boa alternativa é a administração por via de implante, que, em alguns casos, aumenta a biodisponibilidade do fármaco em 4-10 vezes, além de aumentar o intervalo de administração do medicamento. Esses sistemas farmacêuticos são depositados na estrutura óssea do paciente por intermédio de uma cirurgia e utilizam como matriz, polímeros. Entre os polímeros biodegradáveis, a policaprolactona (PCL) e poli(ácido láctico) (PLA) têm se destacado e são intensivamente investigados para aplicações biomédicas, devido sua característica biorreabsorvível, boa adesão celular e por levar de meses a anos para degradar quando exposto ao meio biológico. Dessa forma, esse trabalho teve por objetivo a produção e a caracterização de filamentos utilizando o PCL e o PLA carregados com ATV, através do método de extrusão à quente (HME). Os filamentos produzidos no formato cilíndrico carreados com ATV foram caracterizados pelas técnicas de microscopia eletrônica de varredura (MEV) e MEV acoplado a espectroscopia de energia dispersiva (EDS). De acordo com os resultados obtidos por essas técnicas de análise, foi possível concluir que os filamentos produzidos pela técnica de HME apresentam estrutura uniforme e homogênea, com boa dispersão do fármaco. A liberação do fármaco presente nos filamentos de PCL−ATVf e PLA−ATVf foi avaliada em solução tampão fosfato (pH 7,4) a 37 °C e rotação de 75 rpm em um espectrofotômetro UV-VIS, registrando a liberação em tempos pré-definidos durante 8 horas. Através desta análise, observou-se que o fármaco é liberado de forma prolongada em ambos os filamentos e que a morfologia do material tem influência no mecanismo de liberação. Palavras-chave: Policaprolactona, Poli(Ácido Láctico); Atorvastatina, Extrusão À Quente, Enge- nharia Tecidual. 368
- 369. CAPÍTULO 36. ESTUDODA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA 36.1 Introdução A osteoporose é uma doença caracterizada pela fragilidade óssea e alterações na sua microarquitetura, tem como desfecho clínico mais importante a ocorrência de fraturas ósseas por baixo impacto [7]. Segundo dados da International Osteoporosis Foundation (IOF) e do Manual Brasileiro de Osteoporose (2021) [15], a população está envelhecendo e tendo uma expectativa de vida maior, este fator faz com que a osteoporose seja um problema de saúde pública, pois há maior risco de fraturas entre as pessoas mais velhas. Alternativas de regeneração tecidual têm sido desenvolvidas, afim de contornar os problemas causados pela osteoporose. Para esse propósito, têm sido consideradas técnicas da Engenharia Tecidual, que é um campo multidisciplinar que envolve a aplicação de princípios e métodos da engenharia e das ciências da saúde para assistir e acelerar a regeneração e o reparo de tecidos defeituosos ou danificados, com a utilização de biomateriais [20]. Embora que o desenvolvimento de biomateriais esteja evoluindo, ainda não existem biomateriais clinicamente aprovados e designadamente adaptados para aplicações em ossos osteoporótico, sendo necessário o desenvolvimento de biomateriais que atuem no restabelecimento a regeneração óssea normal no local da fratura [10]. Com isso, além de selecionar o material constituinte da estrutura, há a seleção da técnica utilizada para produção da mesma, sendo a manufatura aditiva (AM) a mais utilizada. A AM é definida como os processos de fabricação com o objetivo de se criar um objeto tridimensional por camadas a partir de um modelo virtual. Apenas nos últimos cinco anos foi normatizada pela série ASTM 52900 e as normas ISO 17296, DIS 20195 e ASTM F2792 [17, 3], sendo subdividida em sete categorias disponíveis comercialmente: (1) jateamento de aglomerante; (2) deposição direta por aplicação de energia; (3) extrusão de material; (4) jateamento de material; (5) fusão seletiva de material em pó; (6) laminação de chapas e (7) fotopolimerização de líquido [3]. O uso das tecnologias de AM, como Hot-Melting Extrusion(HME) e impressão tridimensional 3D, no desenvolvimento de arcabouços porosos aplicáveis à engenharia óssea tem sido estudados por vários pesquisadores, pois essas tecnologias são capazes de fabricar por extrusão e deposição um termoplástico ou solução por meio de um bocal, incluindo o modelamento por deposição de material fundido (FDM, sigla do inglês para fused deposition modeling) e permitindo a construção de materiais com estrutura pré-definida e de alta complexidade a partir de modelos digitais, de acordo com a necessidade dos pacientes, respectivamente [11]. HME é um processo de fabricação semi-contínuo ou contínuo que envolve a fusão, mistura, homogeneização e bombeamento de matérias-primas alimentadas. Esta técnica tem sido usada de forma mais ampla na indústria farmacêutica pelo fato de seu processamento ser simples, ter baixo impacto ambiental, já que esta técnica não requer a utilização de solvente, e pelo menor custo de produção [9]. Destaca-se ainda pela produção de implantes de longa duração, de formas farmacêuticas de liberação sustentada/prolongada e de filamentos utilizados na produção de sistemas de liberação feitos por impressão 3D [9, 18]. O sistema de liberação controlada revoluciona o campo de entrega de drogas, uma vez que a ação do fármaco é maximizada através do controle temporal e espacial [5]. Assim, o princípio ativo é distribuído sem sofrer mudanças conformacionais na estrutura e colapsos em outros tecidos ou regiões do sistema. Na farmacologia o sistema de liberação controlado veio a ser utilizado por volta do século XX não substituindo totalmente os métodos de liberação convencional [5]. Os polímeros se destacam entre os principais materiais para a produção de biomateriais pela possibi- 369
- 370. CAPÍTULO 36. ESTUDODA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA lidade de alterações químicas, físicas e tratamentos superficiais. Neste presente trabalho, utiliza-se de dois polímeros a policaprolactona (PCL) e o Poli (Ácido Láctico) (PLA). O PCL que é um poliéster alifático amplamente empregado na produção de biomateriais, devido a sua capacidade de degradação e baixa toxici- dade, permitindo sua aplicação na engenharia tecidual e na produção de arcabouços usados como matrizes carregadoras de substâncias ativas (fármacos, fatores de crescimento entre outras) [8, 6]. O poli(ácido lático) (PLA) é um poliéster, que tem como característica a biocompatibilidade e bioreabsorção, este polímero é de grande interesse tecnológico devido às suas aplicações no campo ambiental, como plástico biodegradável, e na área biomédica é atualmente um dos polímeros mais utilizados, pesquisado para preparação de suturas cirúrgicas, scaffolds e sistemas de liberação de fármacos [2]. Um biomaterial ideal, para atuar no tratamento de defeitos ósseos, deve servir ao propósito de fornecer substâncias, capazes de tratar a doença causadora da perda óssea [21]. Em relação a osteoporose, geralmente o tratamento é feito por duas classes farmacêuticas: os inibidores da reabsorção óssea, que inibem a ação dos osteoclastos; e os agentes anabólicos, que efetivamente aumentam a massa óssea. Sendo assim, dentre os medicamentos utilizados no tratamento da osteoporose, um dos mais empregados são as estatinas [12]. As estatinas são medicamentos utilizados para a redução de taxas elevadas de colesterol, entretanto, diversos estudos apontam que elas possuem ação no tecido ósseo através da proteína morfogenética óssea BMP-2. As estatinas tem a capacidade de intensificar a reabsorção de materiais sintéticos e aprimorar o tecido ósseo. Dessa maneira, supõem-se que se as estatinas orientadas exclusivamente ao osso, podem ser benéficas no tratamento da osteoporose e fraturas [13]. 36.2 Materiais e métodos 36.2.1 Materiais Para a produção dos filamentos de PCL/ATV, foram utilizados pellets de policaprolactona, atorvasta- tina em forma de pó e o solvente clorofórmio. Em relação a produção dos filamentos de PLA/ATV, foram utilizados pellets de poli (ácido láctico), atorvastatina em forma de pó e o solvente clorofórmio. 36.2.2 Métodos 36.2.2.1 Preparo das matrizes polímero/fármaco Em balões de fundo chato foram adicionados 75 ml de clorofórmio, solubilizou-se 7,2 g de Atorvastatina (ATV), o sistema foi mantido sob agitação por aproximadamente 30 minutos. Em um dos balões, foi adicionado 60 g de PCL e no outro 60 g de PLA. As soluções permaneceram sob agitação magnética e aquecimento constante à 30 °C por 4 horas até sua completa homogeneização. As soluções resultantes foram vertidas em placas de petri para a evaporação do solvente. Desse modo foram obtidas matrizes de PCL/ATV e de PLA/ATV. 370
- 371. CAPÍTULO 36. ESTUDODA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA 36.2.2.2 Extrusão a Quente – HME Para a produção dos filamentos por HME, as matrizes de PCL/ATV e de PLA/ATV foram cortadas, com tamanhos próximos aos dos pellets de PCL e PLA. Os filamentos foram produzidos na extrusora Filamaq 3D. Para a produção dos filamentos de PCL/ATV (PCL−ATVf) a temperatura de extrusão foi igual a 69 °C. Já para a produção do filamento de PLA/ATV (PLA−ATVf) a temperatura utilizada foi de 169 °C. Os valores utilizados foram selecionados com base em trabalhos desenvolvidos no Laboratório de Desenvolvimento de Materiais (LADEMAT – IT/DEQ/UFRRJ), tais como Pereira (2020) [14] e de Almeida (2020) [1]. 36.2.3 Caracterizações dos filamentos 36.2.3.1 Microscopia eletrônica de varredura (MEV) e análise quantitativa por EDS As análises por microscopia eletrônica de varredura foram realizadas em microscópio FEI, Quanta FEG 450, instalado no Laboratório Sistema Nacional de Laboratórios em Nanotecnologias do Instituto Nacional de Tecnologia (INT) com aumento, tensão de 15kV-20kV. 36.2.3.2 Ensaio de liberação in vitro Inicialmente, realizou-se a varredura da solução tampão fosfato (pH 7,4) para que fosse possível observar o perfil e em qual comprimento de onda ele é absorvido por UV-visível. Procedeu-se a varredura no espectrofotômetro na faixa de 190 a 600 nm para escolher o comprimento de onda adequado para análise da ATV. Para a quantificação do fármaco, foi necessário fazer uma curva padrão, onde foi preparada uma solução tampão fosfato (PBS), pH 7,4 e a ATV. Preparou-se uma solução mãe de atorvastatina em PBS, em seguida, dilui-se essa solução em concentração de: 0,025; 0,020; 0,015; 0,010; 0,005 µg/ml. As soluções foram analisadas por UV-vis para a criação da curva de calibração e pôde-se obter o coeficiente de correlação. Com isto, os filamentos carreados com fármaco foram analisados. Todas essas análises foram realizadas em um espectrofotômetro UV-Vis Spectrophotometer Kasuaki, modelo IL-593-S. Amostras de PCL-ATVf e PLA−ATVf medindo 10 cm foram imersas em 25mL de solução tampão fosfato (pH 7,4), todo o processo foi realizado em triplicata. Estes foram levados ao shaker Ethik Technology 430/RBD, onde permaneceram em agitação constante e temperatura constante de 37 °C. Este ensaio teve duração de 8 horas com alíquotas sendo retiradas em intervalos de 60 min para que fossem analisadas. 36.3 Resultados 36.3.1 Caracterizações dos filamentos de PCL/ATV e PLA/ATV 36.3.1.1 Análise morfológica (MEV) e análise quantitativa por EDS 371
- 372. CAPÍTULO 36. ESTUDODA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA Figura 36.1 – Imagens de MEV do fármaco ATV. Figura 36.2 – Imagem de MEV PCL puro e PCL−ATVf. Figura 36.3 – Imagem de MEV PLA puro e PLA−ATVf. 36.3.1.2 Estudo do sistema de liberação de fármaco (ATV) . 372
- 373. CAPÍTULO 36. ESTUDODA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA Figura 36.4 – Análise superfície de fratura dos filamentos PC−ATVf e PLA−ATVf. Tabela 29 – Resultados análise quantitativa EDS dos filamentos de PCL−ATVf e PLA−ATVf Filamentos Análise Quantitativa por EDS PCLp C; O ATV C; O; F; N; Ca PCL_ATVf C; O; F; N; Ca; Na ; S PLA_ATVf C; O; F; N; Ca; Figura 36.5 – Espectro da atorvastatina em solução tampão fosfato pH=7,4. 36.4 Análise e discussão 36.4.1 Análises morfológica (MEV) e análise quantitativa por EDS A Figura 36.1 mostra o MEV do fármaco atorvastatina. Nota-se que a morfologia do fármaco assemelha- se a grãos de diversos tamanhos. Com aumento de 15000 vezes pode-se observar que algumas 373
- 374. CAPÍTULO 36. ESTUDODA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA Figura 36.6 – Percentual de Massa Dissolvida do filamento PCL−ATVf. Figura 36.7 – Percentual de massa dissolvida do filamento PLA−ATVf em função do tempo. Figura 36.8 – Comparativo entre porcentagem de massa dissolvida entre os filamentos PCL−ATVf e PLA−ATVf. partículas possuem formatos parecidos ao de agulhas. A Figura 36.2 mostra o contraste entre do filamento de PCL puro (a) com o PCL−ATVf (b), com aumento de 300 vezes sobre a superfície dos filamentos, e o contraste entre o filamento de PLA puro(a) com o PLA/ATV(b)(Figura 36.3), com aumento de 1000 vezes, é possível notar que os filamentos carregados com ATV possui uma estrutura uniforme semelhante aos filamentos puros, isto devido ao processo inicial de produção dos filamentos. Também é possível observar que a superfície do filamento é uniforme e não são encontrados agregados de fármaco nesta superfície. Assim, pode-se dizer que o fármaco está disperso de forma homogênea na matriz polimérica. Ao analisar a superfície de fratura do filamento PCL−ATVf, é possível notar marcas que podem ter 374
- 375. CAPÍTULO 36. ESTUDODA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA sido originadas devido ao processo de fratura, isto se deve a maleabilidade do polímero PCL. Outro fator a ser observado na superfície de fratura é que não há a presença de aglomerados de fármaco. Em relação a superfície de fratura do filamento de PLA−ATVf, não é possível ver aglomerados de fármaco. O mesmo pode ter formado partículas submicrométricas ou se solubilizado a matriz polimérica. As analises estão representadas na Figura 36.4. O filamento de PCL puro, atorvastatina, PCL−ATVf e PLA−ATVf foram submetidos a análise quantitativa por EDS e os mesmos estão detalhados na tabela 1. Na análise quantitativa por EDS do filamento de PCLp verifica-se a presença dos elementos carbono (C) e oxigênio (O). No fármaco ATV possível observar a presença dos elementos carbono, oxigênio, flúor, nitrogênio e cálcio. Segundo a literatura a fórmula empírica da atorvastatina cálcica é (C33H34FN2O5)2Ca-3H2O, então pode-se afirmar que os elementos característicos encontrados no EDS são os mesmos presentes na atorvastatina cálcica [19]. Na análise dos filamentos de PCL−ATVf e do PLA−ATVf é possível observar a presença dos elementos característicos da ATV, que são os elementos oxigênio (O), carbono (C), nitrogênio (N), flúor (F), cálcio (Ca) e Sódio (Na). Esses elementos fazem parte da estrutura química do fármaco, sendo característicos do mesmos [19]. Os picos dos filamentos com fármaco têm menor intensidade em razão do fármaco estar disperso na matriz polimérica. Observou-se que fazendo os mapas de EDS em pontos de aglomerados de atorvastatina, os picos de cálcio (Ca), flúor (F) e nitrogênio (N) são mais intensos. Vale salientar que é possível garantir a presença do fármaco no filamento pelos resultados encontrados no EDS, uma vez que comparando o MEV dos filamentos de PCL e PCL/ATV não é possível distingui-los visualmente. 36.4.2 Estudos do sistema de liberação de fármaco (ATV) Afim de avaliar a capacidade dos filamentos de liberar ATV, os mesmos foram submetidos a um ensaio de liberação. A liberação foi feita em solução tampão fosfato pH 7,4, a 37 °C, para simular as condições fisiológicas do paciente. Para identificar o comprimento de onda onde ocorre absorção atribuída à ATV, foi feita uma varredura de ATV em PBS na faixa de 190 nm a 600 nm. O resultado da varredura, apresentado na Figura 36.5, mostra que o comprimento de onda com maior intensidade de absorbância foi de 292,5 nm. Assim, para quantificar a atorvastatina construiu-se uma curva padrão. Esta curva foi preparada em solução tampão fosfato (PBS), pH 7,4 e a ATV apresentou banda de absorção na faixa de 292,5 nm. Com base na curva padrão encontrada para a atorvastatina, obteve-se a Equação 36.1, onde o modelo linear correlaciona a absorbância e a concentração Equação 36.1: Modelo linear absorbância/concentração y = 28, 267x + 0, 0744 (36.1) Onde: • x= concentração (mg/mL); • y= absorbância obtida. 375
- 376. CAPÍTULO 36. ESTUDODA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA O coeficiente linear da curva (R2 ) foi de 0,9861 , e segundo a literatura R2 acima de 0,95 quer dizer que o modelo é satisfatório [4]. A partir desta equação, as concentrações de atorvastatina foram estimadas matematicamente. O percentual de massa dissolvida em função do tempo para o filamento PCL−ATVf é mostrado na Figura 36.6. Os dados experimentais de liberação foram ajustados por uma equação não-linear, para que se possa analisar o comportamento da liberação do fármaco e os fenômenos envolvidos durante esse processo. O valor do coeficiente linear (R2 ) encontrado após o ajuste da equação não - linear foi de 0,98026, sendo assim considerado satisfatório. Pelo percentual de massa dissolvida, nota-se que ao final do ensaio de 8 horas, o máximo de dissolução do fármaco na amostra de PCL−ATVf foi de 0,20%. De acordo com Rong e colaboradores (2012) [16], a dissolução do fármaco contido nos filamentos pode ser considerada como prolongada, quando a liberação do insumo ativo dos filmes não alcançou 50% de liberação após 100 horas de análise. Com os valores obtidos em 8 horas, pode-se afirmar que o filamento PCL−ATVf atingirá 50% de liberação do fármaco em 2000 horas, sendo considerada a liberação do fármaco como prolongada. Para o filamento PLA/ATV foi utilizada a mesma curva padrão para análise de liberação do fármaco ATV, com banda de absorção de absorção na faixa de 292,5nm. O percentual de massa dissolvida em função do tempo é mostrado na Figura 7. Os dados experimentais de liberação foram ajustados por uma equação não-linear, através do programa OriginPro e obteve-se o valor do coeficiente linear (R2 ) igual a 0,908, que segundo a literatura, está um pouco abaixo do esperado que seja satisfatório. Foi observado que durante as 8 horas de ensaio, o percentual máximo de massa dissolvida corresponde a 0,18%. Segundo estudos de Li et al. (2008) [8], propôs estudos in vitro com filmes porosos de PLA com termogel carreados com ATV, os resultados obtidos apresentam rápida liberação inicial com valores de 24,76 ± 1,35% e 36,17 R± 1,57% detectadas durante os primeiros 6 dias. Durante 24 dias, a ATV foi liberada deforma contínua e lenta, onde cerca de 86% do fármaco foi liberado em solução de elastase. O autor sugere que a taxa de liberação maior que 50% se deve ao fato da solução de elastase possuir propriedade que promove a degradação de matrizes poliméricas rapidamente. Ao se fazer o comparativo entre os filamentos e suas liberações de fármaco (ATV) em relação ao percentual de massa dissolvida, pode-se observar pela Figura 36.8 que o filamento de PCL−ATV−f foi mais efetivo do que o filamento PLA−ATV−f, isso pode ter ocorrido devido a interação do fármaco com o polímero. Segundo Pereira (2020) [14], a morfologia de matrizes poliméricas influencia no comportamento da liberação do fármaco, assim como a taxa de degradação, hidrofilicidade/hidrofobicidade e na composição dos dispositivos de liberação controlada. Assim, polímeros como a PCL e filamentos que a tenham em sua composição, tendem a liberar o fármaco mais facilmente devido a sua temperatura de fusão. Neste estudo os autores observaram que a policaprolactona com Tg por volta de 37 °C seria um portador de drogas em potencial. 36.5 Conclusões No presente trabalho, filamentos de PCL e PLA contendo ATV foram obtidos de forma satisfatória. As imagens obtidas pelo MEV mostraram a uniformidade da superfície e da superfície de corte de ambos os filamentos. A análise quantitativa EDS confirmou a presença de elementos característicos da ATV nos filamentos. 376
- 377. CAPÍTULO 36. ESTUDODA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA A análise de liberação do fármaco dos filamentos obtidos indicou que, ao final dos ensaios (após 8 horas), a dissolução obtida chegou no máximo a 0,20% no filamento PCL−ATVf e de 0,18% no filamento PLA−ATVf, e sendo correlacionados a outros estudos já realizados, indicaram uma liberação prolongada da ATV. Os dados experimentais da análise de liberação dos filamentos foram ajustados no programa OriginPro. O ajuste para os dois filamentos estudados apresentou coeficiente de correlação (R2) acima de 0,95 para o filamento PCL−ATVf, sendo considerado satisfatório e de 0,908 para o filamento de PLA−ATVf, apresentando- se um pouco abaixo do satisfatório. Assim, pode-se dizer que que o método de produção da matriz polimérica e o método de HME são eficientes para a produção de filamentos poliméricos carreados com fármacos. O processamento e a morfologia das amostras têm influência direta na liberação do fármaco. Os polímeros biodegradáveis PCL e PLA apresentam condições adequadas para o controle da liberação da atorvastatina, sendo uma alternativa promissora para a Engenharia de Tecidos. Agradecimentos Os autores agradecem ao CNPq, ao Instituto Nacional de Tecnologia, à Rede NanoSaúde e à Universidade Federal Rural do Rio de Janeiro. Referências [1] RS Almeida et al. “Regeneration of a critical bone defect after implanta- tion of biphasic calcium phosphate-β- tricalcium phosphate/calcium pyrophosphate- and phosphate bioactive glass”. Em: Cerâmica 66 (2020), pp. 119–125. [2] Rafael Auras, Bruce Harte e Susan Selke. “An overview of polylactides as packaging materi- als”. Em: Macromolecular bioscience 4.9 (2004), pp. 835–864. [3] Costanza Culmone, Gerwin Smit e Paul Breed- veld. “Additive manufacturing of medical instru- ments: A state-of-the-art review”. Em: Additive manufacturing 27 (2019), pp. 461–473. [4] Suvakanta Dash et al. “Kinetic modeling on drug release from controlled drug delivery systems”. Em: Acta Pol Pharm 67.3 (2010), pp. 217–223. [5] AS De Souza et al. “Bone regeneration around implants with modified surface by acid condi- tioning with the fluoride ions deposition”. Em: Journal of Osseointegration 12.3 (2020), pp. 222– 228. [6] Hesam Hosseinkazemi et al. “Modification of PCL electrospun nanofibrous mat with Calen- dula officinalis extract for improved interaction with cells”. Em: International Journal of Poly- meric Materials and Polymeric Biomaterials 64.9 (2015), pp. 459–464. [7] John A Kanis et al. “The diagnosis of osteoporo- sis”. Em: Journal of bone and mineral research 9.8 (1994), pp. 1137–1141. [8] Wan-Ju Li et al. “Engineering controllable ani- sotropy in electrospun biodegradable nanofi- brous scaffolds for musculoskeletal tissue engine- ering”. Em: Journal of biomechanics 40.8 (2007), pp. 1686–1693. [9] Ana Cláudia Lima et al. “Biodegradable poly- mers: an update on drug delivery in bone and cartilage diseases”. Em: Expert Opinion on Drug Delivery 16.8 (2019), pp. 795–813. 377
- 378. CAPÍTULO 36. ESTUDODA LIBERAÇÃO DE ATORVASTATINA DE FILAMENTOS DE POLICAPROLACTONA E POLI (ÁCIDO LÁCTICO) APLICADOS À MANUFATURA ADITIVA [10] Wenlong Liu et al. “Importance of Biomateri- als In Vivo Microenvironment pH (µe-pH) in the Regeneration Process of Osteoporotic Bone Defects”. Em: Developments and Applications of Calcium Phosphate Bone Cements. Springer, 2018, pp. 473–495. [11] Alida Mazzoli et al. “Selective laser sintering ma- nufacturing of polycaprolactone bone scaffolds for applications in bone tissue engineering”. Em: Rapid prototyping journal (2015). [12] P Mora Raimundo, Miguel Manzano Garcıa e Marıa Vallet Regı. “Nanoparticles for the trat- ment of osteoporosis”. Em: (2017). [13] Newton Maciel Oliveira et al. “Ação das estati- nas no tecido ósseo”. Em: Revista da Faculdade de Ciências Médicas de Sorocaba 17.2 (2015), pp. 54–57. [14] Debora Baptista Pereira et al. “Estudo de filmes de policaprolactona carreados com atorvasta- tina para potencial aplicação em regeneração tecidual”. Em: (2020). [15] Vera Lúcia Szejnfeld Pérola Grinberg Plapler. Manual brasileiro de osteoporose: orientações práticas para os profissionais de saúde / orga- nização Adriana OrcesiPedro. 1ª ed. Editora Clannad, 2021. [16] Hao-Jun Rong et al. “PCL films incorporated with paclitaxel/5-fluorouracil: Effects of formu- lation and spacial architecture on drug rele- ase”. Em: International journal of pharmaceutics 427.2 (2012), pp. 242–251. [17] Pedro Coelho Silva et al. “Manufatura adi- tiva: Revisão sistemática da literatura”. Em: Brazilian Journal of Development 6.11 (2020), pp. 84502–84515. [18] SANTOS Jr. SIMAS M. P. “Regeneração Te- cidual Guiada”. Em: Centro de Ciências Natu- rais e Humanas – Universidade Federal do ABC (2009). [19] Vishal M Sonje et al. “Atorvastatin calcium”. Em: Profiles of Drug Substances, Excipients and Related Methodology. Vol. 35. Elsevier, 2010, pp. 1–70. [20] Y Tabata. “Biomaterial technology for tissue engineering applications. JR Soc. Interface 6”. Em: S311–S324 (2009). [21] T Winkler et al. “A review of biomaterials in bone defect healing, remaining shortcomings and future opportunities for bone tissue engineering: The unsolved challenge”. Em: Bone & joint re- search 7.3 (2018), pp. 232–243. 378
- 379.
- 380. 37 IMPORTÂNCIA DATOMOGRAFIA COMPUTADO- RIZADA DE FEIXE CÔNICO NO DIAGNÓSTICO E TRATAMENTO DOS CISTOS E TUMORES ODON- TOGÊNICOS Luis Eduardo Benevides de Moraes1 , UFRJ2 , ORCID 0000-0001-6467-5531; Eduardo Jose de Moraes, IDM3 , ORCID 0000-0002-6662-2561; Sergio Adrian Olate, UniFrontera, ORCID 0000-0001-8153-0676; Hilton Augusto Koch, UFRJ2 , ORCID 0000-0002-6525-0102. ISBN: 978-85-5722-791-0 DOI: 10.29327/BIOMAT22.582978 Como citar da MORAES, L. E. B.; de MORAES, J. E.; OLATE S. A.; KOCH, H. A. IMPORTÂNCIA DA TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA DE FEIXE CÔNICO NO DIAGNÓSTICO E TRATAMENTO DOS CISTOS E TUMORES ODONTOGÊNICOS. In: ELIAS, C. N.; NATTRODT, A. K. de A.; MONTEIRO, R. H.; de SOUZA, B. M. (Ed.). Propriedades e Aplicações dos Biomateriais. [S.l.]: EVEN3, Recife - PE, Brasil. 2023. p. 379-389. Tópicos 37.1 Introdução . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 381 37.1.1 Caso 1: Ameloblastoma Multicístico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 382 37.1.2 Caso 2: Ameloblastoma Unicístico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 382 37.1.3 Caso 3: Queratocisto Odontogênico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 383 37.1.4 Caso 4: Tumor Odontogênico Adenomatóide . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 384 37.1.5 Caso 5: Cisto Residual . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 385 37.2 Discussão . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 386 37.3 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 388 Referências . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 388 1 Email: luisedu_bm@hotmail.com 2 Universidade Federal do Rio de Janeiro 3 Instituto de Moraes
- 381. CAPÍTULO 37. IMPORTÂNCIADA TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA DE FEIXE CÔNICO NO DIAGNÓSTICO E TRATAMENTO DOS CISTOS E TUMORES ODONTOGÊNICOS RESUMO O objetivo deste artigo foi apresentar demonstrar a importância da Tomografia Computadorizada de Feixe Cônico (TCBFC) no diagnóstico por imagens e acompanhamento de tratamentos de tumores odontogênicos após reconstrução óssea e reabilitação protética com implantes dentários, enfatizando a relevância desta técnica no controle de imagens a longo prazo. Casos clínicos: Foram selecionados cinco pacientes com diagnóstico de tumores odontogênicos e tratados com técnicas conservadoras de descompressão e enucleação das lesões seguidas de reconstrução óssea que foram acompanhadas durante e após o tratamento. Tomografias Computadorizadas Cone Beam foram realizadas para diagnóstico inicial e periodicamente para controle de seguimento durante um período de 5 a 10 anos. As Tomografias Computadorizadas de Feixe Cônico (TCFC) realizadas para controle mostraram uma remodelação satisfatória dos enxertos ósseos e o sucesso na reabilitação com implantes. Não foram observados sinais de recidiva nas áreas enucleadas e reconstruídas. Conclusão: As Radiografias Convencionais, a Tomografia Computadorizada Fan Beam, a Tomografia Computadorizada Cone Beam e Ressonância Magnética Nuclear (RM) são exames de imagens citados pela literatura e podem ser utilizadas rotineiramente no diagnóstico e acompanhamento de tumores odontogênicos, no entanto, a TCFC é uma técnica eficiente para diagnóstico e acompanhamento por imagem, pois permite a visualização de lesões com mais detalhamento em três dimensões. Palavras-chave: Tumores Odontogênicos, Tratamento conservador, Tomografia Computadorizada Cone Beam, Tomografia Computadorizada Fan Beam, Ressonância magnética nuclear. 37.1 Introdução Os tumores odontogênicos constituem um grupo heterogêneo de lesões com características clínicas e histopatológicas diversas. O comportamento biológico dessas lesões inclui proliferações hamartomatosas, tumores benignos não agressivos, tumores agressivos e malignos [6]. Alguns autores afirmam que essas lesões compreendem quase 3% de todas as lesões dos maxilares [5] e pode causar expansão e destruição óssea, resultando eventualmente em deformidade facial [22]. O exame clínico e os exames complementares de imagem são de suma importância para o diagnóstico e tratamento. As radiografias odontológicas e panorâmicas são frequentemente solicitadas para avaliação inicial das lesões, porém essas técnicas radiográficas apresentam inúmeras limitações e trazem informações insuficientes [29]. Muitas lesões apresentam características clínicas, morfológicas e radiográficas semelhantes entre si [2, 4, 20] e diagnóstico por imagem mais avançado técnicas como a Tomografia Computadorizada Fan Beam (FBCT), Tomografia Computadorizada Cone Beam (CBCT), Ressonância Magnética Nuclear (RMN) e Ultrassonografia são necessárias para melhor caracterização da lesão, seu tecido adjacente e vascularização[29]. O tratamento geralmente é dividido em abordagem radical e conservadora e muitas modalidades terapêuticas são preconizadas pela literatura científica. Alguns cistos e tumores apresentam taxas de recorrência significativas, que muitas vezes resultam em tratamentos mais agressivos e com maior morbidade, como as grandes ressecções ósseas com margens de segurança [7, 3]. Técnicas conservadoras como descompressão e marsupialização podem resultar em redução do tamanho das lesões, minimizando riscos de sequelas associadas a grandes ressecções. Técnicas adjuvantes menos invasivas como ostectomia periférica, aplicação de solução de 381
- 382. CAPÍTULO 37. IMPORTÂNCIADA TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA DE FEIXE CÔNICO NO DIAGNÓSTICO E TRATAMENTO DOS CISTOS E TUMORES ODONTOGÊNICOS Carnoy e crioterapia são utilizadas para diminuir as taxas de recorrência [18, 30, 23]. A Tomografia Computadorizada Cone Beam (TCCB) foi introduzida no início de 2000 e criou um novo paradigma para a avaliação das estruturas dentárias e maxilofaciais no consultório odontológico [13]. A TCFC é de g