ricci emanuele tesi

ricci emanuele tesi
Alma Mater Studiorum – Università di Bologna
DOTTORATO DI RICERCA IN
SCIENZE CHIRURGICHE
Ciclo XXVII
Settore Concorsuale di afferenza: 06E3
Settore Scientifico disciplinare: MED 29
TITOLO TESI
STUDIO DELLA SUPERFICIE DEGLI IMPIANTI DENTALI IN
TITANIO: LA NANOTECNOLOGIA NELLA VALUTAZIONE DELLE
NUOVE SUPERFICI IMPLANTARI IN RAPPORTO
ALL’OSTEOINTEGRAZIONE DEI MASCELLARI
Presentata da:
Dott. Emanuele Ricci
Coordinatore Dottorato
Prof. Andrea Stella
Relatore
Prof. Claudio Marchetti
Esame finale anno 2015
INDICE
ABSTRACT
CAPITOLO I
1. ATROFIA DELLE OSSA MASCELLARI
1.1 Processo di atrofia ossea e sua classificazione...………………….……...…pag.4
2. IMPLANTOLOGIA ORALE
2.1 Storia e classificazione dell’implantologia…………………………………..pag.6
2.2 Impianti di dimensioni ridotte…………………………………………………pag.7
3. OSTEOINTEGRAZIONE
3.1 Sistema perimplantare…………………………………………………………..pag.9
3.2 Storia e descrizione del processo osteointegrativo………………………...pag.12
4. TITANIO E SUE CARATTERISTICHE………………………………...pag.17
5. SUPERFICI DI RIVESTIMENTO IMPLANTARE
5.1 Ruolo della superficie nell’osteointegrazione………………………………pag.21
5.2 Trattamenti di superficie implantare a livello micrometrico..…..………..pag.27
5.2.1 Trattamenti per addizione………………………………………………….pag.28
5.2.2 Trattamenti per sottrazione….……………………………………...……..pag.30
5.2.3 Trattamenti combinati: superficie SLA……………………...……………pag.33
5.3 Trattamenti di superficie implantare a livello Nanometrico……………...pag.37
5.3.1 Superficie Nanotite………………………………………………………..….pag.39
Bibliografia (Cap. I)……………………………………………………...……………..pag.41
CAPITOLO II
Confronto
tra
2
sistematiche
implantari
di
dimensioni
ridotte,
rivestite
rispettivamente da superficie classica SLActive e superficie Nanotite, supportanti
protesi parziali fisse: studio controllato, prospettico, randomizzato.
- Scopo dello studio………………………………………………..……….pag.51
- Materiali & Metodi……………………………………………………….pag.51
2
- Casi clinici………………………………………………………………..pag.59
- Risultati…………………………………………………………………...pag.61
- Discussione..……………………………………………………………...pag.64
- Bibliografia…...…………………………………………………………..pag.67
Conclusioni finali................................................................................................pag.72
3
ABSTRACT
Il presente lavoro parte dalla descrizione dei processi di rimodellamento osseo
mascellare a seguito della perdita di elementi dentari e la successiva riabilitazione
mediante impianto dentale osteointegrato. Approfondiremo proprio i complessi
aspetti dell’osteointegrazione su superfici implantari in titanio sia a livello micro che
macroscopico.
Nel campo dell’implantologia, infatti, il titanio risulta essere il materiale
maggiormente impiegato in virtù della sua eccellente biocompatibilità e resistenza.
Successivamente prenderemo in analisi i trattamenti di superficie implantare ad oggi
più diffusi, lavorati prevalentemente a livello microscopico e infine confronteremo
una sistematica trattata tradizionalmente con una innovativa trattata superficialmente
a livello nanometrico. Il confronto avverrà in vivo, paragonando i risultati ottenuti
clinicamente e radiograficamente tra le 2 sistematiche implantari, utilizzate per
ripristinare la funzione masticatoria nei pazienti arruolati.
CAPITOLO I
1. ATROFIA DELLE OSSA MASCELLARI
1.1 Processo di atrofia ossea e sua classificazione
Il processo alveolo-dentale si forma armonicamente con lo sviluppo e l’eruzione dei
denti e regredisce gradualmente quando quest’ultimo è perduto. La presenza del
processo alveolare è legata quindi, alla presenza dei denti, e si riassorbe quando le
sollecitazione meccaniche trasmesse dalle radici vengono meno. A seguito della
perdita di denti, l’osso subisce delle modificazioni adattative che portano ad una
marcata riduzione delle dimensioni della cresta alveolare sia orizzontalmente che
verticalmente. Il riassorbimento si manifesta prima sul piano trasversale provocando
la classica forma a lama di coltello della cresta alveolare; successivamente coinvolge
anche l’altezza dell‘osso alveolare e, nei casi più estremi, anche l’osso basale.
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In particolare, il mascellare superiore il riassorbimento osseo si verifica
principalmente in direzione bucco-palatina. Nella porzione anteriore l’osso alveolare
si riduce in larghezza del 25% durante il primo anno e del 40% - 60% nei successivi
3 anni.
Nella regione posteriore del mascellare superiore, la perdita dei denti è solitamente
associata non solo a carenze ossee verticale e orizzontale, ma anche con un maggiore
grado di pneumatizzazione del seno. Per il mascellare superiore il riassorbimento
osseo è uniformemente di tipo centripeto, con una massiva contrazione di tutta la sua
struttura.
Nella mandibola si assiste ad un riassorbimento prevalentemente orizzontale nella
regione sinfisaria e prevalentemente verticale nella regione posteriore.
Diverse classificazioni delle atrofie ossee sono state proposte negli anni, nel tentativo
di facilitare il confronto fra i vari casi e di associare alle diverse situazioni
anatomiche un opportuno trattamento terapeutico.
Alcune di queste classificazioni si sono incentrate sul parametro della architettura
ossea e della densità del tessuto stesso: tra queste annoveriamo quella redatta da
Lekholm & Zarb, nel 1985. Essi hanno considerato la qualità ossea sulla base della
valutazione radiografica preoperatoria e della percezione soggettiva della resistenza
ossea offerta al passaggio della fresa durante la preparazione del sito implantare.
La loro classificazione distingue:
- Osso Tipo 1: osso compatto e omogeneo quasi esclusivamente corticale (tipico della
mandibola atrofica e della sinfisi mandibolare);
- Osso Tipo 2: osso corticale compatto con porzione trabecolare densa (tipico del
corpo mandibolare);
- Osso Tipo 3: osso corticale sottile con porzione trabecolare densa (tipico della premaxilla);
- Osso Tipo 4: osso corticale sottile con porzione trabecolare di bassa densità (tipico
della tuberosità mascellare).
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2. IMPLANTOLOGIA ORALE
2.1 Storia e classificazione dell’implantologia
Si intende comunemente col termine implantologia orale quell'insieme di tecniche
chirurgiche atte a riabilitare funzionalmente un paziente affetto da edentulia totale o
parziale mediante l'utilizzo di impianti dentali, ovverosia presidi medici inseriti
chirurgicamente nell'osso mandibolare o mascellare capaci di permettere la
connessione di protesi, fisse o mobili, per la restituzione della funzione masticatoria.
Il problema dell’edentulismo, parziale o addirittura totale nei casi più avanzati, risulta
una questione di non sempre facile soluzione e di frequente riscontro nella pratica
clinica quotidiana dell’Odontoiatra.
La ricerca scientifica risulta essere da sempre molto attiva in questo ambito della
chirurgia portando alla scoperta di verità scientifiche che hanno reso questa pratica
sempre più sicura e meno invasiva per il paziente.
Gli impianti possono essere di diverse forme, inseriti in diverse sedi con tecniche
differenti e infine connessi alle protesi con diverse tempistiche.
L'implantologia endossea è al momento la più diffusa, ed utilizza impianti (corpo
implantare propriamente detto) di forma cilindrica/conica più o meno filettati
all'esterno e con connessione interna a varia conformazione per la parte emergente
(moncone) e più raramente cilindri o coni privi di filettatura esterna ma con analoghi
sistemi di connessione interna per il moncone.
In base al protocollo chirurgico si distingue implantologia sommersa e non
(transmucosa); in base alla tempistica di utilizzo (funzionalizzazione) avremo carico
immediato, anticipato, differito.
L'implantologia endossea si divide fondamentalmente in due grandi scuole: quella
italiana e quella svedese. L'implantologia di scuola italiana è storicamente
precedente, meno diffusa ma concettualmente ancora oggi è altrettanto importante
quanto la seconda. Alla scuola italiana si deve l'introduzione del primo impianto
specificamente progettato per il carico immediato, l'introduzione del titanio nella
6
produzione degli impianti (Stefano M. Tramonte), l'introduzione dell'area di rispetto
biologico sui corpi implantari, e la saldatrice endorale (PL. Mondani).
Alla scuola svedese si deve il concetto di "osteointegrazione", sviluppato per primo
da Per-Ingvar Branemark, basata sul carico differito e tesa a rendere più controllabile
il successo dell'intervento implantologico: prevede l'utilizzo di impianti endossei a
vite ed a connessione protesica, con carico differito, ovvero attendendo 3-4 mesi in
mandibola e 5-6 in osso mascellare.
Il materiale più utilizzato per la produzione di impianti è il titanio, in forma
commercialmente pura o nelle sue leghe ad uso dentale, materiale biocompatibile che
non comporta reazioni da parte dell'organismo (popolarmente ma erroneamente note
come rigetto).
2.2 Impianti di dimensioni ridotte
La ricerca scientifica mira a risolvere le situazioni cliniche che presentano una
insufficiente quantità di osso da riabilitare mediante implantologia tradizionale.
E’stata così introdotta nel panorama implantologico una nuova famiglia di impianti,
definibili come impianti corti, caratterizzati da una lunghezza endossea inferiore
rispetto agli impianti tradizionali, evitando al paziente una serie di procedure
chirurgiche di aumento osseo. Tali tecniche di ricostruzione ossea richiedono tempi
di guarigione relativamente lunghi, comportano un aumento dei costi e dei tempi
operativi, necessitano di un chirurgo particolarmente esperto ed espongono il paziente
ad un maggiore rischio di complicanze (come ad esempio danni neurologici) e di
morbidità post-operatoria. Alla luce di queste considerazioni è evidente come le
tecniche citate siano sempre più difficilmente accettate dai pazienti stessi.
In letteratura, quando si parla di impianti corti, non vi è uniformità di giudizio
rispetto alla definizione degli stessi: la maggior parte degli autori definisce impianto
corto come un dispositivo avente una componente intra-ossea di lunghezza minore o
uguale a 8 mm. Nel presente studio sono considerati corti impianti di lunghezza 6
mm.
7
In particolare, gli autori Renouard e Nisand, nella loro revisione delle letteratura
redatta nel 2005, hanno analizzato l‘impatto della lunghezza e del diametro
implantare sul tasso di sopravvivenza, in pazienti parzialmente e totalmente edentuli.
Gli autori hanno osservato una maggiore tendenza di fallimento in caso di impianti
corti o di largo diametro in associazione ad una ridotta esperienza dell‘operatore, ad
una preparazione del sito che non tenga conto della densità ossea, all‘utilizzo di
impianti macchinati e al loro posizionamento in osso di scarsa qualità. Utilizzando
una preparazione chirurgica adattata alla densità ossea, impianti con superficie
trattata e in mani esperte, la sopravvivenza raggiunge valori paragonabili ad impianti
più lunghi e di diametro standard. Gli autori hanno comunque sottolineato che i
risultati dovrebbero comunque essere paragonati ad impianti inseriti in osso
rigenerato.
Inoltre, lo sviluppo di nuovi sistemi implantari, caratterizzati da microgeometrie
superficiali notevolmente diverse da quelle usate in passato, ha determinato un
incremento di successo degli impianti corti. Le superfici implantari in titanio
macchinato sono state sostituite da superfici trattate chimicamente al fine di renderle
ruvide. La ruvidità determina un considerevole incremento di superficie con
conseguente aumento di BIC (Bone to Implant Contact).
A conferma di ciò si può considerare uno studio di Hagi et al., pubblicato nel 2004.
Questa revisione si è posta l‘obiettivo di verificare se i trattamenti della superficie
possano migliorare le prestazioni di impianti minori o uguali a 7 mm. Gli impianti
con superficie macchinata hanno subito più fallimenti in confronto a quelli con
superficie trattata; impianti più corti di 7 mm sono stati più soggetti a fallimento
rispetto a quelli maggiori di 7 mm; impianti con superficie ruvida hanno mostrato una
maggiore percentuale di successo nel mascellare superiore, mentre con impianti
macchinati non sono state trovate differenze nelle percentuali di fallimento tra
mandibola e mascellare superiore. Gli Autori concludono affermando che la
microgeometria superficiale è il principale fattore determinante le prestazioni degli
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impianti minori o uguali a 7 mm. Impianti di tali lunghezze, con superficie ruvida,
hanno riportato percentuali di successo paragonabili agli impianti standard.
3. OSTEOINTEGRAZIONE
3.1Il sistema perimplantare
Il sistema perimplantare presenta analogie anatomiche e funzionali con i tessuti
dento-parodontali. Tale struttura è costituita da mucosa perimplantare, osso alveolare
e dalla superficie dell’impianto. A differenza del parodonto non si ha il legamento
parodontale, in quanto l’impianto ha un contatto diretto con l’osso alveolare. Inoltre il
cemento radicolare è vicariato dal biossido di titanio che si forma sulla parte più
esterna della superficie implantare.
Il sistema perimplantare è un complesso sistema tissutale che si forma dopo
l’inserzione implantare a causa di un processo di guarigione della ferita. Infatti, in
seguito al posizionamento dell’impianto e alla sua esposizione, avviene la
conseguente formazione dell’attacco mucoso, che ha la funzione di separatore
biologico tra l’ambiente contaminato del cavo orale e il tessuto osseo a cui l’impianto
è ancorato. Numerosi studi sono stati condotti, principalmente dalle scuole svedesi,
per descrivere l’anatomia del sistema perimplantare. In particolare, su modelli
animali sono emerse numerose analogie morfologiche e funzionali tra la mucosa che
circonda l’impianto e la gengiva. La mucosa perimplantare è costituita da un attacco
epiteliale e un attacco connettivale. La barriera epiteliale e il connettivo
perimplantare costituiscono la dimensione biologica dell’impianto, la cui integrità
garantisce la separazione tra ambiente esterno e impianto. Qualora tale sigillo venga
meno, si potrebbe determinare un’infezione e una risposta infiammatoria locale tale
da risultare spesso nel fallimento precoce dell’osteointegrazione. Il tragitto
transmucoso si viene a creare precocemente durante la guarigione postchirurgica dei
tessuti molli e forma un’effettiva barriera tra l’ambiente orale e il tessuto osseo
perimplantare. Tuttavia, mentre l’interfaccia impianto-epiteliale si presenta
strutturalmente analoga all’interfaccia dento-epiteliale, esistono marcate differenze
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tra l’attacco connettivale al dente e il corrispondente attacco connettivale
perimplantare (fig.1).
Fig.1: Comparazione sistema implantare vs sistema dentale.
La gengiva, da un punto di vista istologico, sul versante orale e sulculare presenta un
epitelio di rivestimento cheratinizzato che si collega all’epitelio giunzionale liscio
rivolto verso la corona del dente, terminando a livello della giunzione amelocementizia. Il tessuto connettivo sopra alveolare ha uno spessore di circa 3-4 mm e
presenta nella sua compagine diversi fasci di fibre collagene:
- fibre dentogengivali che dalla porzione sopralveolare del cemento radicolare si
aprono a ventaglio entro la gengiva libera;
- fibre dentoperiostali che dalla porzione sopralveolare del cemento radicolare
decorrono parallele e terminano nella gengiva aderente (Fig.2 e 3);
- fibre circolari che decorrono orizzontalmente circondando il colletto del dente;
- fibre transettali che connettono il cemento sopralveolare di due denti adiacenti.
Il legamento parodontale presenta invece uno spessore di 0,2-0,3 mm, e in esso si
distinguono le fibre della cresta alveolare, le fibre orizzontali, oblique e apicali.
La barriera epiteliale, così come l’epitelio giunzionale parodontale, presenta pochi
strati cellulari che si estendono per 2 mm in senso apicale. Questo epitelio
giunzionale aderisce direttamente all’impianto tramite emidesmosomi, a loro volta
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collegati all’impianto con filamenti glicoproteici. Sebbene sia stata dimostrata nei
ratti una connessione di questo tipo, nelle culture con cellule umane e nell’uomo si è
sempre riscontrata una lamina basale fra la cellula epiteliale e l’impianto. È
interessante rimarcare la similitudine fra l’epitelio giunzionale dentale e quello
implantare. È probabile infatti che la guarigione epiteliale sia un fenomeno
indipendente della presenza dei tessuti dentari e pertanto un tentativo dell’organismo
di creare una prima struttura di adesione alle conformazioni che possiedono
caratteristiche sia intra che extra-corporee, come i denti e l’impianto.
È infine importante sottolineare che non esistono differenze istologiche tra la mucosa
perimplantare di un impianto sommerso e uno transmucoso.
Fig. 2 e 3: Si osservano fibre collagene della mucosa perimplantare che decorrono con andamento
variabile e, in prossimità della superficie implantare, assumono un andamento parallelo ad essa.
Colorazione eseguita con blu di toluidina e fucsina acida (30X).
La composizione dei tessuti sopralveolari, sia intorno al dente, sia intorno
all’impianto è stata esaminata da Berglundh e coll. Questi Autori hanno documentato
che la mucosa perimplantare ha un contenuto maggiore di collagene (85% contro il
60%) e minore di fibroblasti (1-3% contro 5-15%). Ciò sta a significare che la
porzione sopralveolare della mucosa perimplantare presenta le caratteristiche di un
tessuto cicatriziale, ricco di fibre e povero di cellule.
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Infine, per quanto riguarda il rifornimento vascolare alla gengiva proviene da due
diverse fonti. La prima è rappresentata dai vasi sanguigni sopraperiostali, la seconda
è il plesso vascolare del legamento parodontale. Nel sito implantare manca il
legamento e di conseguenza anche il plesso vascolare parodontale. Berglundh e coll.
hanno osservato che la vascolarizzazione della mucosa perimplantare ha origine
esclusivamente dal grande vaso sanguigno sopraperiostale, situato nella parte esterna
della cresta ossea. Vicino all’impianto è quindi assente un plesso vascolare in grado
di compensare la mancanza del plesso del legamento parodontale.
Nella mucosa perimplantare, il tessuto connettivo sopralveolare apicale all’epitelio
giunzionale, non ha quasi rifornimento vascolare.
3.2 Storia e descrizione del processo osteointegrativo
Il termine osteointegrazione, coniato alla fine degli anni sessanta da un chirurgo
ortopedico svedese, Per-Ingvar Branemark, professore di biotecnologia applicata è
usato in odontoiatria e in medicina per definire l'intima unione tra un osso e un
impianto artificiale senza tessuto connettivo apparente. Si definisce intima unione
quando lo spazio e i movimenti relativi fra osso e impianto non superano i 100
micron. La prima volta nel 1952, il Professor Branemark, si scontrò con questo
particolare fenomeno nel corso di una sperimentazione in vivo su coniglio con lo
scopo di studiare i processi di guarigione delle fratture ossee. A tal fine sono state
appositamente progettate e realizzate componenti di microscopia in titanio da
introdurre all’interno dell’osso alla cui estremità è stato posizionato il sistema di lenti
di ingrandimento. Queste componenti sono state inserite saldamente all’interno di fori
ricavati nel femore degli animali anestetizzati e lasciati in posizione per rilevare gli
eventi microscopici durante i processi di guarigione. Al termine degli esperimenti,
Brånemark notò l’impossibilità di rimuovere la struttura metallica dalla sua sede.
Studi successivi lo convinsero sulla biocompatibilità del titanio e sulla possibilità di
integrazione del titanio all’interno dell’osso. Questo fenomeno fu definito
osteointegrazione.
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In base alle conoscenze attuali, tale unione avviene solo quando l'impianto è
realizzato in titanio, anche se teoricamente qualsiasi materiale (preferibilmente
metallico) che sia dotato di una micromorfologia adeguata e che sia privo di proteine
potrebbe indurre osteointegrazione.
Ma facciamo un passo indietro: per esaminare questo aspetto è necessario rivedere
brevemente quelli che sono i processi di guarigione ossea dopo il trauma provocato
dalla creazione di un alveolo chirurgico e dall’applicazione di un impianto, che causa
l’interruzione dei vasi sanguigni ossei con conseguente sanguinamento. Proprio ciò
determina il contatto tra i liquidi biologici dell’ospite e la superficie dell’impianto
appena inserito; in seguito si avrà flogosi associata a induzione e invasione cellulare,
che si protrarrà per 2-4 giorni dal trauma.
Più nello specifico, l’adsorbimento sulla superficie implantare di ioni e
macromolecole di origine ematica è immediato e fondamentale anche per la stessa
adesione piastrinica: infatti, proteine ematiche come il fibrinogeno permettono
l’adesione delle piastrine sulla superficie dell’impianto.
Le piastrine vanno incontro a degranulazione, con rilascio di fattori di crescita quali il
platelet derived growth factor (PDGF) e il transforming growth factor beta (TGFbeta), che possiedono attività chemotattica e mitogena nei confronti delle cellule
mesenchimali indifferenziate dotate di potenziale osteogenico. Inoltre, le piastrine
rilasciano specifici fattori (fattore VIII o di von Willebrand), essenziali nella
promozione della diapedesi o migrazione di leucociti ovvero globuli bianchi nello
spazio perimplantare. Il richiamo di cellule con potenziale osteogenico e di globuli
bianchi nel sito chirurgico, d’altra parte, è garantito dalla stessa interruzione della
circolazione sanguigna, contemporanea agli eventi emorragici, che determina
degenerazione ischemica del tessuto peri-implantare, riduzione della tensione di
ossigeno nel sito chirurgico e stimolo chemotattico anche per le cellule endoteliali.
Come abbiamo visto, insieme all’attivazione e all’aggregazione piastrinica, si innesca
la cascata coagulativa, che esita nella formazione del coagulo di fibrina. Il risultato è
la formazione di un network stabile, cioè una vera e propria rete che rappresenta di
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fatto un’autostrada per le cellule che devono raggiungere la superficie implantare,
appunto leucociti e cellule osteogeniche.
Le proteine ematiche adsorbite sulla superficie implantare sono moltissime e con
svariate funzioni, non limitate all’adesione piastrinica. A livello ultrastrutturale,
pertanto, avvengono in questa fase due fenomeni importanti: da un lato, la superficie
dell’impianto, ricoperta strutturalmente dallo strato di biossido di titanio, assorbe su
di sé una grande quantità di proteine, formando così un biofilm proteico; dall’altro,
essa è in grado di legare chimicamente a sé una grande quantità di ioni, tra cui gli ioni
calcio e fosfato. In presenza di un’adeguata concentrazione di ioni calcio e fosfato,
infatti, si viene a creare uno strato amorfo o nanocristallino di calciofosfati, dello
spessore incostante, ma minimo (in genere di 5 nm) che compenetra il biofilm
proteico e si organizza al di sotto di esso. Gli anioni e i cationi sono incorporati nello
strato di biossido e la formazione di questo strato minerale è rilevante perché,
sebbene i meccanismi nei quali è coinvolto siano ancora poco conosciuti, certamente
esso è in grado di modellare l’interfaccia tra il titanio e le proteine su di esso
adsorbite. Il biofilm proteico, invece, è rappresentato da uno strato inizialmente
sottile di proteine, carboidrati, proteoglicani, lipoproteine e glicosaminoglicani, che in
breve tempo si organizza in uno strato proteico amorfo di dimensioni variabili (20500 nm), ricco soprattutto in glicoproteine, proteoglicani e osteopontina (OPN), ma
privo di collagene. Non esiste consenso univoco relativamente alle dimensioni di
questo strato proteico non collagenico, poiché esso è stato rilevato in diverse forme:
alcuni autori lo descrivono come strato acellulare amorfo di dimensioni comprese tra
500 e 600 nm, altri come sottile strato di non più di 50 nm. Questa disomogeneità di
spessore potrebbe essere interpretata in relazione non solo allo sviluppo temporale,
ma anche alla distribuzione spaziale. Tuttavia, questo strato elettrondenso
interfacciale è chiaramente distinto dall’osso mineralizzato e dalla matrice osteoide
stessa e prende anche il nome di linea cementante (cement layer). Le cellule si legano
alla superficie implantare proprio attraverso questo strato proteico. Il seguente
meccanismo è simile a ciò che avviene in natura, laddove la fibronectina, proteina
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della matrice extracellulare, si comporta anch’essa come ponte per l’adesione
cellulare, sempre attraverso il legame specifico con le integrine, proteine presenti
sulla superficie degli osteoblasti e delle cellule mesenchimali indifferenziate, con
potenziale osteogenetico. Il legame che coinvolge le integrine e determina l’adesione
cellulare alla superficie implantare come alla matrice ossea extracellulare, è descritto
come adesione focale.
A questo punto (4 - 7 giorno), i macrofagi cominciano la digestione ed eliminazione
dell’ematoma e dei tessuti necrotici, con formazione di un blastema fibrocellulare,
dotato di un grande potenziale osteogenetico fino alla quarta-sesta settimana. La
ferita chirurgica è ormai popolata di cellule mesenchimali dotate di potenziale
osteogenetico, provenienti anche dai vasi neoformati: la neoangiogenesi è infatti
sempre prerequisito per l’osteogenesi (dalla quarta-sesta settimana in poi).
Si avrà, pertanto, intorno all’impianto, un’osteogenesi con formazione di tessuto
osseo primario giovane (osso a fibre intrecciate), che verrà poi rimodellato e
sostituito quasi del tutto da tessuto osseo secondario lamellare, allorchè i carichi
prima indiretti e poi diretti saranno recepiti dal tessuto osseo stesso.
Nel processo di osteointegrazione, due
fattori svolgono un ruolo importante: la
stabilità primaria (stabilità meccanica) e
la stabilità secondaria (stabilità biologica
dopo
il
rimodellamento
dell’osso)
dell’impianto nell’osso.
Uno
dei
maggiori
problemi
per
l’impianto è rappresentato dal rischio di
una
inefficace
o
tardiva
osteointegrazione, dovuta a una perdita generale di stabilità tra la seconda e la quarta
settimana, ovvero la fase critica di passaggio dalla stabilità primaria a quella
secondaria.
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È fondamentale introdurre inoltre il concetto di stabilità primaria e secondaria: non
appena si inserisce un impianto nell’osso mascellare, alcune aree della superficie
entrano a contatto diretto con l’osso. Questo contatto determina stabilità primaria o
meccanica e dipende dalla forma dell’impianto, dalla qualità dell’osso e dalla
preparazione del letto implantare. La stabilità primaria diminuisce gradualmente nel
processo di rimodellamento dell’osso.
La stabilità secondaria, invece, è chiamata in causa successivamente, nel processo di
guarigione; quando l’osso è rimodellato e forma nuove aree di contatto con la
superficie implantare. Questo nuovo contatto con l’osso è chiamato stabilità
secondaria o biologica. Quando il processo di guarigione è terminato, la stabilità
meccanica iniziale è completamente sostituita dalla stabilità biologica.
La velocità del processo di osteointegrazione e la sua quantità sono funzione del tipo
di superficie dell'impianto, che può presentare una geometria tale da attrarre cellule
osteoblaste. Una superficie liscia è meno adatta a questo scopo, per questo motivo si
possono utilizzare trattamenti particolari, che analizzeremo in seguito. Studi recenti
hanno dimostrato che se l'impianto viene dotato di una superficie di tipo spugnoso, il
processo è notevolmente più rapido e intimo. Per contro, una superficie spugnosa o
con rugosità molto accentuata è molto più esposta a colonizzazioni batteriche che
posso facilmente portare alla perdita dell'impianto stesso.
A livello strutturale, il processo di osteointegrazione su di una superficie implantare
comprende delle fasi abbastanza complesse ed il coinvolgimento di molteplici fattori
(tra i più importanti la microstruttura e la chimica superficiali), i quali influiscono sul
risultato sia dal punto di vista quantitativo che qualitativo.
Gli studi di Osborn e Newesley hanno mostrato che la neoformazione ossea avviene
attraverso due fenomeni, l’osteogenesi a distanza e quella da contatto. Nel primo caso
la deposizione da parte degli osteoblasti e la successiva mineralizzazione avviene in
una direzione che va dalla periferia verso l’impianto, ossia l’osso va a circondare
gradualmente la vite. Nel secondo processo si verifica un’osteointegrazione in
direzione opposta, dall’impianto alla periferia. L’apposizione di nuovo osso esige un
16
continuo richiamo di cellule dall’osso e dal circolo sanguigno verso l’impianto, dato
che gli osteoblasti, dopo il differenziamento, sono solo in grado di produrre osso per
apposizione. Una volta che essi si sono polarizzati, producono proteine ECM,
specialmente collagene, con lo scopo di dare una struttura precisa all’interfaccia ossoimpianto, che, dopo la calcificazione, si tramuta in matrice osteoide e infine in tessuto
osseo.
Perché l’osteointegrazione avvenga nel modo più corretto e soddisfacente possibile,
si sono sviluppati diversi trattamenti superficiali, che consentono di irruvidire la
topografia: si preferiscono superfici rugose alle lisce perché assorbono di più le
biomolecole coinvolte nei processi sopra descritti, favoriscono di più la
differenziazione degli osteoblasti, aumentano la sintesi di ECM e incrementano
l’aggregazione delle piastrine.
Bisogna precisare l’osteointegrazione è legata anche ai concetti di osteoinduzione e
osteoconduzione. Con la prima definizione si indica la stimolazione delle cellule
osteoprogenitrici alla differenziazione osteoblastica, fenomeno che dà avvio
all’osteogenesi, quindi la “induce”. L’osteoconduzione riguarda invece la crescita
dell’osso su di una superficie, implica dunque l’esistenza di superfici più o meno
osteoconduttive, ossia in grado di favorire meglio o peggio l’adesione e l’adattamento
delle
cellule
al
sito
implantare.
Si
vede
come
l’ancoraggio
diretto
(l’osteointegrazione) tra impianto e nuovo osso, se si mantiene con successo e senza
interposizione di tessuto fibroso (al contrario, l’osteofibrointegrazione comporta
reazioni infiammatorie, riassorbimento osseo e fallimento dell’impianto), non sia
altro che il risultato concreto di una precedente osteoinduzione e osteoconduzione.
4. TITANIO E SUE CARATTERISTICHE
I metalli sono apprezzati dal punto di vista meccanico in quanto sono elastoplastici:
hanno modulo elastico e carico di snervamento elevati, un’alta resistenza alla fatica e
sono duttili. Grazie a queste peculiarità sono in grado di resistere bene al carico e non
si deformano quasi per niente dal punto di vista elastico e plastico (permanente).
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Il metallo più biocompatibile è sicuramente il titanio: esso occupa la ventiduesima
posizione della tavola di Mendelev e appartiene alla quarta colonna del gruppo dei
metalli di transizione. Questo metallo, rispetto ad altri in uso fin dall’età preistorica
(ferro, rame e bronzo), è stato scoperto relativamente di recente, in una valle della
Cornovaglia (Menachan Valley) nel 1791, dal chierico William Gregor.
Inoltre ha proprietà eccellenti dal punto di vista ingegneristico; esso mostra bassa
densità, alta resistenza (resistente quanto l’acciaio e due volte più dell’alluminio),
basso modulo di elasticità, bassa conducibilità termica, bassa espansione termica,
eccellente resistenza alla corrosione, facilità di lavorazione, biocompatibilità, periodo
di dimezzamento radioattivo estremamente corto, che consente il suo uso nei sistemi
nucleari, non è magnetico ed è in grado di sostenere temperature estreme, grazie al
suo alto punto di fusione. Inoltre, il titanio è immune all’attacco corrosivo dell’acqua
salata o degli ambienti marini.
I primi utilizzi applicativi del titanio, alla fine degli anni trenta, riguardano il settore
militare: carri armati, aerei, sommergibili. Gli studi sulle possibili applicazioni,
iniziati nel periodo fra le due guerre mondiali, sfociano nel secondo dopoguerra con i
primi casi d’uso del titanio nell’industria aeronautica e aerospaziale; in chirurgia
medica le leghe di titanio, grazie alla loro ottima biocompatibilità, vengono usate con
successo per la realizzazione di valvole cardiache, come rivestimento per apparecchi
bioimmersi come i pacemakers, articolazioni per le anche, perni per ossa fratturate,
apparecchi acustici. In chirurgia maxillofacciale queste leghe sono impiegate per la
realizzazione di lamine di ricostruzione (pelli artificiali).
Si possono distinguere due forme allotropiche: la forma esagonale (struttura EC) α-Ti
è stabile non oltre 882°C, la forma cubica (struttura CCC) β-Ti è stabile a
temperature superiori a 882°C; la prima si stabilizza in lega con l’alluminio, la
seconda col vanadio. Dalla forma α a quella β aumenta la grandezza granulare media.
E’ necessario precisare che le leghe hanno caratteristiche peggiori rispetto al titanio
puro dal punto di vista della biocompatibilità, a causa del possibile rilascio di ioni
alluminio e vanadio; risultano migliori invece dal punto di vista meccanico.
18
La lega di titanio più usata in campo biomedico è la Ti6Al4V, con il 6% di alluminio
e il 4% di vanadio: è caratterizzata da un modulo di elasticità più basso rispetto alle
leghe di cobalto, ma più alto rispetto al titanio puro (che rimane comunque più
resistente alla corrosione rispetto alle leghe). Inoltre, più impurezze si aggiungono,
maggiore è la resistenza e minore è la duttilità, con una grande variabilità che
consente di scegliere il materiale adatto in base all’esigenza (Tab. 1).
Tab.1: Proprietà meccaniche del titanio e della lega Ti6Al4V (da J.B. Park and R.S. Lakes:
Biomaterials: an Introduction, 2nd edition Plenum Press, New York, 1992).
Le caratteristiche che rendono il titanio adatto alle applicazioni protesiche sono
sicuramente: la leggerezza (è più leggero anche dell’acciaio ed ha una densità di 4.5
g/cm3), la scarsa tossicità, la bassa conduttività termica, l’elevata costante dielettrica,
il basso peso specifico e il non essere ferromagnetico. Un vantaggio rispetto ad altri
materiali è la migliore resistenza specifica, mentre la scarsa resistenza al taglio e la
tendenza a grippare generano delle complicanze. E’ inoltre molto reattivo, in
particolare all’ossigeno che, penetrando al suo interno, lo rende fragile.
I materiali metallici usati nell’implantologia (caratteristiche in Tab. 2), come in altri
ambiti medici, sono considerati avere un buon grado di biocompatibilità, anche se si
deve porre attenzione al rischio della corrosione conseguente al contatto con i tessuti,
problema che può essere limitato con specifiche procedure durante la lavorazione dei
prodotti.
Prima del titanio si sono inizialmente sperimentate nell’implantologia le leghe
dell’oro, ma con risultati non soddisfacenti, in conseguenza alla formazione di uno
strato fibroso all’interfaccia osso-impianto che di certo non assicura il successo
19
osteointegrativo; anche le leghe cobalto-cromo introdotte successivamente hanno
dato lo stesso risultato.
Tab. 2: Riassunto dei requisiti dei materiali implantari.
Ecco dunque che gli altri metalli sono stati progressivamente rimpiazzati dal titanio.
La funzione masticatoria è infatti ben in linea con un materiale così resistente.
Le qualità di titanio attualmente disponibili in commercio sono quattro: qualità 1,
qualità 2, qualità 3, qualità 4 e differiscono per il diverso contenuto in azoto,
carbonio, idrogeno, ferro e ossigeno.
Si precisa che è stata recentemente introdotta una quinta qualità di titanio, solitamente
non usata per la fabbricazione degli impianti, per i quali si preferiscono invece le
qualità 2 e 3: con queste qualità viene infatti raggiunto un compromesso tra buone
proprietà meccaniche (alta percentuale di impurità) e buona osteointegrazione (bassa
percentuale di impurità), anche se si tende a privilegiare il secondo obiettivo quando
si ha a che fare con innesti dentali. Il contenuto di ossigeno è particolarmente
importante per la duttilità e la resistenza del manufatto (essa aumenta aggiungendo
anche azoto e idrogeno, i quali contribuiscono contemporaneamente al diminuire
della durezza).
Gli impianti in titanio presentano uno strato inerte di ossido, che si forma a contatto
con l’aria, con l’acqua e che si riforma velocemente anche dopo un danneggiamento.
Il TiO2 ha una funzione di protezione della superficie dalla corrosione ed è
abbastanza sottile (spessore di 3-6 nm), non cristallino, con composizione irregolare,
ottenuto con un processo di passivazione chimica di acidi inorganici, che permette di
20
omogeneizzare la superficie e di aumentare il grado di rugosità a favore di un
aumento della quantità di eventuali siti di attacco per le cellule e quindi di una buona
osteointegrazione. Con il passare del tempo, lo strato può aumentare il suo spessore,
soprattutto in prossimità di tessuto osseo. Poiché, quando si inserisce un impianto, lo
strato di ossido può modificarsi ed adsorbire ioni e proteine biologiche indesiderate, e
quindi perdere la sua capacità osteoconduttiva, si provvede a derivatizzarlo
(l’adsorbimento di questi elementi indesiderati viene scoraggiato). E’ interessante
notare che il TiO2 ha una struttura simile al SiO2, che si trova nel vetro: diventa
quindi possibile incorporare nel reticolo fattori utili al processo osteointegrativo.
In conclusione, la resistenza ambientale del titanio dipende soprattutto da un film
d’ossido superficiale (principalmente TiO) molto sottile, tenace e altamente
protettivo, molto stabile al di sopra di un certo range di ph, di potenziale e di
temperatura, la cui formazione è particolarmente favorita quando il carattere
ossidante dell’ambiente aumenta; per questo motivo, il titanio resiste generalmente
agli ambienti leggermente riducenti, neutri e altamente ossidanti fino a temperature
ragionevolmente alte. Il titanio sviluppa ossidi superficiali molto stabili con alta
integrità, tenacia e buona aderenza. L’ossido superficiale sul titanio, se graffiato o
danneggiato, è in grado immediatamente di ricostruirsi in presenza di aria o di acqua.
5. SUPERFICI DI RIVESTIMENTO IMPLANTARE
5.1 Ruolo della superficie nell’osteointegrazione
Il processo di osteointegrazione, consistente nella migrazione e proliferazione delle
cellule osteoblastiche e nelle successive sintesi, deposizione e mineralizzazione della
matrice ossea, è enormemente influenzato dalla rugosità e dalla composizione
chimica delle superfici, due parametri profondamente correlati fra loro nella
determinazione dell’aspetto strutturale e della natura di una superficie implantare.
Essi hanno un ruolo chiave nell’ottimizzazione della risposta biologica dei tessuti
perimplantari: conferendo una certa configurazione topografica all’impianto (ne
modificano la morfologia, quindi anche l’energia di superficie e la bagnabilità),
21
vanno a condizionare quantitativamente e qualitativamente la neoformazione ossea.
Questo si traduce nella capacità di guidare la proliferazione e il differenziamento
cellulari, oltre alla produzione ed il rilascio locale di fattori stimolanti la guarigione
del sito attorno alla fixture.
E’ importante che si rispetti un determinato grado di rugosità soprattutto nelle fasi
iniziali di integrazione di un impianto, durante le quali un buon contatto ossoimpianto è fondamentale perché gli osteoblasti aderiscano efficientemente,
proliferino, si differenzino e diano avvio alla sintesi dei componenti della matrice, e
perché si verifichi un incremento di produzione della fosfatasi alcalina (agisce nella
fase di mineralizzazione), di osteocalcina e di TGF-β e PGE2 (prostaglandina E2, una
sostanza ormono-simile che aumenta l’aggregazione piastrinica nei processi
infiammatori).
L’attacco e l’adesione degli osteoblasti, fasi iniziali del processo osteointegrativo,
sono proprio determinati dalla morfologia più che da altre caratteristiche superficiali.
Nella fase di attacco sono essenziali i microvilli, strutture cellulari che interagiscono
con il titanio tramite il legame ionico e le forze di Van der Waals. Nella fase di
adesione si ha il coinvolgimento della matrice extracellulare, del citoscheletro e dei
recettori
di
membrana.
L’attivazione di
determinati
segnali
controlla
la
conformazione delle cellule e le guida a differenziarsi: questo può avvenire grazie
alle adesioni focali, complessi proteici che legano il citoscheletro alla matrice
extracellulare; una componente di essi in particolare, la vinculina, ha un ruolo
primario. Un’altra proteina, l’OPG (osteoprotegerina, glicoproteina inibitrice del
riassorbimento osseo), diminuisce l’azione osteoclastica ed agisce quindi sul
rimodellamento locale dell’osso che circonda l’impianto.
In uno studio in vitro di Passeri et al. (2009) si è valutata la risposta di cellule
osteoblasti che primarie a diverse superfici, con lo scopo di sottolineare in che modo
morfologie differenti modulino in maniera altrettanto differente il comportamento
degli osteoblasti, con particolare attenzione ai due processi preliminari prima descritti
di attacco e adesione.
22
Si può notare come le superfici sabbiate e trattate con attacco acido e le superfici
rivestite con plasma-spray rivelino già all’inizio un buon contatto fra le cellule ed una
proliferazione elevata di esse sul substrato. Queste superfici, se confrontate con
quelle levigate (polished) o lisce (machined), mostrano adesioni focali diverse, in
virtù del fatto che i loro osteoblasti hanno subito uno stress meccanico più intenso (le
adesioni sono infatti viste come dei meccano-sensori e la loro lunghezza è
proporzionale allo sforzo applicato dalle fibre di actina; sono rilevabili sulle direzioni
lungo le quali le cellule si adattano alla conformazione delle irregolarità superficiali).
La conseguenza di una migliore adesione si traduce in contatti più forti e stabili tra le
cellule: anche se inizialmente le superfici meno ruvide mostrano una maggiore
proliferazione e le più irregolari ne rivelano una più lenta, a lungo termine la
situazione volge a favore delle seconde, in quanto nelle prime il tasso proliferativo
degli osteoblasti si abbassa.
E’ ancora in via definizione una rugosità ottimale, anche se, secondo gli studi di
Wennerberg et al., un valore di 1.5 μm sembra accettabile se rapportato con altri
valori superiori/inferiori o con gli insoddisfacenti valori delle superfici lisce.
Impianti con uno strato di ossido di titanio più spesso forniscono una risposta
osteointegrativa ancor più veloce: è il caso, per esempio, delle superfici nanoporose
anodizzate, nelle quali si nota una porosità a livello di nanoscala, oppure di quelle
sottoposte a doppio attacco acido (la fibrina si fissa bene sulla superficie,
determinando un’attivazione massiccia delle piastrine, quindi una valida regolazione
della risposta osteogenica).
Dati i vantaggi e gli svantaggi che ogni tecnica può rivelare, non è possibile definirne
una migliore: diventa allora strategica la combinazione di trattamenti allo scopo di
ricavare più benefici insieme.
Nel corso dell’ultimo decennio sono stati sviluppati diversi metodi per velocizzare i
tempi della guarigione dell’osso attorno all’ impianto e per incrementare l’area di
contatto tra superficie implantare e tessuto osseo, dalla sabbiatura, al plasma-spray,
agli attacchi con acidi. Per esempio, nella sabbiatura, le cellule coinvolte nella
23
neoapposizione di osso mostrano una predilezione diversa per le superfici in base a
quanto sono grandi le particelle usate e a come è caratterizzato il mezzo sabbiante: i
macrofagi, al contrario dei fibroblasti, preferiscono le superfici ruvide.
Lo scopo di “progettare” la morfologia di una superficie (si sfruttano trattamenti che
creano la microtopografia desiderata) è il controllo dell’osteogenesi, tenendo conto
che rugosità di dimensioni inferiori a quelle delle cellule non consentono a queste
ultime di appiattirsi del tutto, promuovendone invece, come desiderato, l’attività
osteoblastica (studi di Boyan et al.).
Il processo coagulativo risulta altrettanto importante: le indagini di Davies et al.
mostrano come le cellule del tessuto connettivo, potenzialmente osteogeniche,
abbiano la capacità di migrare attraverso il coagulo che viene inizialmente a crearsi
attorno ad un impianto, e si ritrovino poi in un ambiente creato dall’interazione tra
sangue e titanio.
L’attivazione delle piastrine consente una corretta guarigione attraverso il rilascio di
fattori di crescita e citochine.
A questo proposito è stato fatto un passo avanti, nel senso che non ci si è limitati a
considerazioni fisiche o meccaniche, ma si mettono in rilievo aspetti biochimici,
sottolineando il legame che la morfologia può avere anche con essi. In tutte queste
osservazioni è necessario tener conto di una rugosità, come detto prima, dell’ordine o
inferiore a quella dei corpi cellulari. Ecco dunque che sotto questo punto di vista la
rugosità si caratterizza come “distanza tra gli elementi morfologici”: la grandezza
delle proteine si aggira sui 1-10 μm, quella delle cellule sui 1-100 μm, mentre la
lunghezza media di una cellula mesenchimale è di 5-12 μm, per cui una rugosità che
superi queste dimensioni “viene interpretata dagli osteoblasti che si trovano tra i
picchi come superficie liscia”.
Le prestazioni più in linea con dimensioni così precise sono date da tecniche di
attacco con acido o di anodizzazione piuttosto che da trattamenti più tradizionali
come la sabbiatura. Quando sono richiesti tali valori di rugosità, si adottano anche
processi di finitura superficiale basati sugli ultimi miglioramenti tecnologici.
24
L’irruvidimento superficiale e le modificazioni chimiche favoriscono dunque
l’ancoraggio osseo e la stabilità biomeccanica: tuttavia, nonostante l’efficacia clinica
dimostrata dalla gran parte degli impianti disponibili in commercio, non si è ancora
riusciti ad individuare con sicurezza l’esatto ruolo, sia a breve che a lungo termine,
che i due fattori ricoprono nell’osteointegrazione.
Inoltre, ai fini di una corretta integrazione, bisogna tener conto di fattori biomeccanici
(carico biomeccanico che l’impianto deve supportare) e condizioni igieniche: si può
dunque notare come il solo trattamento superficiale non basti di per sé ad assicurare il
successo osteointegrativo. La prima manifestazione di un fallimento clinico è
l’osteofibrointegrazione, che consiste nella formazione di tessuto fibroso attorno
all’impianto e nella conseguente perdita di una fissazione meccanica idonea.
Perché rugosità e composizione chimica vadano ad influire direttamente
sull’adsorbimento di utili proteine, alcune superfici vengono rese maggiormente
osteoconduttive con rivestimenti, per esempio in fosfato di calcio. Si è inoltre rilevato
che dalla chimica dipende la caratterizzazione di una superficie idrofilica, preferita
alle idrofobiche per il miglior legame che si viene a creare con i fluidi ed i tessuti
biologici. I valori per la misura di un parametro quale l’angolo di contatto, che
fornisce l’entità del contatto osso-impianto, coprono un range che va da 0° (superficie
idrofilica) a 140° (superficie idrofobica); i vantaggi apportati dalle superfici
idrofiliche devono però ancora trovare riscontro nelle indagini in vivo.
La rugosità può essere descritta a livello di macro, micro e nano scala. Il livello
macro comprende un campo che si estende dalle decine di micron ai millimetri:
riguarda la geometria dell’impianto; la microrugosità rappresenta trattamenti di
superficie nel range tra 1 e 10 micron ed ha una maggiore resistenza al removal
torque rispetto a viti lisce. La scala nanometrica è invece coinvolta negli eventi
molecolari e cellulari dell’osteogenesi; essendo il livello più fine, risulta difficile la
sua riproduzione. Non si è dunque ancora arrivati nemmeno a definire un valore
ottimale che induca un adsorbimento selettivo di proteine al substrato, sebbene si sia
25
provato che valori di nanorugosità comportano un’accelerazione della guarigione
ossea.
Nel 2004, Albrektsson & Wennerberg hanno classificato a livello micrometrico le
superfici implantari come segue:
 Superfici lisce: valori Sa<0,5 μm (“polished abutment surface”);
 Superfici minimamente ruvide: valori Sa 0,5-<1 μm (“turned”);
 Superfici moderatamente ruvide: valori Sa 1-<2 μm (impianti più
comunemente usati);
 Superfici ruvide: valori Sa ≥ 2 μm (TPS)
dove Sa = Valore di ruvidità superficiale.
Le superfici moderatamente ruvide con un valore di ruvidità superficiale (Sa)
compreso fra 1 e 1,5 μm, mostrano il più alto livello di contatto osso-impianto (BIC),
una più salda fissazione ossea e quindi una maggiore osteointegrazione dell’osso
(Wennerberg et al. 1996). Tali superfici sono, ad oggi, le più utilizzate dalle case
produttrici implantari.
La ruvidità superficiale infatti, diversamente da una superficie liscia, conferisce al
materiale una maggiore resistenza alle forze di trazione e torsione che si sviluppano
nell’interfaccia osso-impianto, che sembrerebbe essere correlata alla maggiore
superficie disponibile per il contatto osseo, in funzione del grado di ruvidità
superficiale (Wennerberg et al. 2009).
Osservazioni condotte da vari studi hanno indicato una migliore interazione dei
tessuti molli con le superfici di titanio lisce levigate (Kononen et al.1992; Cochran et
al. 1994), mentre la formazione ossea e l’osteointegrazione sono promossi piuttosto
dalle superfici di titanio ruvide (Buser et al. 1991; Martin et al. 1995; Groessner
Schreiber & Tuan 1992).
Quando si studia una superficie, gli aspetti da prendere in esame sono essenzialmente
morfologici e chimici. Gli aspetti morfologici da studiare sono macrotopografici
(nell’ordine dei millimetri, quali design implantare e sua filettatura), microtopografici
(nell’ordine dei micrometri, quali topografia e geometria superficiale dell’impianto) e
26
ultrastrutturali (nell’ordine dei nanometri, quindi gli aspetti nanostrutturali della
superficie); ora andremo ad analizzarli. A seguire la tabella (Tab.3) con la
classificazione delle superfici implantari dal punto di vista della tecnica di
produzione:
Tab.3: Classificazione superfici implantari.
5.2 Trattamenti di superficie implantare a livello micrometrico
I trattamenti per impianti che modificano la rugosità e la chimica superficiali con il
fine di creare topografie ben precise, riguardano tutti un’alterazione del metallo di
base, in specifico dello strato di ossido per le superfici in titanio. La letteratura
comprende non una, ma vari tipi di classificazioni delle tecniche utilizzate, in quanto,
essendo che una singola modificazione riguarda diversi aspetti, essa può essere vista
da angolazioni differenti comunque fra loro correlate.
27
Sotto il punto di vista della conformazione che la superficie presenta una volta subito
il trattamento, si distinguono impianti modificati con tecniche additive, sottrattive,
oppure combinate. Un profilo convesso, ovvero con picchi pronunciati, corrisponde
alla prima definizione; un profilo concavo, in cui risultano più evidenti cavità o pori,
alla seconda. Tra i processi aggiuntivi vi sono i rivestimenti in idrossiapatite o in
fosfati di calcio, il TPS (titanium plasma-spray) e la deposizione ionica. Tra i
procedimenti sottrattivi si hanno l’elettrolevigatura, la levigatura meccanica, la
sabbiatura,
l’attacco
con
acido
(mordenzatura
acida)
e
l’anodizzazione
elettrochimica.
Per quanto concerne invece la natura della modifica che una lavorazione superficiale
può comportare, la morfologia può essere influenzata fisicamente, chimicamente
oppure con mezzi biochimici (si rendono cioè le superfici biologicamente attive).
Una superficie opportunamente alterata rilascia ioni o molecole in grado di stimolare
la membrana cellulare ed attivare i suoi recettori, in modo che le cellule vengano
avviate all’adesione e alla differenziazione. Si ricorda inoltre che sotto l’aspetto
biomeccanico una determinata microtopografia conferisce una certa conformazione ai
campi tensionali e deformativi, in modo che si verifichino reazioni sia fra superficie e
proteine che tra superficie e cellule.
5.2.1 Trattamenti per addizione:
Titanium-plasma-spray
Il titanium plasma spray (TPS) è una tecnica additiva che consente la creazione di
una superficie irregolare mediante l’aggiunta di particelle di titanio: più precisamente,
viene iniettato titanio in polvere in un forno al plasma ad alta temperatura. Le
particelle si fondono così sulla superficie, formando uno strato uniforme che può
raggiungere le decine di micron, la cui rugosità risultante aumenterà l’area di contatto
fra impianto e superficie in modo significativo.
La morfologia tipicamente porosa di questa superficie espone dei picchi rotondi
abbastanza distanziati tra loro, ma collegati, e cavità poco accentuate.
28
I risultati degli studi condotti su queste superfici sono talvolta contraddittori:
generalmente si riportano valori per i parametri di rugosità decisamente alti. Si
osservano sulla superficie delle fessure tra i difetti globulari, non rinvenibili su
impianti lisci, sabbiati o mordenzati. Non sempre la maggiore rugosità ed irregolarità
(quindi la maggiore complessità, che comporta un aumento dell’area superficiale
anche di un fattore dieci) si traduce in un migliore contatto ossoimpianto: dal punto di
vista clinico le TPS causano infatti più riassorbimento osseo marginale rispetto ad
altre superfici moderatamente ruvide o lisce. Si può quindi dedurre che un aumento di
rugosità sia positivo per la ritenzione meccanica all’interfaccia, ma che un
incremento eccessivo del valore (per le TPS si hanno valori di Ra che si aggirano
spesso tra i 4 o 5 μm, accettabili, e i 10 μm, decisamente troppi), come spesso si
verifica in questo tipo di impianti, arrechi più svantaggi che benefici, ed è anche per
questa ragione che vengono piuttosto preferiti i rivestimenti in idrossiapatite.
Rivestimenti con fosfati di calcio
L’arricchimento della superficie perimplantare con fosfati di calcio (idrossiapatite)
velocizza l’adesione degli osteoblasti e la guarigione ossea. La tecnica consiste nel
deporre sostanze chimiche con diversi metodi: il plasma-spray, la deposizione a
spruzzo (sputter-deposition), il rivestimento solgel, la deposizione elettroforetica, la
precipitazione biomimetica.
Nella pratica il trattamento più diffuso risulta il plasma-spray: particelle di
idrossiapatite vengono iniettate in un forno al plasma ad alta temperatura (tecnica già
vista con il TPS), e vanno poi a fondersi nella formazione di un film superficiale che
può arrivare al massimo ad uno spessore di pochi mm: si crea così una superficie con
morfologia irregolare. Proprio perché è un trattamento additivo, rispetto ad uno
sottrattivo, presenta una maggiore spaziatura fra i difetti creati. Come nelle superfici
TPS, si trovano qui gli stessi svantaggi rispetto a superfici più classiche come le
sabbiate, anche se questi rivestimenti si sono rivelati leggermente migliori delle TPS.
I risvolti clinici hanno difatti dimostrato che, nonostante il rivestimento in HA abbia
29
un potere osteoconduttivo molto alto nell’attivazione di interazioni strette tra
impianto e tessuto biologico (nel quale viene convertita nella forma più stabile di
fluoro apatite), può comunque rilasciare nel tempo dei residui. L’uso di questa
tecnica rimane perciò limitato in campo odontoiatrico, mentre risulta più diffuso in
ortopedia.
5.2.2 Trattamenti per sottrazione:
Sabbiatura
La sabbiatura (blasting o grit-blasting) rappresenta un processo meccanico di tipo
sottrattivo. Tra le particelle sabbianti disponibili, si preferiscono quelle che lasciano
una quantità minima di residui: vengono solitamente usate allumina (Al2O3),
corindone (forma minerale dell’ α-allumina, a sua volta forma stabile dell’allumina),
fosfati di calcio (idrossiapatite), biossido di titanio e rutilo (somigliante al Ti).
La morfologia delle superfici sabbiate è abbastanza regolare, anche se non omogenea
quanto le machined, e con cavità vicine tra loro alternate a piccoli picchi.
La rugosità che si va a creare è di tipo macro ed i vari gradi dipendono dalla
grandezza delle particelle del mezzo sabbiante (per esempio, particelle in ossido di
titanio con una dimensione di circa 25 μm producono una rugosità di 1-2 μm); a volte
si combinano insieme particelle di dimensioni differenti, che devono in ogni caso
essere sempre chimicamente stabili e biocompatibili. Esse vengono fatte fuoriuscire
ad alta velocità e ad aria compressa da un eiettore: la dinamica del contatto con la
superficie produce delle irregolarità più marcate rispetto ad una superficie liscia.
La sabbiatura con allumina produce una rugosità che varia con la granulometria; le
particelle vengono incorporate nella superficie e, risultando insolubili in acido, anche
dopo una sterilizzazione lasciano dei residui potenzialmente tossici per i tessuti, che
possono gravemente compromettere l’osteointegrazione. Se confrontate con il
corindone, le particelle più grandi dell’Al2O3 (diversa granulometria) forniranno una
rugosità maggiore, che si traduce in una più alta percentuale di contatto fra impianto e
tessuto.
30
Un’alternativa è costituita dal biossido di titanio (TiO2), che determina una rugosità
moderata: rispetto all’allumina non ha problemi di tossicità e, se rapportato alle
superfici più lisce, fornisce risultati nettamente superiori, oltre ad un alto tasso di
successo clinico. Sia in questo caso che nel precedente non si sono però mostrate
delle grosse differenze nella formazione di nuovo osso rispetto alle superfici
machined: questo significa che la fissazione meccanica con le sabbiate aumenta, ma
quella biologica resta pressoché inalterata (studi di Le Guéhennec et al.). I fosfati di
calcio (idrossiapatite, fosfato β-tricalcico) sono mezzi sabbianti molto più
osteoconduttivi (la superficie si arricchisce di Ca e P) e altamente riassorbibili: al
contrario per esempio dell’allumina non lasciano tracce residue, ma le prestazioni dal
punto di vista osteointegrativo non si discostano sostanzialmente dagli altri due tipi di
sabbiatura.
Wennerberg et al. hanno individuato, per le superfici in questione, un possibile buon
valore per il parametro Sa in 1.5 μm e un aumento circa doppio dell’area superficiale.
Mordenzatura acida
L’attacco con acido (acid attack), detto anche mordenzatura (etching) è un
trattamento chimico sottrattivo che consiste nella rimozione, mediante l’uso di acidi,
di una certa quantità di materiale dallo strato di base, con lo scopo di creare delle
cavità di diametro variabile da 0.5 a 2 μm.
L’immersione di un impianto in acido (soluzione acquosa non ossidante), a
temperatura ambiente o superiore, crea una microrugosità che va ad influire
direttamente sull’apposizione di osso attraverso il legame che si viene a creare tra la
topografia superficiale e la fibrina che agisce nella guarigione ossea (la superficie è
idrofila), cui segue l’adesione delle cellule. Le superfici attaccate con acido
esibiscono solitamente delle irregolarità morfologiche più piccole rispetto alle
sabbiate, soprattutto verticalmente.
HCl, H2SO4, HNO3 e HF sono gli agenti chimici più diffusi in questo tipo di
trattamento, il quale aumenta l’area disponibile e trasforma una superficie anisotropa
31
in una isotropa. Avvengono difatti reazioni redox nelle quali il metallo si dissolve e
viene sviluppato idrogeno, che aderisce in parte alla superficie. Esempi di miscele
usate sono HCl/H2SO4 e HF/HNO3, solitamente applicate dopo la sabbiatura; una
maggiore aggressività della miscela aumenta la finitura dei difetti, una minore
determina una distribuzione di rugosità più precisa. Con un doppio attacco acido
(double acid etched) oppure incrementando la dose di acido applicato non si ha un
incremento significativo della rugosità.
I processi di mordenzatura sono in continuo perfezionamento (ad esempio il
trattamento in soluzione di acido fluoridrico ha dimostrato di incidere
significativamente sulla differenziazione osteoblastica): nello specifico, essendo che
possono indurre assorbimento di idrogeno da parte della superficie, si tenta di
risolvere il problema rappresentato dall’indebolimento delle proprietà meccaniche del
metallo, quindi da potenziali fratture (fragilità) e diminuite capacità di carico.
Anodizzazione elettrochimica
Un impianto sottoposto a processo elettrochimico viene immerso in una soluzione
elettrolitica (non necessariamente acquosa) con sostanze ioniche oppure ossidanti e
collegato al polo positivo di un circuito elettrico: la superficie funge così da anodo
nel processo, controllato comunque da un’alimentazione esterna (anodizzazione
elettrochimica, chiamata anche ossidazione anodica).
L’anodizzazione avviene in soluzione elettrolitica con acidi forti (H2SO4, H3PO4,
HNO3, HF), ad una temperatura di 20-25 °C ed applicando un voltaggio di circa
80V: si ottiene una crescita dello strato di partenza (a 180-200 nm, rispetto ai 5 nm
dell’elettro-levigatura), con presenza di Ti e O ed eventuali contaminanti (carbonio),
comunque rimuovibili con i lavaggi. Gli impianti anodizzati attualmente in
commercio presentano una morfologia porosa (1-2 micron) ed uno spessore dello
strato superficiale che può andare dai 2 ai 7 micron. All’aumento del voltaggio
imposto si ha una crescita del contatto osso-impianto.
32
Oltre che ad alte tensioni, il processo può avvenire anche ad alte correnti (200 A/m2),
con il risultato di un ispessimento dello strato di ossido a più di 1000 nm: poiché
quest’ultimo finisce per dissolversi lungo il percorso convenzionale della corrente e
per addensarsi invece su altre regioni, si creano dei micro o nanopori (diametro
variabile dalle decine a poche centinaia di nm sulla superficie. E’ evidente la
dipendenza del risultato da molti fattori (la densità di corrente, la concentrazione di
acidi, la composizione e la temperatura dell’elettrolita): gli effetti sono modificazioni
della microstruttura e della cristallinità dello strato di ossido, che si traducono
in cambiamenti sia biomeccanici che biochimici.
E’ forse scontato dire che questi impianti risultano superiori a quelli machined dal
punto di vista della fissazione meccanica all’interfaccia (sia in studi su animali che in
studi su osso umano), essendo che in una superficie così modificata sono presenti Ca
o Mg, i quali aumentano l’osteoconduttività e innalzano i valori di Sa. Aggiungendo
ioni all’elettrolita usato nel trattamento, la superficie diventa bioattiva, con
conseguenti miglioramenti sotto l’aspetto integrativo e del removal torque. In alcune
indagini si è inoltre notato che, accoppiando una superficie sabbiata con una
anodizzata si ottengono risultati positivi. Ultimamente si sta lavorando in vitro anche
a superfici anodizzate a livello ultrastrutturale.
5.2.3 Trattamenti combinati:
SLA (Sabbiatura e Mordenzatura acida)
In seguito ai buoni risultati forniti dalle due tecniche sottrattive della sabbiatura e
mordenzatura acida, si è pensato di unirne i vantaggi in un unico trattamento, al fine
di ottenere una superficie SLA (Sandblasted with Long grit corundum followed by
Acid etching with Sulfuric and Hydrochloric acid). Essa è stato introdotta nel 1998 ed
è una delle superfici ruvide più documentate in implantologia dentale. Viene prodotta
utilizzando una grana grande (250-500 micron) mediante tecnica di sabbiatura con
particelle di corindone che genera un macrorugosità sulla superficie in titanio. Questa
fase è seguito da un bagno di mordenzatura acida forte con una miscela di HCl /
33
H2SO4 a temperatura elevata per diversi minuti. Questo crea micro cavità dell’ordine
di 2-4μm sovrapposti sulla superficie sabbiata di modo da aumentare ancor più la
microrugosità. La topografia risultante offre
una struttura ideale per il fissaggio delle
cellule ed aiuta a promuovere in particolare
l’adesione
fondamentale
delle
nelle
proteine,
fasi
considerata
iniziali
della
guarigione ossea (fig. a latere).
Dalla ricerca in ambito implantologico è in
seguito derivata la superficie SLActive, che condivide con la superficie SLA la stessa
macro e microtopografia; essa rappresenta la superficie controllo che abbiamo
utilizzato nel presente lavoro.
SLActive, tuttavia, è stata ulteriormente migliorata da Straumann in quella che è la
chimica della superficie: l’impianto SLAactive è caratterizzato da un film di diossido
di titanio idrossilato e idratato, che viene prodotto in concentrazioni di N2 (Azoto
atmosferico) prevenendo la contaminazione atmosferica, e infine, viene stoccato e
sigillato in fiale di plastica contenenti una soluzione isotonica di NaCl a un pH di 4-6
per preservare la fase chimicamente attiva della superficie.
L’attivazione della superficie avviene proprio grazie al contatto con questa soluzione
isotonica. La superficie originale SLA è così attivata, nella sua forma SLActive, che
presenta rilevanti, miglioramenti biotecnologici.
La superficie SLActive si caratterizza per possedere un’alta energia libera di
superficie (tensione superficiale), è soggetta ad una ridotta contaminazione
atmosferica ed è fortemente idrofila con una elevata bagnabilità (quest’ultima
proprietà viene misurata dall’angolo di contatto tra una gocciolina di liquido come
acqua o sangue ed una superficie orizzontale).
Con SLActive si rileva un angolo di contatto dell’acqua di 0° che deve essere
paragonato ai 139° della superficie SLA convenzionale (Zhao et al. 2005).
34
Jawad et al., nel 2011, ha pubblicato uno studio pilota in cui 15 impianti SLA e 15
SLActive sono stati posti a confronto dopo il posizionamento (su tibia di pecora),
mostrando come la superficie SLActive conduca, a seguito di controlli precoci, ad
una maggiore e migliore BIC, affiancata ad un RTT (reverse torque test) maggiore e
ad una più alta frequenza di risonanza.
Un importante lavoro di Buser del 2004, effettutato su cavie animali (mini pig)
permette ancora una volta di compiere un confronto tra la superficie SLA e la
SLActive. I controlli della percentuale BIC a 2 settimane (49.30 vs. 29.42%; p =
0.017) e a 4 settimane (81.91 vs. 66.57%; p = 0.011) hanno mostrato ancora una volta
valori BIC% maggiori raggiunti dalla superficie SLActive. A 8 settimane si sono
invece mostrati risultati sovrapponibili.
Lang nel 2011 (“Early osseointegration to hydrophilic and hydrophobic implant
surfaces in humans”) in una ricerca condotta su un numero limitato di pazienti (28
pazienti volontari) arriva a risultati analoghi, individuando una BIC percentuale
superiore per la superficie SLActive rispetto alla SLA nel periodo compreso tra le 2 e
le 4 settimane (BIC% a 28 giorni dall’inserimento: BIC SLA 32,4%, SLActive:
48,3%).
Questi lavori conducono alla conclusione che questa superficie possa condurre ad una
sostanziale riduzione dei tempi di guarigione,
che
si attestano attorno alle 6
settimane, come opportunamente dimostrato da studi preclinici (Buser et al. 2004,
Schwarz et al. (2006/2007), e clinici ( Zöllner et al. 2008). In particolare il
miglioramento maggiore sembra essere dovuto alla grande idrofilia che caratterizza la
superficie SLActive, che appare notevolmente incrementata e migliorata (Fig. 4 e 5).
35
Fig. 4 e 5: Idrofilia rispettivamente per la superficie SLA e SLActive.
Infatti, non appena l’impianto viene inserito nell’osso si assiste ad un immediato
contatto sangue – fixture (Fig. 6 e 7).
Fig.6 e 7: Immediato contatto sangue – fixture su entrambe le superfici SLA e SLActive.
Il sangue viene attratto sulla superficie implantare che è caratterizzata da una elevata
idrofilia e bagnabilità: essa è strettamente dipendente dall’energia libera di superficie
(molto alta nella superficie SLActive) e incide sul grado di contatto tra la superficie
dell’impianto e l’ambiente fisiologico.
Queste caratteristiche conducono a una più rapida osteointegrazione dell’impianto,
per via dell’incremento alla stabilità implantare conferito dall’insorgenza di un rapido
e stabile coagulo sanguigno (e di tutte le procedure della guarigione e neosteogensesi
e neoangiogenesi che seguono successivamente).
SLActive
aumenta
l’attività
cellulare
precocemente,
con
un’aumentata
differenziazione degli osteoblasti, un’incrementata produzione di osteocalcina, di
collagene di tipo I, di fosfatasi alcalina e di fattori locali di crescita, come VEGF,
PGE2 e TGF-ß1 (Wang&Zhao et al. 2005), diminuendo il rischio di mancata
osteointegrazione specie nella fase precoce del posionamento, che rappresenta la fase
di maggior rischio.
36
L’osteointegrazione più rapida e marcata così come l’aumentato di contatto diretto
osso-impianto di questi impianti provvede a un ancoraggio del dispositivo implantare
migliore e più precoce (maggiore stabilità e ritenzione) rendendo pertanto possibile
un carico funzionale anticipato alle 6 settimane rispetto a quello convenzionale di 4-6
mesi (Tab.4).
Tab.4: Stabilità implantare in rapporto al tempo di inserimento.
5.3 TRATTAMENTI DI SUPERFICIE IMPLANTARE A LIVELLO NANOMETRICO
Il termine "Nanotecnologia" fu coniato nel 1976 da Eric Drexler, il quale definì così
la nuova scienza: "[...] una tecnologia a livello molecolare che ci potrà permettere di
porre ogni atomo dove vogliamo che esso stia. Chiamiamo questa capacità
nanotecnologia,perché funziona sulla scala del nanometro, 1 miliardesimo di metro"
Spesso il termine è usato per far riferimento a qualsiasi tecnica capace di funzionare
su scale al di sotto del micron, ma ci si deve in realtà riferire al controllo e
manipolazione della struttura della materia su scale del nanometro.
Torniamo al livello cellulare dell’osteointegrazione implantare: durante il fisiologico
rimodellamento osseo la complessa struttura tridimensionale submicronica prodotta
dall’azione degli osteoclasti rappresenta il substrato sul quale va a innestarsi la
cosiddetta linea cementante (cement line), costituita da matrice extracellulare non
37
collagenica deposta dagli osteoblasti. L’interdigitazione di queste due strutture è di
importanza fondamentale e dipende strettamente dalla topografia superficiale
submicronica della matrice residua. Per tale ragione, a scopo biomimetico, le
moderne superfici implantari devono riprodurre le caratteristiche strutturali della
matrice residua e pertanto essere nanostrutturate. Un materiale può definirsi
nanostrutturato se possiede costituenti di dimensioni inferiori a 100 nm. L’osso
umano è un buon esempio di materiale complesso con caratteristiche nano strutturali:
infatti, le proteine non collageniche della matrice, insieme alle fibrille collagene e ai
cristalli di HA, che sono costituenti naturali dell’osso, sono strutture di dimensioni
nanometriche; allo stesso modo, gli osteoni, i sistemi haversiani e le lamelle ossee
sono strutture di dimensioni micrometriche, mentre l’osso spugnoso e l’osso corticale
nel loro complesso rappresentano strutture superiori e di dimensioni millimetriche. Le
superfici nanostrutturate sembrano in grado di modificare la risposta tessutale. Per
prima cosa, infatti, esse presentano un’estesa area superficiale e, con essa, energia
libera superficiale e bagnabilità elevatissime, in grado di attirare e legare a sé una
straordinaria quantità di proteine.
Il tipo, la concentrazione, la conformazione e la bioattività delle proteine plasmatiche
in grado di essere adsorbite su un materiale dipendono da chimica superficiale,
idrofilicità o idrofobicità, carica, energia e naturalmente topografia superficiale.
Pertanto, non sorprende che una superficie nano strutturata possa presentare più siti di
legame per proteine specifiche, coinvolte nei meccanismi di adesione cellulare.
Webster et al. hanno evidenziato come superfici nanostrutturate fossero in grado di
determinare un’aumentata adesione di proteine di legame specifiche, come la
vitronectina, rispetto a superfici convenzionali. Le superfici nano strutturate mostrano
una superiore adesione da parte degli osteoblasti.
Recenti studi hanno dimostrato come le superfici nano strutturate spingano le cellule
a produrre un maggior numero di proteine. Tutto questo è certamente in funzione
dell’aumentata adesione di proteine, ma ne è anche indipendente: sembra infatti che
38
le cellule siano propriamente in grado di “avvertire” la presenza di superfici
nanostrutturate, proprio grazie alle integrine. Recentemente, grazie agli straordinari
sviluppi nel campo delle nanotecnologie, è stato introdotto sul mercato un discreto
numero di superfici con caratteristiche nanotopografiche, ottenute con diverse
tecniche produttive. Alcune di queste tecniche hanno lo scopo di ottenere un
ispessimento dello strato nanometrico di cristalli di calcio-fosfato che normalmente si
forma sullo strato di biossido in seguito all’adsorbimento di anioni e cationi,
immediatamente dopo l’inserimento dell’impianto nel sito chirurgico; obiettivo di
queste metodiche è rimodellare l’interfaccia tra impianto e biofilm proteico, per poter
così stimolare l’apposizione di nuovo osso.
5.3.1 Superficie Nanotite®
L’impianto Nanotite® (Biomet 3i, Palm Beach, FL, USA), modello test del nostro
studio, è caratterizzato da una deposizione discreta di nanocristalli (Discrete Crystal
Deposit, DCD) di calcio-fosfato su una superficie precedentemente caratterizzata da
doppia acidificazione (Osseotite®; Biomet 3i, Palm Beach, FL, USA), quindi con
alto livello di rugosità (SA:1,2 micron). Si tratta di una tecnica di strutturazione
additiva, che permette di aggiungere alla superficie originaria particelle nanometriche
di fosfato di calcio (20-100 nm) altamente cristalline. Le particelle vengono sospese
in soluzione e sono spinte ad auto-assemblarsi sull’ossido di titanio presente sulla
superficie implantare. La deposizione dei cristalli conferisce alla superficie una
topografia nanometrica che si sovrappone alla struttura micrometrica già esistente,
con copertura di oltre il 50% della stessa (Fig. 8). Questo tipo di superficie si
differenzia in modo sostanziale da quelle ottenute per tradizionale rivestimento
plasma spray con HA: essa, infatti, preserva la micro topografia superficiale
originale, rendendola al tempo stesso più complessa.
39
Fig.8: immagine al SEM a 20.000X della superficie Nanotite.
Questo tipo di superficie si differenzia in modo sostanziale da quelle ottenute per
tradizionale rivestimento plasma spray con HA: essa, infatti, preserva la micro
topografia superficiale originale, rendendola al tempo stesso più complessa. Questo è
impossibile per le superfici plasma spray classiche, caratterizzate da un rivestimento
in HA molto più spesso, tale da alterare in modo sostanziale la topografia superficiale
di partenza. In uno studio su 15 pazienti, con 30 mini-impianti (15 impianti test
Nanotite®; 15 impianti di controllo Osseotite®) posizionati nel mascellare superiore
posteriore e rimossi dopo un periodo di guarigione sommersa di 2 mesi, l’analisi
istologica e istomorfometrica ha rivelato una più rapida e ampia neoformazione ossea
negli impianti rivestiti da nanoparticelle di calcio-fosfato. In un altro lavoro su 9
pazienti, con mini-impianti posizionati nel mascellare superiore posteriore, in assenza
di carico e rimossi dopo un periodo di guarigione di 1-2 mesi, l’impianto rivestito da
nanoparticelle di calcio-fosfato ha dimostrato superiore apposizione ossea.
In un recente lavoro preclinico su modello animale, con 64 impianti posizionati in
alveoli post-estrattivi di 16 cani Beagle, è emerso come in un protocollo chirurgico
complesso la superficie rivestita da nanoparticelle si comportasse similmente a quella
classica ottenuta per doppia mordenzatura acida, senza evidenziare un miglioramento
nel contatto tra osso e impianto. Precedenti studi preclinici sul ratto avevano invece
evidenziato la capacità della nuova superficie di stimolare una più rapida e ampia
apposizione di nuovo osso, confermata anche da più alti valori di “removal torque”.
Sono necessari ulteriori lavori istomorfometrici per valutare la capacità di questa
40
nuova superficie di stimolare l’apposizione di nuovo osso, soprattutto in situazioni
delicate come nei
protocolli di carico anticipato e immediato; tuttavia, uno studio clinico multicentrico
attualmente in corso su 185 pazienti trattati con 335 impianti sottoposti a carico
immediato ha rivelato una sopravvivenza cumulativa a 1 anno del 94,9%.
Bibliografia (Cap. I)
Adell R, Lekholm U, Rockler B, Bränemark P I. A 15 year study of osseointegrated
implants in the treatment of the edentulous jaw. Int J Oral Surg 1981;10:387-416;
Albrektsson T., Johansson C. Osteoinduction, osteoconduction and osseointegration.
European Spine Journal, 2001; 10: S96-S101;
Aldikaçti M, Açikgöz G, Türk T, Trisi P. Long-term evaluation of sandblasted and
acid-etched implants used as orthodontic anchors in dogs. Am J Orthod Dentofacial
Orthop 2004;125(2):139-47;
Arcelli D, Palmieri A, Pezzetti F, Brunelli G, Zollino I, Carinci F. Genetic effects of a
titanium surface on osteoblasts: a meta-analysis. J Oral Sci. 2007 Dec;49(4):299-309;
Bagno A., Di Bello C. Surface treatments and roughness properties of Ti-based
biomaterials. Journal of Materials Science: Materials in Medicine, 2004; 15: 935-949;
Beaupied H, Chappard C, Basillais A, Lespessailles E, Benhamou CL. Effect of
specimen conditioning on the microarchitectural parameters of trabecular bone
assessed by micro-computed tomography. Phys Med Biol 2006;51(18):4621-34;
Bedini R, De Angelis G, Di Cintio G, Ielapi R, Tallarico M, Romeo U. Valutazione
del trattamento superficiale sulle prestazioni meccaniche a fatica di impianti in titanio
41
plasma-sprayed e titanio sabbiato e mordenzato. Roma: Istituto Superiore di Sanità;
2001. (Rapporto ISTISAN 01/15);
Bedini R, Pecci R, Di Carlo F, Quaranta A, Rizzo F, Quaranta M. Valutazione
microtomo grafica dell’area di possibile contatto osseo di sei tipologie diverse di
impianti dentali. Roma: Istituto Superiore di Sanità; 2008. (Rapporto ISTISAN
08/32);
Beumer J., Lewis S.G., Il sistema implantologico Brånemark: procedure cliniche e
laboratorio Edinava, 1990;
Bornstein MM, Valderrama P, Jones AA, Wilson TG, Seibl R, Cochran DL. Bone
apposition around two different sandblasted and acid-etched titanium implant
surfaces: a histomorphometric study in canine mandibles. Clin Oral Implants Res
2008;19(3):233-241;
Bornstein MM, Hart CN, Halbritter SA, Morton D, Buser D. Early loading of
nonsubmerged titanium implants with a chemically modified sand-blasted and acidetched surface: 6-month results of a prospective case series study in the posterior
mandible focusing on peri-implant crestal bone changes and implant stability quotient
(ISQ) values. Clin Implant Dent Relat Res 2009;11(4):338-347;
Bornstein MM, Wittneben JG, Brägger U, Buser D. Early loading at 21 days of nonsubmerged titanium implants with a chemically modified sandblasted and acid-etched
surface: 3-year results of a prospective study in the posterior mandible. J Periodontol
2010;81(6):809-818;
42
Brånemark PI, Adell R, Breine U, Hansson BO, Lindström J, Ohlsson A. Intraosseous anchorage of dental prostheses. I. Experimental studies. Scand J Plast
Reconstr Surg 1969;3(2):81-100;
Bränemark
PI,
Zarb
GA,
Albrektsson
T.
Tissue
integrated
prostheses:
osseointegration in clinical dentistry. Chicago: Quintessence Publishing Co Inc;
1985;
Bränemark PI, Zarb Gorge A, Albrektsson T, Tissue-integrated prostheses:
osseointegration in clinical dentistry. Chicago: Quintessence; 1985;
Brunette DM, Tengvall P, Textor M, Thomsen P. Titanium in medicine. Berlin:
Springer Editors;
Buser D, Broggini N, Wieland M, Schenk RK, Denzer AJ, Cochran DL, Hoffmann
B, Lussi A, Steinemann SG. Enhanced bone apposition to a chemically modified
SLA titanium surface. J Dent Res. 2004 Jul;83(7):529-33;
Carinci F., Pezzetti F., Volinia S., Francioso F., Arcelli D., Marchesini I., Caramelli
E., Piattelli A., Analysis of MG63 osteoblastic-cell response to a new nanoporous
implant surface by means of a microarray technology. Clinical Oral Implants
Research, 2004; 15: 180-186;
Cavalcanti-Adam EA, Volberg T, Micoulet A, et al. Cell spreading and focal
adhesion dynamics are regulated by spacing of integrin ligands. Biophys J
2007;92:2964-74;
43
Coelho PG, Cardaropoli G, Suzuki M, Lemons JE. Early healing of nanothickness
bioceramic coatings on dental implants. An experimental study in dogs. J Biomed
Mater Res B Applied Biomaterials 2009;88:387-93;
Conserva E., Tealdo T., Acquaviva A., Bevilacqua E., Volpara G., Pera P. Analisi
morfologica e valutazione della proliferazione cellulare in relazione a differenti
trattamenti di superficie implantare: studio in vitro. Implantologia, 2005; 4:303-317;
Corradini M, Naiche D, Rossi A. Storia dell’implantologia. Milano: RC Libri ed.;
2008;
Davies JE. Bone bonding at natural and biomaterial surfaces. Biomaterials
2007;28:5058-67;
Degidi M, Piattelli A, Gehrke P, Felice P, Carinci F. Five-year outcome of 111
immediate nonfunctional single restorations. J Oral Implantol. 2006;32(6):277-85;
De Oliveira PT, Nanci A. Nanotexturing of titanium based surfaces upregulates
expression of bone sialoprotein and osteopontin by cultured osteogenic cells.
Biomaterials 2004;25:403-13;
de Vicente JC, Recio O, Martín-Villa L, Junquera LM, López-Arranz JS.
Histomorphometric evaluation of guided bone regeneration around implants with
SLA surface: an experimental study in beagle dogs. Int J Oral Maxillofac Surg
2006;35(11):1047-53;
Di Bello C., Biomateriali: introduzione allo studio dei materiali per uso biomedico,
Patron Editore, 2009;
44
Dohan Ehrenfest D.M., Coelho P.G., Kang B.S., Sul Y.T., Albrektsson T.
Classification of osseointegrated implant surfaces: materials, chemistry and
topography. Trends in Biotechnology, 2010; 28(4): 198-206;
Elias C. N., Oshida Y., Cavalcanti Lima J. H., Muller C. A. Relationship between
surface properties (roughness, wettability and morphology) of titanium and dental
implant removal torque. Journal of the mechanical behavior of biomedical materials
I, 2008; 234-242;
F.M. He, G.L. Yang, Y.N. Li, X. X. Wang, S.F. Zhao. Early bone response to
sandblasted, dual acid-etched and H2O2/HCl treated titanium implants: an
experimental study in the rabbit. Int. J. Oral Maxillofac. Surg., 2009; 38: 677-681;
Goene RJ, Testori T, Trisi P. Influence of a nanometerscale surface enhancement on
de novo bone formation on titanium implants: a histomorphometric study in human
maxillae. Int J Periodontics Restorative Dent 2007;27:211-9;
immunohistochemical analysis of initial and early osseous integration at chemically
modified and conventional SLA titanium implants: preliminary results of a pilot
study in dogs. Clin Oral Implants Res 2007;18(4):481-8. 2007;
Jarmar T., Palmquist A., Branemark R., Hermansson L., Engqvist H., Thomsen P.
Jason Riley D., Bavastrello V., Covani U., Barone A., Nicolini C. An in vitro study
of the sterilization of titanium dental implants using low intensity UV-radiation.
Dental Materials, 2005;21: 756-760;
Lang NP, Salvi GE, Huynh-Ba G, Ivanovski S, Donos N, Bosshardt DD. Early
osseointegration to hydrophilic and hydrophobic implant surfaces in humans. Clin
Oral Implants Res. 2011 Apr;22(4):349-56;
45
Le Guéhennec L., Soueidan A., Layrolle P., Amouriq Y. Surface treatments of
titanium dental implants for rapid osseointegration. Dental Materials, 2007; 23: 844854;
Letic-Gavrilovic A., Scandurra R., Abe K. Genetic potential of interfacial guided
osteogenesis in implant devices. Dental Materials Journal, 2000; 19(2): 99-132;
Linkow L. The endosseus vblade: a new dimension in oral implantology. Swiss
Journal of Oral Implantology 1968;5:2-11;
Marchetti C, Felice P, Lizio G, Rossi F. Le Fort I osteotomy with interpositional graft
and immediate loading of delayed modified SLActive surface dental implants for
rehabilitation of extremely atrophied maxilla: a case report. J Oral Maxillofac Surg
2009;67(7):1486-1494;
Mangano F., Mangano C., Macchi A., Perrotti V., Iezzi G., Piattelli A. La topografia
della superficie implantare nella moderna implantologia. Parte I: superfici lisce e
micro rugose. Italian Oral Surgery 2010:9(4):201-14;
Mangano F., Mangano C., Macchi A., Perrotti V., Iezzi G., Piattelli A. La topografia
della superficie implantare nella moderna implantologia. Parte II: superfici nano
strutturate e DLF. Italian Oral Surgery 2010:9(5):261-275;
Martini FH, Timmons MJ, McKinley MP. Anatomia umana. Napoli: EdiSES; 2000;
Mendes VC, Moineddin R, Davies JE. The effect of discrete calcium phosphate
nanocrystals on bone-bonding to titanium surfaces. Biomaterials 2007;28:4748-55;
46
Mendonca G, Mendonca DB, Aragao FJ, Cooper LF. Advancing dental implant
surface technology: from micron to nanotopography. Biomaterials 2008;29:3822-35;
Morra M., Cassinelli C., Crespi R., Covani U. Valutazione in vitro di una nuova
superficie implantare con morfologia nano strutturata. Il Circolo, Rivista Periodica di
Odontostomatologia, 2004; 1: 27-34;
Mueller C.K., Thorwarth M., Schmidt M., Schlegel K.A., Schultze-Mosgau S.
Comparative analysis of osseointegration of titanium implants with acid-etched
surfaces and different biomolecular coatings. Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral
Radiol Endod, 2011;
Nishimura I, Huang Y, Butz F, Ogawa T, Lin A, Wang CJ. Discrete deposition of
hydroxyapatite nanoparticles on a titanium implant with predisposing substrate
micro-topography accelerated osseointegration. Nanotechnology 2007;18:245101109;
Orsini G, Piattelli M, Scarano A, et al. Randomized, controlled histologic and
histomorphometric evaluation of implants with nanometer-scale calcium phosphate
added to the dual acid-etched surface in the human posterior maxilla. J Periodontol
2007;78:209-18;
Palmieri A, Pezzetti F, Avantaggiato A, Lo Muzio L, Scarano A, Rubini C, Guerzoni
L, Arlotti M, Ventorre D, Carinci F. Titanium acts on osteoblast translational process.
J Oral Implantol. 2008;34(4):190-5;
Palmieri A, Pezzetti F, Brunelli G, Arlotti M, Lo Muzio L, Scarano A, Rubini C,
Sollazzo V, Massari L, Carinci F. Anatase nanosurface regulates microRNAs. J
Craniofac Surg. 2008 Mar;19(2):328-33;
47
Palmieri A, Pezzetti F, Brunelli G, Martinelli M, Lo Muzio L, Scarano A, Degidi M,
Piattelli A, Carinci F. Peptide-15 changes miRNA expression in osteoblast-like cells.
Implant Dent. 2008 Mar;17(1):100-8;
Palmieri A, Pezzetti F, Brunelli G, Lo Muzio L, Scarano A, Scapoli L, Martinelli M,
Arlotti M, Guerzoni L, Rubini C, Carinci F. Short-period effects of zirconia and
titanium on osteoblast microRNAs. Clin Implant Dent Relat Res. 2008
Sep;10(3):200-5;
Pappalardo S., Baglio O.A., Carlino P., Grassi F.R. Indagine al microscopio
elettronico a scansione di diverse superfici implantari: studio comparativo. European
Journal of Implant Prosthodontics, 2005; 1(1):25-34;
Park YS, Yi KY, Lee IS, Jung YC. Correlation between microtomography and
histomorphometry for assessment of implant osseointegration. Clin Oral Implants
Res 2005;16(2):156-60;
Passeri G., Cacchioli A., Ravanetti F., Galli C., Elezi E., Macaluso G.M. Adhesion
pattern and growth of primary human osteoblastic cells on five commercially
available titanium surfaces. Clinical Oral Implants Research, 2010; 21: 756-765
Perrotti V., Scarano A., Iezzi G., Piattelli A. Risposta ossea ad impianti a superficie
nano porosa anodizzata. Il Circolo, Rivista Periodica di Odontostomatologia, 2004; 1:
13-20;
Perrotti V, Palmieri A, Pellati A, Degidi M, Ricci L, Piattelli A, Carinci F. Effect of
titanium surface topographies on human bone marrow stem cells differentiation in
vitro. Odontology. 2013 Jul;101(2):133-9;
48
Postiglione L., Di Domenico G., Ramaglia L., Di Lauro A.E., Di Meglio F.,
Montagnani S. Different titanium surfaces modulate the bone phenotype of SaOS-2
osteoblast-like cells. European Journal of Histochemistry, 2004; 49(3): 213-222;
Quaranta A., Maida C., Scrascia A., Campus G., Quaranta M. Er:Yag Laser
application on titanium implant surfaces contaminated by Porphyromonas gingivalis:
an histomorphometric evaluation. Minerva Stomatologica, 2009; 58: 317-330;
Ramaglia L., Capece G., Di Spigna G., Esposito D., Postiglione L. In vitro expression
of osteoblastic phenotype on titanium surfaces. Minerva Stomatologica, 2010;
59:259-270;
Rebaudi A, Koller B, Laib A, Trisi P. Microcomputed tomographic analysis of the
peri-implant bone. Int J Periodontics Restorative Dent 2004;24(4):316-25;
Rho JY, Kuhn-Spearing L, Zioupos P. Mechanical properties and the hierarchical
structure of bone. Med Eng Phys 1998;20:92-102;
Schroeder A, van der Zypen E, Stich H, Sutter F. The reactions of bone, connective
tissue, and epithelium to endosteal implants with titanium-sprayed surfaces. J
Maxillofac Surg 1981;9(1):15-25;
Schwarz F, Herten M, Sager M, Wieland M, Dard M, Becker J. Bone regeneration in
dehiscence-type defects at chemically modified (SLActive) and conventional SLA
titanium implants: a pilot study in dogs. J Clin Periodontol 2007;34(1):78-86;
Schwarz F, Herten M, Sager M, Wieland M, Dard M, Becker J. Histological and
immunohistochemical analysis of initial and early subepithelial connective tissue
49
attachment at chemically modified and conventional SLA titanium implants. A pilot
study in dogs. Clin Oral Investig 2007;11(3):245-255;
Schwarz F, Herten M, Sager M, Wieland M, Dard M, Becker J. Histological and
immunohistochemical analysis of initial and early osseous integration at chemically
modified and conventional SLA titanium implants: preliminary results of a pilot
study in dogs. Clin Oral Implants Res 2007;18(4):481-488;
Sollazzo V, Pezzetti F, Scarano A, Piattelli A, Massari L, Brunelli G, Carinci F.
Anatase coating improves implant osseointegration in vivo. J Craniofac Surg. 2007
Jul;18(4):806-10;
Sollazzo V, Pezzetti F, Scarano A, Piattelli A, Bignozzi CA, Massari L, Brunelli G,
Carinci F. Zirconium oxide coating improves implant osseointegration in vivo. Dent
Mater. 2008 Mar;24(3):357-61;
Tadashi Martines R., Sendyk W. R., Gromatzky A., Ramos Cury P. Sandblasted/acidetched vs smooth-surface implants: implant mobility and clinical reaction to
experimentally induced periimplantitis in beagle dogs. Journal of Oral Implantology,
2008; 34 (4);
Thomas KA, Cook SD. An evaluation of variables influencing implant fixation by
direct bone apposition. J Biomed Mater Res 1985;19(8):875-901;
Vignoletti F, Johansson C, Albrektsson T, et al. Early healing of implants placed into
fresh extraction sockets: an experimental study in the beagle dog. De novo bone
formation. J Clin Periodontol 2009;36:265-77;
50
Weber HP, Cochran DL. The soft tissue response to osseointegrated dental implants.
J Prosthet Dent 1998;79(1):79-89;
Webster TJ, Ergun C, Doremus RH, Siegel RW, Bizios R. Specific proteins mediate
enhanced osteoblast adhesion on nanophase ceramics. J Biomed Mat Res
2000;51:475-83;
Webster TJ, Schadler LS, Siegel RW, Bizios R. Mechanisms of enhanced osteoblast
adhesion on nanophase alumina involve vitronectin. Tissue Eng 2001;7:291-302;
Wennerberg A., Albrektsson T. Effects of titanium surface topography on bone
integration: a systematic review. Clinical Oral Implants Research, 2009; 20(4): 172184;
Zarb G A, Schmitt A. Osseointegration and the edentulous predicament. The 10-years
Toronto study. Br Dent J 1991;170:439-44;
Zhao G, Schwartz Z, Wieland M, Rupp F, Geis-Gerstorfer J, Cochran DL, Boyan
BD. High surface energy enhances cell response to titanium substrate microstructure.
J Biomed Mater Res A 2005;74(1):49-58;
Zollino I, Girardi A, Palmieri A, Cura F, Sollazzo V, Brunelli G, Carinci F. Anatasebased implants nanocoating on stem cells derived from adipose tissue. Implant Dent.
2012 Apr;21(2):118-23.
51
CAPITOLO II
Confronto
tra
2
sistematiche
implantari
di
dimensioni
ridotte,
rivestite
rispettivamente da superficie classica SLActive e superficie Nanotite, supportanti
protesi parziali fisse: studio controllato, prospettico, randomizzato.
SCOPO DELLO STUDIO
L’obiettivo del presente studio è quello di confrontare il tasso di sopravvivenza e di
successo implantare di 2 tipologie di impianti dentali di lunghezza ridotta pari a 6
mm, uno rivestito da superficie tradizionale sabbiata e mordenzata SLA (controllo) e
superficie nanorivestita (test).
I parametri di valutazione considerati sono stati di tipo clinico e radiografico, dal
momento del posizionamento dell’impianto alla loro protesizzazione e annualmente
fino a 2 anni (su 5 previsti dal protocollo) per i due tipi di impianti utilizzati.
MATERIALI & METODI
Selezione del paziente
Sono stati arruolati 11 pazienti adulti consecutivi, 5 uomini e 6 donne con età media
di 53 anni, che necessitavano di un trattamento restaurativo implanto-protesico in
selle edentule parziali posteriori (zona premolare e molare). Tre pazienti su 11
risultavano essere fumatori (<10 sig./die). I pazienti sono stati tutti trattati nel reparto
di Chirurgia Orale e Maxillo-facciale, dell’Università di Bologna. Tra i criteri di
inclusione dei pazienti abbiamo annoverato:
- Paziente maggiorenne e in buona salute generale;
- Accettazione e firma del consenso informato;
- Volontà di partecipare per tutta la durata dello studio;
- Parzialmente edentuli;
- Assenza di patologie associate a tessuti molli, dentari e ossei;
52
- Sufficiente quantità ossea per poter posizionare impianti di lunghezza pari a 6 mm e
diametro 5mm, senza alcuna procedura chirurgica di aumento osseo;
- Presenza di dente antagonista nell’arcata dentaria opposta (per permettere il contatto
tra denti inferiori e superiori e quindi la masticazione).
Abbiamo invece escluso tutti quei pazienti che avessero eseguito un precedente
posizionamento di impianto, o una precedente procedura chirurgica a livello del sito
ricevente impiantare, e pazienti aventi patologie del cavo orale non trattate o donne in
stato di gravidanza.
Entrambi i modelli implantari scelti hanno le medesime dimensioni in lunghezza (6
mm); mentre il diametro implantare variava da 4 a 5 mm a seconda dello spessore
osseo presente.
Ovviamente i 2 impianti differiscono per il trattamento di superficie ed è quello che
vogliamo indagare. In particolare l’impianto controllo si chiama Straumann Tissue
Level (Fig. 9), ed è rivestito da una superficie implantare trattata mediante
mordenzatura acida e sabbiatura (azione a livello microscopico, SLA), mentre
l’impianto test appartiene alla casa produttrice 3i Biomet (Fig. 10), ed è trattato
superficialmente mediante un processo di deposizione cristallina discreta di fosfati di
calcio (T3 Nanotech, Sa 1.5 micron). Inoltre i 2 tipi implantari si differenziano per il
tipo di guarigione, rispettivamente di tipo non sommerso e sommerso, pertanto
l’impianto controllo Straumann presenta un “collo implantare” liscio di 2,8 mm.
53
Fig.9: Impianto Controllo (Straumann Tissue Level, SLActive, lunghezza 6 mm e diametro 4.1 mm).
Fig.10: Impianto Test (3i Biomet, Surface T3 Nanotech, lunghezza 6 mm e diametro 5.0 mm).
Prima dell'intervento sono stati registrati i dati anamnestici, la diagnosi e la storia
medica del paziente, numero e dettagli dei trattamenti precedenti. Inoltre è stato
calcolato l’indice di placca secondo O’Leary (1972), l’indice di sanguinamento (Lang
et al., 1986) e la presenza di tasche parodontali (Tab.5 e 6).
54
PATIENT SMOKE PLAQUE BLEEDING POCKETS
TEST
SCORE
SCORE
Gi.vi
N
9.8
10,4
3
Ob.an
N
7,4
7,5
1
Fo.gi
Y,10
3,2
5,2
3
Fo.gi
Y,10
3,2
5,2
3
De.pi
N
5,6
6,4
4
Tab. 5: Indice di placca, BOP e tasche parodontali (test).
PATIENT
SMOKE PLAQUE BLEEDING POCKETS
CONTROL
SCORE
SCORE
Ma.mi
N
0
0
0
Al.el
N
1,6
4,3
1
Mo.al
y, 10
5
10
2
Ro.pa
N
0
0
0
Ru.mi
y, 7
2
7
1
Ma.gi
N
0
0
2
Pe.mi
N
1,4
8,3
5
Tab. 6: Indice di placca, BOP e tasche parodontali (controllo).
Procedure chirurgiche
Una volta sorteggiato il modello implantare da posizionare si procedeva con la
chirurgia previa profilassi antibiotica (Amoxicillina 2 gr) da eseguire un’ora prima
55
dell’intervento e somministrazione di anestesia plessica a base di Citocartin
(Articaina, 40 mg/ml soluzione iniettabile con adrenalina 1:100.000). Non è stata
eseguita alcuna sedazione endovenosa.
Le procedure chirurgiche sono state del tutto simili per entrambi i tipi di impianto,
seguendo le indicazioni delle case produttrici (“Concepts and Surgical Procedure”,
Straumann AG, Waldenburg, Switzerland e 3i Biomet, USA). Nel posizionamento
dell’impianto veniva misurato il Torque d’inserimento mediante cricchetto
dinamometrico e valutata la qualità dell’osso ricevente (Tab. 7 e 8). Una volta
installato, allo stesso impianto veniva applicata una vite di guarigione, i lembi
riposizionati e suturati. Da ultimo, veniva eseguita una lastra endorale di controllo.
Tab. 7: Torque d’ins. e qualità ossea (test).
Tab. 8:Torque d’ins. e qualità ossea (controllo).
Terminata la fase chirurgica, i pazienti erano istruiti ad evitare lo spazzolamento dei
denti limitrofi al sito trattato, a seguire una dieta morbida per 3 settimane, e a
mantenere un’adeguata igiene orale con sciacqui e applicazioni di gel con clorexidina
allo 0.2% sulla ferita ed eventualemente ad assumere antidolorifico (ibuprofene) al
bisogno. Inoltre al paziente era negato portare protesi mobili al fine di ridurre i rischi
di fallimento implantare. La valutazione ambulatoriale post-operatoria veniva
56
effettuata a 7 giorni dall’intervento e in tal occasione si procedeva alla rimozione
delle suture.
Trattamento restaurativo-protesico
A circa 8 settimane dal posizionamento implantare, per entrambe le sistematiche
implantari si procedeva alla riabilitazione protesica mediante presa dell'impronta e
cementazione definitiva della protesi parziale fissa in ceramica, previo serraggio del
moncone protesico a 35 Ncm (Fig.11).
In questa fase, si eseguiva una lastra endorale di controllo, utilizzando sempre il
centratore di Rinn, al fine di poter confrontare le lastre nel tempo.
Fig. 11: Serraggio del moncone protesico a 35 Ncm.
Protocollo di follow-up
Il protocollo prevede un follow up annuale, fino ai 5 anni di follow up: il nostro
studio ad oggi si limita ai primi 2 anni dal carico. Ad ogni controllo veniva registrata
la sopravvivenza implantare, le eventuali complicanze sia chirurgiche che protesiche,
il sondaggio, l'eventuale sanguinamento e l'indice di placca (Tab. 9 e 10). Inoltre si
esegue una lastra di controllo standardizzata con l'obiettivo di valutare il livello osseo
radiografico nel tempo.
57
TIPO
TEMPI
IMPIANTO
TEST
Inserimento
PLAQUE BLEEDING POCKETS
SCORE
SCORE
(%)
(%)
5,84
6,94
2,80
5,84
6,94
2,80
5,87
6,97
3
5,89
6,99
3
implantare
TEST
Consegna
protesi
TEST
1 anno dal
carico
TEST
2 anni dal
carico
Tab.9: Parametri parodontali confrontati nel tempo (test).
TIPO
TEMPI
IMPIANTO
CTR
Inserimento
PLAQUE BLEEDING POCKETS
SCORE
SCORE
(%)
(%)
1,43
4,23
1,29
1,45
4,26
1,29
1,45
4,26
1,45
1,53
4,31
1,45
implantare
CTR
Consegna
protesi
CTR
1 anno dal
carico
CTR
2 anni dal
carico
Tab.10: Parametri parodontali misurati nel tempo (controllo).
58
Misurazioni radiografiche
Le misurazioni eseguite sulle lastre endorali sono state registrate mediante l’utilizzo
di una lente d’ingrandimento millimetrata (Scale Lupe _ 10, West Chester, PA, USA,
Fig.12): il livello di osso marginale attorno agli impianti è stata misurato sia a livello
mesiale che distale, e conseguentemente la perdita ossea implantare.
Fig.12: Lente d’ingrandimento millimetrata (Scale Lupe_ 10, West Chester, PA, USA).
A questo proposito merita attenzione il metodo per la misurazione della perdita ossea
implantare: essa rappresenta la distanza tra il punto più coronale del collo implantare
e la porzione più coronale di contatto tra il picco osseo e l’impianto stesso. Dal
momento che i 2 modelli implantari hanno 2 design macroscopici differenti, ossia
l’impianto test di tipo bone level (impianto posizionato a livello della cresta ossea) e
l'impianto controllo di tipo tissue level (a livello dei tessuti molli, non sommerso)
otterremo valori molto più grandi x quanto riguarda l'impianto controllo in quanto la
distanza tra collo liscio sopracrestale e picco osseo è maggiore. In ogni caso la perdita
di osso marginale può essere misurata nel tempo e paragonata in quanto vengono
mantenuti stabili i punti di repere implantari e ossei nel tempo (Fig. 13).
59
Fig.13:Metodo di misurazione della perdita ossea marginale perimplantare (Test vs Controllo).
CASO CLINICO TEST
Fig.14:Foto intraorale e lastra endorale preoperatoria.
Fig.15:Foto intraorale e lastra endorale al tempo chirurgico.
Fig.16:Foto intraorale e lastra endorale al tempo del carico protesico.
60
Fig.17:Foto intraorale e lastra endorale ad 1 anno dal carico.
Fig.18:Foto intraorale e lastra endorale a 2 anni dal carico.
CASO CLINICO CONTROLLO
Fig.19:Foto intraorale e lastra endorale preoperatoria.
Fig.20:Foto intraorale e lastra endorale al tempo chirurgico.
61
Fig.21:Foto intraorale e lastra endorale al tempo del carico protesico.
Fig.22:Foto intraorale e lastra endorale ad 1 anno dal carico.
Fig.23:Foto intraorale e lastra endorale a 2 anni dal carico.
RISULTATI
Dodici impianti sono stati posizionati, 5 test e 7 controllo, 7 (5 test e 2 controllo)
nell’arcata superiore e 5 a livello dell’arcata inferiore (5 controllo), di cui 7 molari e 5
premolari.
La percentuale di successo complessiva a 2 anni dal carico è stata del 91,7%,
rispettivamente dell’80% per l’impianto test e del 100% per l’impianto controllo.
62
Infatti, al momento della presa dell'impronta si evidenziava la perdita di un impianto
Test, portando all’80% la percentuale di sopravvivenza degli impianti test. Per tutti i
restanti impianti, dalla fase di protesizzazione fino al controllo a 2 anni dal carico non
si evidenziavano complicazioni nè di natura implantare nè protesica.
Al momento dell’inserimento implantare si evidenziava una qualità ossea secondo i
criteri di Lekholm e Zarb (1985) di tipo 2 per 7 (58,3%) impianti, mentre di tipo 3 per
i restanti 5 (41,7%) impianti.
Il valore di torque di inserimento implantare registrato è stato tra 0-15 Ncm per 5
(41,7%) impianti, tra 15-35 Ncm (25%) per 3 impianti e >35 Ncm per i restanti 4
(33%) impianti.
Al termine dei 2 anni di follow-up la valutazione radiografica mostrava un
riassorbimento di osso marginale medio dal carico protesico rispettivamente di 0,34
mm per il gruppo test (range da 0,25 a 0,40 mm) e 0,30 mm per il gruppo controllo
(range da 0 a 2,6 mm). Un impianto su 12 mostrava aumentati livelli di
riassorbimento osseo marginale oltre i valori soglia suggeriti da Albrektsson et al.
(1986), con un cumulativo successo implantare di 91,7%, rispettivamente dell’80%
per il modello implantare test e 100% per il controllo.
I dati descrittivi riguardanti le misurazioni dell’osso marginale sono riportati nelle
seguenti tabelle 11 e 12, rispettivamente per i pazienti test e controllo, mentre i valori
relativi alle perdite di osso perimplantare sono registrati nella tabella 13.
MISURAZIONI OSSO MARGINALE
Paz.
Zona
TEST
Qualità
T0
ossea M D mean M
Protesi
1 Anno
D mean M
/
D mean M
D mean
/
/
26
3
0,1 0,2 0,15 Perso Perso
Ob.an 25
2
0.1 0,1 0,1 1,30 1,50 1,40 1,45 1,65 1,55 1,70 1,80 1,75
Gi.vi
/
2 Anni
/
/
/
63
Fo.gi
16
2
0
0
Fo.gi
17
2
0,2 0,2 0,2 0,90 1,30 1,10 1,00 1,60 1,30 1,20 1,60 1,40
De.pi
26
3
0,1 0,2 0,15 2,10 2,20 2,15 2,35 2,45 2,40 2,35 2,65 2,50
Media
0
0,90 0,70 0,80 1,15 0,95 1,05 1,25 0,95 1,10
0,10
1,36
1,58
1,70
Fig.11:Misurazioni osso marginale nel tempo per il sistema implantare test.
MISURAZIONI OSSO MARGINALE
Paz.
Zona
CTR
Qualità
T0
Protesi
1 Anno
2 Anni
ossea
M D mean M
D Mean M
D mean
Ma.mi 46
2
1,8 1,8 1,8 1,8 1,8
1,8
15
3
0,1 0,1 0,1 0,1 0,1
0,1
0,1 0,1 0,1 0,1 0,1 0,1
Mo.al 45
3
0,5 2 1,25
2,7
1,9
2,2 2,7 2,5 2,7 2,7 2,7
Ro.pa 36
2
1,5 1 1,25 1,5 1,2
1,4
1,5
Ru.mi 25
2
2,5
2,3
2
Ma.gi 36
3
1,5 1 1,25 1,8
1
1,4
1,8
Pe.mi 45
2
1,9 2,8 2,35 2,5 3,2
2,9
2,5 3,5 3,0 2,5 3,5 3,0
Al.el
Media
2 2,5 2,25
1,45
1
2
1,69
2
D mean M
2,1 2,1 2,2 2,2 2,2
2
1,8 1,5
2,5 2,3
1
2
2
1,8
2,5 2,3
1,4 1,8 1,8 1,8
1,89
1,99
Tab.12:Misurazioni osso marginale nel tempo per il sistema implantare controllo.
64
IMPLANT
PERDITA OSSO PERIMPLANTARE
TYPE
TPROST- T 1YEAR- T 2YEAR- T 2YEAR- T 2YEART0
TPROST
1,26
0,22
CONTROL 0,24
0,20
TEST
T 1YEAR
TPROST
T0
0,12
0,34
1,60
0,10
0,30
0,54
Tab..13:Misurazioni perdita osso perimplantare nel tempo per l’impianto test e controllo.
DISCUSSIONE
Risulta fondamentale valutare attentamente la morfologia, la qualità e la quantità
ossea nella valutazione e scelta di una tipologia implantare.
Questo risulta particolarmente vero quando l'atrofia ossea è da tale da non permettere
il posizionamento di un impianto tradizionale senza l'ausilio di tecniche ricostruttive
ossee, ossia un impianto di dimensioni ridotte.
Entrambi i modelli implantari utilizzati nel presente studio sono di dimensioni
ridotte;l’unica differenza tra le 2 sistematiche implantari sta nel trattamento di
superficie. Per entrambe le sistematiche abbiamo considerato un tempo di guarigione
più breve rispetto ai tradizionali 3 mesi per gli impianti mandibolari e 6 mesi per
quelli inseriti nel mascellare superiore (Branemark et al., 1977); studi clinici di
Cochran et al., 2002 hanno dimostrato una sopravvivenza implantare a 2 anni dal
carico del 99,1%, caricando gli stessi impianti a 6 settimane. Nel presente studio ci
siamo allineati caricando gli impianti a 8 settimane dall’inserimento all’interno
dell’osso, sia per il mascellare che per il mandibolare.
Abbiamo registrato una percentuale di sopravvivenza del modello implantare test pari
all’ 80%, dovuta alla perdita di un impianto prima del carico protesico (fallimento
precoce) a 2 anni dal carico mentre il 100% di successo per l'impianto controllo.
65
Come mai una tale discrepanza? Abbiamo tentato di formulare alcune considerazioni:
innanzitutto lo scarso numero di impianti utilizzati, non paragonabile ai numeri dei
grandi centri presenti in letteratura.
In secondo luogo, un altro fattore che può aver contribuito a tale differenza ipotizzo
essere l'esperienza dell'operatore, infatti ho maggiore dimestichezza con l'utilizzo
degli impianti Straumann controllo; è risaputo che ogni tipologia implantare necessita
di una propria curva di apprendimento da parte del chirurgo orale.
Inoltre osserviamo come gli impianti test siano stati posizionati esclusivamente in
osso appartenente al mascellare superiore, costituito da osso in prevalenza spugnoso,
rispetto al compatto, tipico dell’osso mandibolare. Come sappiamo, il tessuto osseo
spugnoso è formato da strati o aggregati di lamelle addossate le une alle altre,
denominate trabecole. Le trabecole dell’osso spugnoso sono però più sottili di quelle
dell’osso compatto e sono disposte disordinatamente delimitando un labirinto di spazi
cavi intercomunicanti, occupati da midollo osseo, che non si osservano nell’osso
compatto. Mancano sistemi haversiani completi e le trabecole non sono attraversate
da vasi sanguigni (Molinaro, 1998; Martini, 2000). Questa è la spiegazione per cui
l’osteointegrazione implantare a carico del mascellare superiore richieda più tempo e
ovviamente maggiori rischi. Inoltre, sebbene la letteratura sia piuttosto scarna
sull’argomento “impianti corti”, la natura ridotta dell’impianto stesso può aver
contribuito al fallimento precoce dell’impianto test.
Per quanto riguarda la perdita di osso marginale, parametro fondamentale nella
valutazione del successo implantare a 2 anni si evidenzia una perdita di osso
statisticamente significativa nella prima fase compresa tra il posizionamento
implantare e il caricamento protesico (3 mesi), rispettivamente di 1,26 mm per la
sistematica implantare test vs 0,24 mm per il controllo. È altresì interessante
osservare come, a partire dal carico protesico fino ai 2 anni dal follow up, le
misurazioni della perdita ossea perimplantare siano sovrapponibili e non
statisticamente significative (Tab.5): registriamo infatti 0,22 mm vs 0,20 mm ad un
66
anno dal carico e 0,34 mm vs 0,30 mm, rispettivamente per l’impianto test vs
controllo.
Inoltre la perdita di osso perimplantare a 2 anni dal carico è comparabile a quella
ottenuta sempre su impianti corti da Rossi et al., nel 2010, in cui è stato registrata una
perdita ossea di 0,21+-0,39mm. Infine nello stesso articolo è registrato un tasso di
sopravvivenza del 94% (2 fallimenti precoci su 40 impianti posizionati).
Il dato riguardante la perdita di osso perimplantare prima del carico protesico ha a
che fare con l’osteointegrazione primaria e quindi con la superficie implantare e di
conseguenza ci obbliga a riflettere sulla superficie Nanotite che riveste l'impianto
Test.
È doveroso fare una ultima considerazione: per quanto riguarda il macro-design
implantare, ossia la tipologia “Bone Level” per l’impianto test e “Tissue Level” per
l’impianto controllo, che si traduce in una chirurgia rispettivamente di tipo sommerso
e non sommerso, pare che anch’essa abbia influenza sul rimodellamento osseo
marginale. In particolare, come dimostrato da Nemli et al., 2014, a 24 mesi dal carico
protesico, gli impianti sommersi mostravano una perdita ossea statisticamente
significativa rispetto a quelli non sommersi, sebbene il comfort per il paziente sia
stato superiore per i sommersi. Non esisteva, invece, differenza statisticamente
significativa tra le 2 sistematiche in termini di perdita implantare.
Infatti, analizzando nei dettagli i tessuti molli e duri che contornano dente e impianto,
dove termina apicalmente l’epitelio sulculare, presente in entrambi, inizia il
connettivo sopracrestale. Questo si differenzia non solo nella direzione delle fibre
collagene, che sono perpendicolari alla radice del dente, prendendo solide inserzioni
nella parte cementizia, mentre sono tangenziali all’impianto creando una sorta di
manicotto con deboli legami sul titanio, ma anche nella composizione, vista la
maggiore presenza di collagene nel connettivo perimplantare e la minore presenza di
fibroblasti che lo rendono simile ad un tessuto cicatriziale.
67
Da qui origina la maggiore vulnerabilità dei tessuti molli perimplantari a traumi ed
alle infezioni. Nel periodonto inoltre, ci sono terminazioni nervose sensitive e un
reticolo vascolare che si anastomizza con la rete capillare della mucosa superficiale.
Nel perimpianto l’assenza delle prime lo rende praticamente insensibile e l’unico
apporto vascolare deriva dalla circolazione ossea periferica.
Quindi, grande importanza riveste nei tessuti perimplantari paracrestali il “fitting”
(accoppiamento) tra fixture (impianto) e abutment (moncone). La grande precisione
di questo accoppiamento riduce il fisiologico abbassamento del livello della cresta
ossea perimplantare di circa 1 mm al primo anno, causato dal naturale straripamento
del pabulum batterico presente all’interno della cava implantare, dovuto all’effetto
pompa conseguente ai micromovimenti funzionali tra abutment e fixture.
In particolare, come dimostrato da Nemli et al., 2014, a 24 mesi dal carico protesico,
gli impianti sommersi mostravano una perdita ossea statisticamente significativa
rispetto a quelli non sommersi, sebbene il comfort per il paziente sia stato superiore
per i sommersi. Non esisteva, invece, differenza statisticamente significativa tra le 2
sistematiche in termini di perdita implantare.
BIBLIOGRAFIA
Albrektsson T, Wennerberg A. Oral implant surfaces: Part 1--review focusing on
topographic and chemical properties of different surfaces and in vivo responses to
them. Int J Prosthodont. 2004 Sep-Oct;17(5):536-43;
Albrektsson T, Wennerberg A. Oral implant surfaces: Part 2--review focusing on
clinical knowledge of different surfaces. Int J Prosthodont. 2004 Sep-Oct;17(5):54464;
Branemark PI, Adell R, Breine U, Hansson BO, Lindstrom J, Ohlsson A.
Intraosseous anchorage dental prostheses. I. Experimental studies. Scand J Plast
Reconstr Surg. 1969; 3:81–100;
68
Brånemark PI. Osseointegration and its experimental background. J Prosthet Dent.
1983 Sep;50(3):399-410;
Boyan BD, Lohmann CH, Dean DD, Sylvia VL, Cochran DL, Schwartz Z.
Mechanisms involved in osteoblast response to implant surface morphology. Annual
Review of Materials Research. 2001; 31:357–371;
Boyan BD, Lossdörfer S, Wang L, Zhao G, Lohmann CH, Cochran DL, Schwartz Z.
Osteoblasts generate an osteogenic microenvironment when grown on surfaces with
rough microtopographies. Eur Cell Mater. 2003 Oct 24;6:22-7;
Bornstein MM, Schmid B, Belser UC, Lussi A, Buser D. Early loading of nonsubmerged titanium implants with a sandblasted and acid-etched surface. 5-year
results of a prospective study in partially edentulous patients. Clin Oral Implants Res.
2005 Dec;16(6):631-8;
Buser D, Schenk RK, Steinemann S, Fiorellini JP, Fox CH, Stich H. Influence of
surface characteristics on bone integration of titanium implants. A histomorphometric
study in miniature pigs. J Biomed Mater Res. 1991 Jul;25(7):889-902;
Christenson EM, Anseth KS, van den Beucken LJJP, Chan CK, Ercan B, Jansen JA,
Laurencin CT, Li WJ, Murugan R, Nair LS, Ramakrishna S, Tuan RS, Webster TJ,
Mikos AG. Nanobiomaterial applications in orthopedics. Journal of Orthopaedic
Research. 2007; 25(1):11–22;
Cochran, D.L., Buser, D., ten Bruggenkate, C.M.,
Weingart, D., Taylor, T.M.,
Bernard, J.P., Peters, F. & Simpson, J.P. (2002) The use of reduced healing
69
times on ITI implants with a sandblasted and acid-etched (SLA) surface: early results
from clinical trials on ITI SLA implants. Clinical Oral Implants Research 13: 144–
153;
Coelho PG, Granjeiro JM, Romanos GE, Suzuki M, Silva NRF, Cardaropoli G,
Thompson VP, Lemons JE. Basic Research Methods and Current Trends of Dental
Implant Surfaces. Journal of Biomedical Materials Research Part B-Applied
Biomaterials. 2009; 88B(2):579–596;
Garg A. Guez G. nanotechnology: The science of small. Dental Implantol Update.
2011 Apr;22(4):41-4;
Hench LL. Bioceramics. Journal of the American Ceramic Society. 1998;
81(7):1705–1728;
Hobo, S.; Ichida, E.; Garcia, L. Osseointegration and occlusal rehabilitation.
Quintessence Publishing; Tokyo: 1990. Osseointegration Implant Systems;
Kasemo B. Biological surface science. Surface Science. 2002; 500:656–677;
Kieswetter K, Schwartz Z, Dean DD, Boyan BD. The role of implant surface
characteristics in the healing of bone. Crit Rev Oral Biol Med. 1996;7(4):329-45;
Kumar PS, Kumar S, Savadi RC, John J. Nanodentistry: A Paradigm Shift-from
Fiction to Reality. J Indian Prosthodont Soc. 2011 Mar;11(1):1-6;
Lavenus S, Louarn G, Layrolle P. Nanotechnology and dental implants. Int J
Biomater. 2010;2010:915327;
70
Linder L, Albrektsson T, Branemark PI, Hansson HA, Ivarsson B, Jonsson U,
Lundstrom I. Electron-Microscopic Analysis of the Bone Titanium Interface. Acta
Orthopaedica Scandinavica. 1983; 54(1):45–52;
Meier, B. The New York Times. New York: April 2. 2010 Absence of Warranties for
Implants Costs Health System;
Molinaro M, Rizzoli C, Siracusa G, Stefanini M. Istologia. Padova: Piccin Nuova
Libraria; 1998;
Martini FH, Timmons MJ, McKinley MP. Anatomia umana. Napoli: EdiSES; 2000;
Nemli SK, Güngör MB, Aydın C, Yılmaz H, Türkcan I, Demirköprülü H. Clinical
evaluation of submerged and non-submerged implants for posterior single-tooth
replacements: a randomized split-mouth clinical trial. Int J Oral Maxillofac Surg.
2014 Dec;43(12):1484-92.
Nevins M, Nevins ML, Schupbach P, Fiorellini J, Lin Z, Kim DM. The Impact of
Bone Compression on Bone-to-Implant Contact of an Osseointegrated Implant: A
Canine Study. Int J Periodontics Restorative Dent. 2012 Dec;32(6):637-45;
Pan HA, Hung YC, Chiou JC, Tai SM, Chen HH, Huang GS. Nanosurface design of
dental implants for improved cell growth and function. Nanotechnology. 2012 Aug
24;23(33);
Pye AD, Lockhart DEA, Dawson MP, Murray CA, Smith AJ. A review of dental
implants and infection. Journal of Hospital Infection. 2009; 72(2):104–110;
71
Ratner, BD. Biomaterials science: an introduction to materials in medicine. 2.
Amsterdam; Boston:
Elsevier Academic Press; 2004. p.851;
Roccuzzo M, Bunino M, Prioglio F, Bianchi SD. Early loading of sandblasted and
acid-etched (SLA) implants: a prospective split-mouth comparative study. Clin Oral
Implants Res. 2001 Dec;12(6):572-8;
Rossi F, Ricci E, Marchetti C, Lang NP, Botticelli D. Early loading of single crowns
supported by 6-mm-long implants with a moderately rough surface: a prospective 2year follow-up cohort study. Clin Oral Implants Res. 2010 Sep;21(9):937-43;
Rossi F, Lang NP, Ricci E, Ferraioli L, Marchetti C, Botticelli D. Early loading of 6mm-short implants with a moderately rough surface supporting single crowns - a
prospective 5-year cohort study. Clin Oral Implants Res. 2014 Apr 15;
Tengvall P, Lundström I. Physico-chemical considerations of titanium as a
biomaterial. Clin Mater. 1992;9(2):115-34;
Tomisa AP, Launey ME, Lee JS, Mankani MH, Wegst UG, Saiz E. Nanotechnology
approaches to improve dental implants. Int J Oral Maxillofac Implants. 2011;26
Suppl:25-44;
Wennerberg A, Albrektsson T, Andersson B. Bone tissue response to commercially
pure titanium implants blasted with fine and coarse particles of aluminum oxide. Int
J Oral Maxillofac Implants. 1996 Jan-Feb;11(1):38-45;
72
Wennerberg A, Albrektsson T. Structural influence from calcium phosphate coatings
and its possible effect on enhanced bone integration. Acta Odontol Scand.
2009;67(6):333-40.
73
Conclusioni finali
La moderna implantologia orale si orienta sempre più verso protocolli di carico
immediato e anticipato e la topografia della superficie implantare, nei suoi aspetti
micro e ultrastrutturali, rappresenta un elemento fondamentale per ottenere
l’osteointegrazione. In particolare si ritiene che gli impianti aventi superfici rugose
stimolino una maggior e più veloce apposizione ossea rispetto agli impianti con
superficie liscia.
Il confronto tra le 2 sistematiche evidenzia come, a 2 anni dal carico, l’impianto
controllo, cioè rivestito da superficie ruvida trattata tradizionalmente (sabbiata e
mordenzata) registri percentuali di successo di gran lunga superiori all’impianto
Test, trattato superficialmente mediante Deposizione Discreta di Cristalli di Fosfato
di Calcio a livello nanometrico-ultrastrutturale.
Inoltre, i dati ottenuti dal presente studio, se analizzati complessivamente, mostrano
come gli impianti a dimensione ridotta possano garantire una valida opzione
terapeutica alternativa a complicate procedure chirurgiche di aumento osseo.
Ovviamente, a completamento dello studio risulta fondamentale indagare il
comportamento degli impianti sia test che controllo a lungo termine, a 5 anni, in
termini di successo, sopravvivenza e valutazione dei parametri implantari di
riferimento e se, possibile, implementare il numero di impianti sia da testare che
controllo.
Questo mostra come debbano essere condotti studi trasversali sulla Nanotecnologia in
campo implantare sia in vitro, che su modelli animali e successivamente su uomo.
Infatti tuttora il controllo delle proprietà di superficie a livello ultrastrutturale rimane
una sfida aperta: la capacità della superficie di guidare la colonizzazione cellulare, la
sua differenziazione, la migrazione, l’adesione e la proliferazione sulla superficie
implantare rappresenta il prerequisito per la rigenerazione tissutale.
Siamo comunque certi che la manipolazione della materia a livello nano-molecolare
possa rappresentare il futuro in campo medico ed odontoiatrico implantare.
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