Studio in vitro e in vivo della biointegrazione di impianti dentali

Estratto da: Studio in vitro e in vivo della biointegrazione di impianti dentali
Rossella Bedini, Pietro Ioppolo, Perla Filippini, Valentina Nastasi, Salvatore Caiazza, Alessandra Bianco, Emanuela Ortolani, Pierluigi Barra
Roma: Istituto Superiore di Sanità; 2004. (Rapporti ISTISAN 04/2).

Abstract
In questo lavoro è stata eseguita la valutazione in vitro delle prestazioni meccaniche a fatica di impianti dentali, e la valutazione della risposta tissutale, in vivo, nel caso di inserimento degli impianti in osso, in associazione a fattori di crescita. Inizialmente il lavoro ha previsto la comparazione delle prestazioni meccaniche a fatica di impianti diffusamente utilizzati nella pratica clinica, e di impianti di ultima generazione (SLA, Sandblasted Largegrid and Acid-etched). È seguita un’indagine ultrastrutturale volta ad individuare eventuali alterazioni della struttura superficiale degli impianti testati. Gli impianti SLA sono stati inseriti in osso di femore di coniglio in associazione a fattori di crescita. Il grado di osteointegrazione raggiunto dagli impianti SLA, dopo un periodo di 12 giorni, è stato valutato eseguendo prove meccaniche di trazione, successive osservazioni al SEM (Scanning Electron Microscope) e un’analisi istologica. Dai risultati ottenuti emerge che l’utilizzo dei fattori di crescita incrementa la rigenerazione ossea, che favorisce la stabilità primaria, impedendo la mobilizzazione dell’impianto, risultato alla base di un successo a lungo termine della terapia implantare.
Parole chiave: Osteointegrazione, Impianti dentali, SLA, Fattori di crescita, Prove meccaniche di trazione, SEM,
Mobilizzazione

INDICE

Introduzione
1. Impianti dentali
1.1. Tipi
1.1.1. Impianti endossei a forma di radice
1.1.2. Impianti endossei a lama
1.1.3. Impianti sub-periostei
1.1.4. Impianti trans-ossei
1.2. Materiali
1.2.1. Biocompatibilità dei materiali
1.2.2. Microtrattamenti di superficie
1.3. Decontaminazione e sterilizzazione

INTRODUZIONE
Le ricerche più complesse in campo odontoiatrico sono, attualmente, quelle che riguardano la branca dell’implantologia, e sono mirate alla realizzazione di dispositivi impiantabili dentali, validi supporti per il riposizionamento di elementi dentali mancanti. Lo scopo principale è quello di migliorare i materiali costitutivi, le tecniche implantoprotesiche, le prestazioni meccaniche e i tempi di guarigione.
I primi impianti sperimentati su pazienti edentuli furono caratterizzati da numerosi fallimenti clinici, a causa degli effetti collaterali che si presentavano dopo l’inserzione dell’impianto nell’ambiente biologico.
Alla fine degli anni sessanta Branemark, eseguendo studi sull’interazione tra osso e impianti dentali, scoprì il fenomeno dell’osteointegrazione. Sulla base dei risultati ottenuti da queste ricerche, furono stabilite le metodiche fondamentali da rispettare al fine di ottenere un successo a lungo termine della terapia implantare. I fattori fondamentali che dovevano essere considerati, oltre che riguardare la condizione clinica del paziente e la tecnica chirurgica utilizzata, erano legati alla scelta del materiale con cui si realizzava l’impianto, al tipo di conformazione geometrica, agli eventuali condizionamenti o lavorazioni superficiali e alle condizioni di sollecitazioni applicate (1-3).
Oggi, la metodica sviluppata da Branemark rappresenta il punto di partenza di ogni trattamento implantare. Le sperimentazioni attuali sui dispositivi impiantabili dentali, tuttavia, hanno come obiettivo l’individuazione dell’optimum tra gli impianti che renda più rapido il processo di osteointegrazione e consenta, quindi, il caricamento precoce.
Lo studio in questione si articolerà in due parti in cui si affronteranno tutti questi punti in modo esteso e approfondito.
Nella prima parte della sperimentazione si confronteranno le prestazioni meccaniche a fatica tra impianti dentali SLA (Sandblasted Largegrid and Acid-etched) e 4 tipi di impianti tradizionali (impianti di controllo), sulla base di un draft di normativa europea. Dopo le prove meccaniche, tutti i campioni saranno osservati al microscopio elettronico a scansione (Scanning Electron Microscope, SEM) al fine di evidenziare eventuali alterazioni strutturali della superficie. Per gli SLA sarà, successivamente, eseguita un’analisi radiologica.
Nella seconda parte, impianti SLA saranno inseriti in osso di femore di coniglio in associazione a “fattori di crescita”. Lo scopo sarà di confrontare il grado di osteointegrazione, a 12 giorni, tra gli impianti inseriti con i fattori di crescita e quelli inseriti in modo tradizionale, eseguendo prove di trazione e, successivamente, effettuando osservazioni al SEM, al fine di stimare la rigenerazione tissutale intorno alla superficie implantare. La qualità del tessuto rigenerato, eventualmente presente, sarà determinata con un’analisi istologica.


1. IMPIANTI DENTALI
Il termine impianto, in campo medico, si riferisce ad un dispositivo medicale, progettato per essere inserito chirurgicamente al posto di una parte del corpo, in modo da ripristinare la normale funzionalità persa a causa di un trauma o di una patologia.
L’evoluzione delle tecnologie mediche mira non solo a migliorare lo stato fisico dei pazienti, ma anche la loro qualità di vita.
L’implantologia odontoiatrica è il ramo più recente della moderna odontoiatria e, ultimamente, ha raggiunto livelli di sicurezza, affidabilità e successi nel tempo tali da renderla la soluzione ottimale per qualsiasi caso di sostituzione di elementi dentali persi per un trauma, una patologia o per cause congenite.

1.1. Tipi
Nel 1952, Branemark introdusse i principi che portarono allo sviluppo tecnologico e, quindi, alla diffusione degli impianti endossei. I dati ottenuti dalle sue ricerche furono resi pubblici intorno agli anni ’80. Prima di allora, il mercato dei dispositivi impiantabili dentali era molto ristretto e dominato dagli impianti a lama e subperiostei. Sebbene negli ultimi 15 anni gli impianti endossei a forma di radice, siano diventati quelli d’uso più comune in implantologia, riportiamo, qui di seguito, una breve descrizione delle varie tipologie implantari e delle condizioni per le quali è richiesto il loro utilizzo.
In base alle loro caratteristiche strutturali, gli impianti possono essere classificati nel seguente modo:
– impianti endossei: a forma di radice, a lama;
– impianti sub-periostei: completi, unilaterali, circonferenziali;
– impianti trans-ossei: a graffetta, a perno singolo, ad ago.
Quando parliamo di impianti dentali, ci riferiamo a dispositivi che sostituiscono la parte radicale di uno o più denti mancanti, sopra la qual è successivamente posizionata la corona artificiale. Tutti gli impianti sono costituiti da tre componenti fondamentali: il corpo dell’impianto (fixture), il moncone (abutment) e la vite del moncone.

La fixture, dopo un’accurata fase diagnostica, è impiantata completamente sommersa nell’osso e ricoperta dalla gengiva. Dopo un periodo di pausa, variabile tra i 4 e i 6 mesi, si effettua una seconda fase chirurgica che consiste nella riapertura della gengiva, lo scoprimento della fixture e la connessione ai monconi, sui quali saranno cementate o avvitate le corone di porcellana.

1.1.1. Impianti endossei a forma di radice
Questi impianti, originariamente progettati da Branemark, hanno la dimensione e la forma della radice di un dente naturale e sono utilizzati, in genere, se l’osso è largo e profondo, affinché possa costituire la base per il posizionamento di uno o più denti, o per la sostituzione di un arco completo. Per quanto riguarda le dimensioni, il diametro varia dai 3,2-7 mm, mentre la lunghezza varia dai 10-18 mm; la superficie può presentarsi filettata o meno, e può presentare differenti microstrutture superficiali relative ai trattamenti superficiali cui è sottoposto il corpo dell’impianto: sabbiatura, mordenzatura, Titanium Plasma-Sprayed (TPS), ecc.
La filettatura della fixture e le macro e micro porosità prodotta dai diversi trattamenti superficiali, hanno lo scopo di stabilizzare l’impianto quando è inserito nell’osso e di aumentarne l’area superficiale per favorire il processo di osseointegrazione.

1.1.2. Impianti endossei a lama
Gli impianti endossei a lama sono utilizzati quando lo spessore dell’osso è insufficiente, ma si ha un’adeguata profondità. Questi impianti sono costituiti da una fixture metallica piatta, che è inserita all’interno dell’osso.
Questi impianti possono avere forme diverse, da adattare alla struttura anatomica nella quale deve essere inserito. La dimensione medio-distale dell’impianto è generalmente maggiore di quella del dente e questo può causare difficoltà per il posizionamento del dente stesso.

1.1.3. Impianti sub-periostei
Questi dispositivi sono utilizzati quando la larghezza e la profondità dell’osso non sono tali da consentire l’inserimento di perni endossei; sono progettati per essere inseriti sulla parte superiore dell’osso, naturalmente sempre sotto la gengiva.
Gli impianti subperiostei sono dotati di pilastri, che si proiettano attraverso il tessuto gengivale, nella cavità orale; per ogni paziente si esegue un modello della mandibola, sulla base del quale l’impianto è fabbricato. Dei dispositivi di ritenzione sono disposti sui pilastri che fuoriescono dalla gengiva, per poi inserire la ricostruzione delle corone.

1.1.4. Impianti trans-ossei
Questo tipo di impianti presenta una serie di viti che si estendono verso il fondo nella parte frontale della mandibola.
Un vantaggio che si ha nell’utilizzo di questi dispositivi è l’eccellente stabilità attraverso la ritenzione con l’osso. Tuttavia, sono indicati solo per la mandibola anteriore ed è necessaria un’incisione esterna al cavo orale, per il suo inserimento.

1.2. Materiali
Al fine di garantire un’efficace osteointegrazione, quindi un successo a lungo termine della terapia implantare, è fondamentale la scelta del materiale costitutivo dell’impianto e quella dell’eventuale trattamento superficiale cui è sottoposto, durante la fase di produzione, prima dell’inserimento in osso.
Condizione principale che deve essere rispettata dal materiale, utilizzato per la realizzazione dell’impianto, è quella della biocompatibilità, definita come la tolleranza dei tessuti vitali nei confronti del materiale stesso. In altri termini, è una misura della reazione dei tessuti biologici quando giungono a contatto con un elemento estraneo.
La biocompatibilità è, quindi, considerata come la capacità di un biomateriale di svolgere correttamente le proprie funzioni, inducendo una risposta adeguata da parte dell’ospite. Questa definizione implica oltre che l’assenza di effetti nocivi da parte di un biomateriali, anche le caratteristiche intrinseche, ad esempio quelle meccaniche, interessando, quindi, tutte le reazioni tra biomateriali e paziente.
Alla luce delle considerazioni fatte nel paragrafo precedente, e a prescindere dalla tipologia implantare i materiali attualmente più utilizzati nelle applicazioni implantoprotesiche sono il Titanio commercialmente puro e la sua lega TiAl6V4.
Il titanio è particolarmente apprezzato in implantologia odontoiatrica, poiché possiede un modulo elastico simile a quello dell’osso, un peso specifico quattro volte più piccolo di quello delle leghe auree e una conduttività termica molto bassa (quattordici volte più bassa di quella dell’oro). Queste caratteristiche consentono l’assorbimento dei carichi masticatori, trasmessi al tessuto osseo, attraverso la struttura implantare, senza sviluppo di tensioni. Inoltre, in base alla quantità di impurità presenti nel titanio CP o al tipo elementi aggiunti in lega al Ti, sono state raggiunte caratteristiche di durezza, robustezza e resistenza alla masticazione, tale da favorire il raggiungimento dell’osteointegrazione alla base dell’interazione impiato-osso.
In particolare il titanio puro è suddiviso in quattro gradi, secondo la standardizzazione dell’ASTM F67 e ISO 5832-2: all’aumentare del grado del titanio aumenta la presenza di elementi impuri (O2, Fe) che determinano da una parte il miglioramento delle proprietà meccaniche (durezza, modulo di elasticità), dall’altra la diminuzione della capacità osteointegrative.
L’utilizzo in lega al Ti dell’alluminio migliora la durezza e riduce il peso specifico, migliorando il modulo di elasticità. Il tutto si traduce in una maggiore elasticità e più equa distribuzione del carico all’interfaccia oso-impianto, minimizzando, insieme al vanadio, la conducibilità termica (circa il 50% in meno) e aumentando dello stesso valore la resistenza all’usura e alla fatica.

Il titanio CP di grado 2 e la lega TiAl6V4 sono i due materiali più utilizzati in campo medico, poiché uniscono alle proprietà fisiche eccellenti caratteristiche di biocompatibilità e resistenza alla corrosione. Tali caratteristiche sono legate in primo luogo al fenomeno della passivazione spontanea del Titanio, che è, quindi, in grado di resistere agli attacchi acidi e basici meglio di altri materiali (come ad esempio l’acciaio inossidabile) grazie alla formazione di un film di rutilo (TiO2) e di altri ossidi (TiO, Ti2O3, Ti3O4) sulla sua superficie (6). Questo è conseguenza del fatto che il titanio esiste in differenti stati di ossidazione più o meno stabili, ma dipende anche dalla elevata capacità di solubilizzazione dell’ossigeno nel titanio, che determina variazione del rapporto O/Ti e delle corrispondenti proprietà fisiche. Tuttavia, la forma più stabile di ossido di titanio è TiO2, nel quale il titanio ha numero di ossidazione +4. Gli ossidi di titanio, e in particolare il TiO2, sono termodinamicamente molto stabili e presentano un’energia libera di Gibbs molto negativa, il che favorisce la formazione dell’ossido in molti mezzi come l’ossigeno, l’acqua o le molecole organiche.

È stato dimostrato da molti autori (7), usando diverse tecniche, che il film di ossido TiO2 non interessa solo la superficie di titanio puro, ma si genera anche sulle leghe di titanio, in particolare sulla lega TiAl6V4, quando è posta a contatto con l’aria o con i fluidi biologici. Si è riscontrata la rapida formazione dello strato di ossido di Ti di circa 10 Å in meno di un millesimo di secondo.
Nel giro di un minuto lo spessore di questo aumenta fino a circa 50-100 Å. La pellicola di ossido è inerte, estremamente omogenea, tenace, aderente e, se durante le varie fasi d’inserimento dell’impianto, l’ossido è danneggiato, si riforma istantaneamente. A tale pellicola di passivazione, si attribuisce anche l’azione batteriostatica del metallo.
Scopo di molti studi (8) è stato di incrementare la stabilità del film passivo e di ridurre il tasso di dissoluzione, attraverso trattamenti di superficie perimplantare, come:
– polarizzazione anodica;
– lucidatura industriale con paste di Al2O3 con granulometria da 0,05-6 micron;
– passivazione con acido nitrico al 20-40%;
– deposizione di nitruro di titanio o plasma spray.
In condizioni ideali si è notato che il titanio è liberato in piccole quantità nei tessuti circostanti un impianto osseointegrato, senza danni di alcun tipo alle cellule adiacenti (9-11).
Altri studi dimostrano che alla concentrazione di 1x10-7/ml le particelle di titanio di 1-3 micron non sono tossiche per gli osteoblasti, ma si assiste ad una riduzione dell’attività della loro fosfatasi alcalina (8). Non sembrano esserci effetti sulla maturazione e proliferazione di queste cellule, ma sembra che esista un effetto inibente la loro attività mineralizzante.
Per minimizzare la concentrazione di particelle di titanio nella regione circostante l’impianto, si eseguono procedimenti di decontaminazione e plasma a freddo. Questo permette di rimuovere qualsiasi impurità superficiale residui della lavorazione industriale che determinerebbero le premesse di una non corretta osteointegrazione.

1.2.1. Biocompatibilità dei materiali
Analizzando la struttura delle varie tipologie di impianti, si osserva che dopo il posizionamento, il dispositivo è affondato soltanto parzialmente nei tessuti organici; questo comporta la presenza di una via teorica di accesso ai germi e ad altri insulti nocivi, che potrebbero causare una reazione di difesa dell’organismo. Nel caso in cui il cercine perimplantare è integro, in perfetta contiguità con l’impianto, e non presenta connettivo lasso, questa struttura garantisce un ottimo sigillo. Questa condizione è ben rispettata se si utilizzano materiali biocompatibili, come, ad esempio, il titanio.
In applicazioni odontoiatriche è introdotto il concetto di biocompatibilità meccanica relativa al diverso modo di deformazione tra ospite e protesi. Il diverso modulo di elasticità, della protesi e del tessuto biologico, provoca deformazioni diverse nei due mezzi, le quali causano movimenti relativi sia in fase di applicazione che di rimozione della sollecitazione. Se questi movimenti rimangono in campo elastico, si possono creare sollecitazioni residue in grado di provocare scorrimenti tra le superfici, necrosi del tessuto osseo, mobilizzazione della protesi e, conseguentemente, la sua rimozione.
Nell’ambito della biocompatibilità meccanica, un’altra condizione che deve essere rispettata, affinché non si interferisca in modo dannoso con l’ambiente biologico, è il minimo impegno volumetrico: infatti, il dispositivo implantare deve riempire per contiguità, uno spazio creato artificiosamente nei tessuti organici, quindi, è necessario asportare una quantità minima di sostanza, nel rispetto del tessuto stesso. Consideriamo, inoltre, che l’ancoraggio di un impianto orale, è legato al tessuto osseo della mascella e della mandibola, struttura anatomiche di volume ridotto, spesso soggette ad atrofia legata all’edentulia. Importante, diventa interferire nel minor modo con il microambiente cellulare, poiché il buon funzionamento di questo bio-sistema, si basa su delicati equilibri: si deve garantire un buon trofismo, che dipende dall’irrorazione e dall’innervazione.
Se si asporta troppa sostanza ossea, si altera sia l’irrorazione, sia l’innervazione intrinseca dell’osso, che provoca un indebolimento delle sue capacità rigenerative, e potrebbe innescare un fenomeno di involuzione della rigenerazione tissutale, potenzialmente pericoloso. Da queste considerazioni è evidente la necessità di disporre di impianti con dimensioni ridotte, ma che nello stesso tempo, siano in grado di garantire un ancoraggio valido e di sostenere i carichi masticatori. A seguito di queste riflessioni cade la teoria, diffusa negli anni precedenti, su cui si basano gli impianti di espansione che presentano una fixture che si estende più in larghezza che in profondità, mentre si dimostra più corretta quella degli impianti in profondità. Avere degli impianti di ridotte dimensioni è indispensabile per non alterare le condizioni del tessuto osseo ospitante, affinché quest’ultimo non identifichi il manufatto impiantare come un corpo estraneo e cerchi di isolarlo con un’abbondante produzione di tessuto connettivale. Molti autori (4, 5) dopo l’inserimento dell’impianto, ricercano lo stato di quiete, non caricandolo per un determinato periodo, seppellendolo sotto il mucoperiostio o proteggendolo con provvisori, per sottrarli all’azione delle masse muscolari. Tutto questo è emerso dalle osservazioni scaturite dalle esperienze della traumatologia ossea che prevede, per una corretta guarigione delle fratture, l’immobilità. Evoluzione di questa teoria è l’ipotesi di eseguire un caricamento precoce dell’impianto stesso, già annunciata da Branemark, utilizzando sostanze che stimolino la ricrescita ossea, in modo da favorire l’osteointegrazione. Questa si ottiene, in generale, quando l’impianto è in stato di quiete e l’osso perimplantare non è disturbato da forze parassite o fenomeni compressivi.

1.2.2. Microtrattamenti di superficie
Il trattamento superficiale ha lo scopo di aumentare l’area di contatto dell’impianto con i tessuti biologici, migliorando l’osteointegrazione fra il tessuto osseo e l’impianto. Già con la sola filettatura, il grado di resistenza alla forza di trazione e compressione è maggiore rispetto agli impianti lisci; la presenza di microritenzione sulla superficie della fixture permette di aumentare la resistenza alla trazione e torsione dell’impianto.

Alcuni autori hanno dimostrato come macrofagi, cellule epiteliali e osteoblasti, presentino un elevato trofismo nei confronti di superfici rugose (12, 13). Questa proprietà è stata definita rugofilia. La superficie del titanio può essere preparata con diverse tecniche, tutte allo scopo di ottenere un grado di rugosità ottimale.
La sabbiatura della superficie del titanio migliora le caratteristiche biomeccaniche dell’impianto e contribuisce ad aumentare la stabilità primaria; tuttavia, la preparazione della superficie deve essere tale da non alterare la biocompatibilità del materiale.
Recenti ricerche hanno dimostrato che la sabbiatura con particelle di biossido di alluminio, di diametro compreso fra 100 e 150 micron, è compatibile con una corretta osteointegrazione (14).

Un’altra metodica di trattamento di superficie consiste nel rivestimento con TPS. Questa tecnologia è attualmente una tra le più utilizzate allo scopo di aumentare la rugosità superficiale dell’impianto. Tale processo si attua mediante un bruciatore al plasma ad arco voltaico che, è in grado di elevare la temperatura di un gas nobile o di N2/ H2 nel quale sono spruzzate polveri di idruro di titanio con granulometria di 50-100 μm che, grazie alla fusione del loro strato più superficiale, aderiscono al corpo del cilindro sul quale sono deposte.
Il plasma si produce tra un anodo di rame e un catodo di tungsteno raffreddati. Si ottengono, in questo modo, rivestimenti porosi di spessori di circa 50 μm con un aumento della superficie totale disponibile per il legame fino a circa dieci volte. Numerosi studi hanno dimostrato che la preparazione con TPS, non solo permette di aumentare la superficie disponibile per l’adesione ossea, ma induce l’aumento della quota di superficie implantare che entra in contatto con il tessuto mineralizzato, in comparazione con impianti in titanio liscio. In termini clinici tali fenomeni si riflettono in un più forte ancoraggio osseo dell’impianto. Studi ultrastrutturali hanno dimostrato che una superficie di TPS può entrare in diretto contatto con il tessuto mineralizzato.

Un altro tipo di processo che si esegue sulla superficie degli impianti dentali è il rivestimento con idrossiapatite, che favorisce la completa integrazione del metallo con i tessuti ossei umani.
Tuttavia l’applicazione di questo rivestimento biocompatibile richiede un ulteriore miglioramento delle sue proprietà chimiche, biologiche e meccaniche.
Uno studio recente ha dimostrato l’efficacia di un particolare impianto con superficie sabbiata e mordenzata (SLA). Secondo gli autori, questo trattamento favorisce l’osteointegrazione, grazie ad un incremento dell’ancoraggio cellulare iniziale da parte degli osteoblasti (15).

1.3. Decontaminazione e sterilizzazione
La decontaminazione è quella procedura eseguita allo scopo di eliminare ogni alterante presente sulla superficie della fixture.
I contaminanti sono rappresentati dai resti della fabbricazione (oli, grassi, trucioli, ecc.), dai residui dei trattamenti di superficie (Al2O3, acidi, ecc.) e da ogni altra particella di natura inorganica e organica in grado di compromettere la biocompatibilità del sistema.

La decontaminazione dei componenti meccanici si avvale di sostanze specifiche, applicate con tempi di azione ben definiti.
Il procedimento di sterilizzazione è il passaggio finale del trattamento di decontaminazione realizzato mediante procedure chimiche o fisiche che determinano la distruzione completa di tutti i microrganismi, comprese le spore.
La sterilizzazione degli impianti dentali può essere eseguita mediante autoclave o con raggi gamma. La sterilizzazione in autoclave consente una garanzia di sterilità di circa 30 giorni, mentre quella con raggi gamma da una garanzia di sterilità di cinque anni.