AVALIAÇÃO MECÂNICA DA INFLUÊNCIA DO LASER DE BAIXA INTENSIDADE NA ESTABILIDADE SECUNDÁRIA DE IMPLANTES EM TÍBIA DE RATOS

ALEXANDRE POZO MALUF AVALIAÇÃO MECÂNICA DA INFLUÊNCIA DO LASER DE BAIXA INTENSIDADE NA ESTABILIDADE SECUNDÁRIA DE IMPLANTES EM TÍBIA DE RATOS Dissertação apresentada ao Centro de Pós- Graduação / CPO São Leopoldo Mandic para obtenção do grau de Mestre em Odontologia Área de concentração: Implantodontia CAMPINAS 2006

ALEXANDRE POZO MALUF AVALIAÇÃO MECÂNICA DA INFLUÊNCIA DO LASER DE BAIXA INTENSIDADE NA ESTABILIDADE SECUNDÁRIA DE IMPLANTES EM TÍBIA DE RATOS Dissertação apresentada ao Centro de Pós- Graduação / CPO São Leopoldo Mandic para obtenção do grau de Mestre em Odontologia Área de concentração: Implantodontia Orientador: Rui Barbosa de Brito Júnior CAMPINAS 2006

C.P.O. - CENTRO DE PESQUISAS ODONTOLÓGICAS SÃO LEOPOLDO MANDIC Folha de Aprovação A dissertação intitulada: AVALIAÇÃO MECÂNICA DA INFLUÊNCIA DO LASER DE BAIXA INTENSIDADE NA ESTABILIDADE SECUNDÁRIA DE IMPLANTES EM TÍBIA DE RATOS apresentada ao Centro de Pós-Graduação, para obtenção do grau de Mestre em Odontologia, área de concentração: em / /, à comissão examinadora abaixo denominada, foi aprovada após liberação pelo orientador. Prof. (a) Dr(a) Prof. (a) Dr(a) Prof. (a) Dr(a)

DEDICATÓRIA Aos meus amados pais, Cauby e Heloisa Maluf, colegas de profissão e exemplos de vida, que tanto me apoiaram e me incentivaram nesse longo caminho. Vocês são meu orgulho e meu exemplo. À minha esposa Tagliana Maluf, sempre a meu lado nos momentos felizes e nos momentos difíceis, essa conquista é nossa. O teu sorriso e o teu carinho é que me deram força para chegar até aqui. Ao meu irmão Ricardo Maluf, uma pessoa muito especial, um cara tão pra cima, tão alegre e tão tranqüilo que é difícil ficar bravo por muito tempo. Presente em todas as comemorações do nosso Grêmio no Estádio Olímpico, tu também é responsável por essa conquista. Vocês são pessoas iluminadas que, cada uma de sua forma, com uma palavra, um gesto ou um carinho souberam modelar a minha vida e fazer de mim o que sou hoje. Amo vocês.

AGRADECIMENTOS Ao Centro de Pesquisas Odontológicas São Leopoldo Mandic, na pessoa do Dr. José Luis Cintra Junqueira, por ter me proporcionado a oportunidade de estudar e desenvolver minha dissertação de mestrado. Ao meu orientador, Dr. Rui Barbosa de Brito Junior, mesmo a distância sempre esteve presente e atuante nos momentos que precisei de ajuda. Me surpreendi com sua capacidade e dedicação profissional, não houve um momento em que precisei de sua orientação e a resposta não veio rápida e esclarecedora. Além disso, se mostrou uma pessoa extremamente amiga e compreensível. Meu muito obrigado por me conduzir à realização desse sonho. Ao Dr. Rogério Pagnoncelli, meu co-orientador, que começou como meu professor, depois se tornou colega e hoje eu o tenho como um grande amigo, mas em todas essas etapas sempre foi um grande exemplo de caráter e profissionalismo. À Cecilia da Rocha Brito, pessoa muito especial, que acabei conhecendo aqui na Faculdade e se tornou uma super amiga. Não tenho nem como mensurar e agradecer o quanto tu me ajudaste e, mais que isso, esteve disposta a participar de meu trabalho a qualquer momento que solicitei, mesmo estando escrevendo ao mesmo tempo a tua dissertação. Grande pesquisadora, me faltam palavras para enaltecer o quão esforçada e dedicada é essa menina com sua profissão. Com toda essa competência tenho certeza que o Doutorado pra ti será moleza, e que se tornará, cada vez mais, uma referência na Odontologia. Ao meu grande amigo Tomás Geremia, sempre pronto pro que der e vier. A nossa vida está cada vez mais corrida, mas o teu desprendimento de deixar tuas

obrigações de lado para passar uma manhã e uma tarde do dia operando ratinhos comigo pode ter certeza que eu não vou esquecer jamais. Ao meu colega de mestrado, parceiro de viagens inesquecíveis e grande amigo, Gustavo Ughini. Quanta coisa passamos juntos nesses trinta meses... Nem dá pra contar. Obrigado por tudo. Ao meu amigo Bruno Campanha que muito me ajudou e me orientou na escolha do tema de minha dissertação, além de fazer tudo que era possível para facilitar o meu caminho durante os experimentos e toda fase inicial de preparo de meu trabalho. Ao meu grande mestre Valter Castro Alves, grande pessoa, que me proporcionou pela primeira vez lecionar em seu curso, acreditando em mim e me incentivando sempre, além de estar por perto todas as vezes que precisei. Obrigado pelo ponta-pé inicial, tu não tens idéia como foste, e és, importante pra mim. A todos meus colegas da turma do Mestrado em Implantodontia, cada um de vocês contribuiu muito com a minha formação, tenho certeza que vou guardar para sempre nossos momentos de confraternização. A todos meus professores do curso, sempre tão engajados e dedicados ao nosso aprendizado, se hoje me torno mestre é graças a vocês. A Conexão Sistemas de Prótese Ltda. por ter acreditado, apoiado e patrocinado meu experimento, me fornecendo todo material solicitado para realização da mesma, são empresas sérias como a Conexão que ajudam o desenvolvimento da Odontologia.

SUMÁRIO LISTA DE ABREVIATURAS, SIGLAS E SÍMBOLOS... 8 LISTA DE ILUSTRAÇÕES... 10 RESUMO... 12 1. INTRODUÇÃO... 13 2. REVISÃO DE LITERATURA... 16 2.1 Tecido ósseo... 16 2.2 Desenvolvimento ósseo... 20 2.3 Osseointegração... 22 2.4 Fototerapia... 28 2.5 Laser... 29 2.5.1 Princípios básicos... 30 2.5.2 Propriedades físicas... 31 2.5.3 Componentes... 31 2.5.4 Interação com tecido ósseo... 32 2.5.5 Classificação... 34 2.6 Laser de baixa intensidade... 35 2.6.1 Biomodulação... 37 2.6.2 Efeitos do laser de baixa intensidade no tecido ósseo... 38 2.6.3 Laser e osseointegração... 41 3. PROPOSIÇÃO... 49 4. MATERIAIS E MÉTODOS... 50 4.1 Modelo animal e grupos... 50 4.2 Material de consumo e instrumental cirúrgico... 51 4.3 Procedimento cirúrgico... 53

4.3.1 Pós-operatório... 59 4.4 Aparelho laser... 59 4.4.1 Irradiação com laser... 59 4.5 Prova da estabilidade secundária... 61 4.6 Mensuração dos torques de remoção... 63 5. RESULTADOS... 68 6. DISCUSSÃO... 71 7. CONCLUSÃO... 77 ABSTRACT... 78 REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS... 79

8 LISTA DE ABREVIATURAS, SIGLAS E SÍMBOLOS % - Percentagem C - Graus Célsios - Marca registrada Ar - Argônio ArF - Fluoreto de Argônio ATP - Adenosina-trifosfato BMP - Proteína morfogenética óssea CDCT - Centro de Desenvolvimento Científico e Tecnológico cnm - Centi-Newton-metro CO2 - Dióxido de Carbono CPEA - Coordenação de Produção e Experimentação Animal DNA - Ácido desoxirribonucléico E - Energia E1 - Estado fundamental de energia E2 - Estado excitado de energia Er:YAG - Érbio: ítrio, alumínio, granada FEPPS - Fundação Estadual de Produção e Pesquisa em Saúde GaAlAs - Arseneto de Gálio Alumínio GaAs - Arseneto de Gálio HeCd - Hélio-Cádmio HeNe - Hélio-Neônio Ho:YLF - Hólmio: fluoreto de ítrio lítio J - Joule

9 J/cm² - Joule por centímetro quadrado LASER - Light Amplification by Stimulated Emission of Radiation MASER - Microwave Amplification by Stimulated Emission Of Radiation MEV - Microscopia eletrônica de varredura ml - Mililitros mm - Milímetros mw - Miliwatts N/cm - Newton por centímetro Nd:YAG - Neodímio: ítrio, alumínio, granada nm - Nanômetro nº - Número rpm - Rotações por minuto TiO2 Óxido de Titânio UV - Ultra violeta λ - Comprimento de onda

10 LISTA DE ILUSTRAÇÕES TABELA 1 Efeitos fototérmicos da radiação laser... 33 TABELA 2 - Lasers e seus comprimentos de onda... 36 FIGURA 1 Uma das gaiolas do Grupo laser... 51 FIGURA 2 Material e instrumental cirúrgico... 52 FIGURA 3 Embalagem implante... 53 FIGURA 4 Tricotomia da região da tíbia... 54 FIGURA 5 Assepsia da área a ser operada... 54 FIGURA 6 Campo cirúrgico sobre a região da tíbia... 55 FIGURA 7 Incisão na Tíbia... 56 FIGURA 8 Estabilização da tíbia... 56 FIGURA 9 Perfuração na tíbia... 57 FIGURA 10 Implante inserido na tíbia... 58 FIGURA 11 - Sutura... 58 FIGURA 12 Aparelho Laser... 59 FIGURA 13 Pontos de Irradiação... 60 FIGURA 14 Câmara de CO2... 61 FIGURA 15 Reabertura após 14 dias... 62 FIGURA 16 Bloco de tíbia osteomizado... 63 FIGURA 17 Emblocamento da peça em resina acrílica autopolimerizável... 64 FIGURA 18 Torquímetro digital... 65 FIGURA 19 Torquímetro montado no implante inserido no bloco acrílico... 66 TABELA 3 Valores do Torque de Remoção Grupo Controle... 68 TABELA 4 Complicações grupo Controle... 69

11 TABELA 5 Valores do Torque de Remoção Grupo Laser... 69 TABELA 6 Complicações grupo Laser... 69 TABELA 7 Comparação dos resultados de contra-torque obtidos entre os grupos de estudo... 70 GRAFICO 1 - Comparação entre os grupos laser e controle... 70

12 RESUMO O presente trabalho buscou avaliar mecanicamente, através de torquímetro digital, o embricamento osso-implante submetido ou não à radiação laser de baixa intensidade, com comprimento de onda de 795nm, de forma contínua, com potência de 120mW. Para tanto colocou-se em uma das tíbias de 24 ratos, da espécie Rattus novergicus, ordem Rodentia, linhagem Wistar, distribuídos aleatoriamente em dois grupos, um implante de titânio com 3,5mm de comprimento por 2 mm de diâmetro. O grupo Experimental (n=12) foi submetido a seis aplicações laser, divididos em quatro pontos previamente estabelecidos, dois laterais e dois longitudinais, totalizando uma dosimetria de 48J/cm². O grupo Controle (n=12) não recebeu laserterapia. O intervalo entre as aplicações foi de 48 horas e as irradiações iniciaram imediatamente após o término das cirurgias de implantação. Os dois grupos foram sacrificados no 14 dia e se removeu um bloco ósseo da região onde o implante estava inserido. Com a utilização do torquímetro digital mensurou-se o torque necessário para o afrouxamento dos implantes, rompendo sua união com o tecido ósseo. Observou-se uma diferença estatisticamente significante entre os dois grupos, sendo que no grupo Experimental os implantes apresentaram maior dificuldade de romperem sua interface com o bloco ósseo do que no grupo Controle. Pode-se concluir que, com o modelo animal e o protocolo de irradiação presentes nesse estudo, a laserterapia, por ser a única variante entre os dois grupos, possui a capacidade de aumentar o embricamento osso-implante. Palavras-chave: Osseointegração. Laser. Torque

13 1. INTRODUÇÃO A luz tem sido associada à cura e a melhora de diversas patologias desde os mais remotos tempos (BRUGNERA & PINHEIRO, 1998). Porém foi só a partir das últimas décadas, especificamente 1960, que o laser foi desenvolvido comercialmente. A palavra Laser é o acrônimo de Light Amplification by Stimulated Emission of Radiation, que significa ampliação da luz por emissão estimulada de radiação. O laser caracteriza-se por um sistema de seleção de comprimentos de onda que permite a obtenção de um feixe de luz concentrado, monocromático, paralelo e frequentes (SCHINDL et al., 2000). Além de possuir essas características próprias, é uma forma de radiação não-ionizante que, em contato com diferentes tecidos, resulta em efeitos térmicos, fotoquímicos e lineares (FERNANDO et al., 1993). Os princípios que guiaram o seu desenvolvimento foram propostos em 1917 por Albert Einstein, que descreveu o terceiro processo de integração da matéria, a emissão estimulada de radiação. A primeira aplicação com sucesso da emissão estimulada de microondas foi relatada por Gordon Gold em 1955 (BRUGNERA & PINHEIRO, 1998). O uso do laser na Odontologia foi relatado inicialmente por Goldman em 1964 em um estudo que analisou o impacto do laser de Rubi sobre cáries dentais. Desde então, aparelhos de laser cirúrgicos e não-cirúrgicos têm sido estudados, buscando determinar os benefícios de sua utilização nas mais diversas especialidades odontológicas (PINHEIRO & FRAME, 1992).

14 De acordo com seu modo de utilização e de sua ação terapêutica, os lasers são divididos em dois grandes grupos, os lasers cirúrgicos e não-cirúrgicos. Os cirúrgicos têm como função principal o corte de tecidos, tanto moles como duros, através da ablação causada pelo efeito fototérmico. Os lasers não-cirúrgicos são considerados terapêuticos e interagem com os tecidos, resultando em uma série de efeitos benéficos, como melhora e aceleração de processos cicatriciais (BRUGNERA & PINHEIRO, 1998). Os efeitos biológicos observados e comprovados da laserterapia incluem ativação na produção de ATPs, auxílio na multiplicação de fibras colágenas, formação de enzimas específicas, estimulação do sistema linfático, benefícios no desenvolvimento de novos vasos sangüíneos (microcirculação) e aumento significativo na síntese de proteínas (GENOVESE, 2000). A osseointegração é um conceito desenvolvido em 1977, divulgado e consagrado em 1982, no Congresso de Toronto, pelo professor sueco Per Ingvar Brånemark, que a descreveu como uma conexão direta, estrutural e funcional entre o osso vital estruturado e a superfície de um implante de titânio sobre carga funcional. A relação tecido ósseo e a superfície dos implantes é o fator principal do sucesso dos tratamentos reabilitadores que necessitam de uma resposta natural de cicatrização do organismo. O implante bem sucedido é aquele em que ocorre a conexão direta entre o osso vivo e o titânio, podendo suportar condições de carga (WORTHINGTON et al., 1996). O tecido ósseo coloca-se em íntimo contato com a superfície do implante sem que haja presença de tecido fibroso nessa interface, porque o implante comporta-se mais como uma raiz dentária anquilosada do que uma raiz normal (BRANEMARK & TOLMAN, 1998).

15 A utilização dos lasers de baixa intensidade na Implantodontia representa um considerável avanço pelos seus efeitos positivos no processo de reparação de tecidos, podendo acelerar e melhorar a qualidade da neoformação óssea. Porém é necessário que o usuário domine conhecimentos adicionais aos da técnica cirúrgica, pois do contrário poderá resultar em uma resposta indetectável ou inexistente (BRUGNERA JUNIOR et al., 2003). O avanço científico em relação à osseointegração e a utilização cada vez mais rotineira dos implantes osseointegrados na clínica odontológica fizeram com que a Laserterapia, na Implantodontia, fosse investigada, buscando melhorar ainda mais a capacidade de regeneração dos tecidos. Sendo assim, esse trabalho buscou avaliar os benefícios do laser diodo de GaAlAs, infravermelho, com comprimento de onda de 795nm, na estabilidade secundária de implantes de titânio, instalados em tíbias de ratos, através do contra-torque com um torquímetro digital axial.

16 2. REVISÃO DE LITERATURA 2.1 Tecido ósseo O tecido ósseo é o principal constituinte do esqueleto. Serve de suporte para as partes moles e protege os órgãos vitais. Proporciona apoio aos músculos esqueléticos transformando suas contrações em movimentos úteis e constitui um sistema de alavancas que amplia as forças geradas na contração muscular. Além dessas funções, os ossos funcionam como depósitos de cálcio, fosfato e outros íons, armazenando-os ou liberando-os de maneira controlada, para manter constante a concentração desses importantes íons nos líquidos corporais (KESSEL, 1998). NÃO EXISTE ESSA REFERÊNCIA Segundo TEN CATE (2001), o tecido ósseo é um tipo especializado de tecido conjuntivo formado por células e material extracelular calcificado, a matriz óssea. As células que compõe são: a) osteoblastos, produtores da parte orgânica e responsáveis pela mineralização da matriz; b) osteócitos, que se situam em cavidades ou lacunas no interior da matriz mineralizada responsável pela manutenção da matriz óssea; c) osteoclatos, células gigantes móveis e multinucleadas que reabsorvem o tecido ósseo, participando diretamente do processo de remodelação.

17 Os osteoblastos são células responsáveis pela síntese da parte orgânica da matriz, formada principalmente por colágeno tipo I, proteoglicanas e glicoproteínas adesivas. São capazes também de concentrar fosfato de cálcio, participando da mineralização da matriz. Quando estão ativos, os osteoblastos são usualmente alongados ou colunares, e o núcleo está localizado na parte da célula mais distante da matriz. Uma vez que a secreção da matriz tenha sido iniciada, a matriz óssea adicional é secretada sobre superfícies ósseas preexistentes. A matriz neoformada circunda progressivamente o osteoblasto, sendo que, o destino final destes será o de serem englobados e aprisionados por seus produtos de secreção. No entanto, os osteoblastos sofrem uma alteração pronunciada na forma quando são cercados pela matriz óssea. Os osteoblastos que estão inativos na secreção de matriz óssea tendem a ser de forma ovalada, menores e mais achatados que os osteoblastos que estão secretando ativamente (KESSEL, 1998 NÃO EXISTE ESSA REFERÊNCIA; TEN CATE, 2001). Os pré-osteoblastos representam um estágio de transição entre uma alta proliferação de células osteoprogenitoras e osteoblastos maduros, apresentando baixos níveis de proteínas ósseas, como a fosfatase alcalina, a osteonectina e a osteopontina, entre outras. Estes pré-osteoblastos são, predominantemente, definidos, sob ponto de vista morfológico, com base em sua localização adjacente à atividade dos osteoblastos. Além do mais, tais células fornecem importantes informações à resposta de fatores de crescimento, transdução de sinais e mineralização (LONG, 2001). As principais células do osso maduro são os osteócitos, os quais residem dentro da matriz óssea calcificada em espaços chamados lacunas. Na medida em que os osteoblastos são circundados por matriz intercelular, estes produzem mais

18 extensões digitiformes longas e delgadas, que entram em contato com as dos osteócitos próximos culminando com a formação de pequenos canais, chamados de canalículos. Desta forma, estas células não são completamente isoladas em suas lacunas. Estes canalículos se estendem por toda matriz óssea, criando um sistema circulatório canalicular que fornece nutrição ao osteócito. Os osteócitos são essenciais para a manutenção da matriz óssea e sua morte é seguida de reabsorção da matriz (KESSEL, 1998). NÃO EXISTE ESSA REFERÊNCIA A presença de mineral faz do osso um tecido único, não somente do ponto de vista biossintético, mas também do catabólico. A quantidade de tecido ósseo presente durante o crescimento fisiológico e a remodelação do esqueleto é determinada pelo balanço entre a taxa de formação óssea e a reabsorção óssea. As células responsáveis pela reabsorção óssea são os osteoclastos, células gigantes e multinucleadas, únicas capazes de desempenhar esta função. Os osteoclastos são formados pela fusão de células monucleares derivadas do tecido hematopoiético (LERNER, 2000). O reparo do tecido ósseo causado por fratura ou pela colocação de implantes osseointegráveis biologicamente, ocorre de forma semelhante. Segundo MISH (2000) a modelagem anabólica da superfície óssea é a primeira a acontecer, formando um calo nas superfícies endóstea e perióstea, originando-se em alguns milímetros da margem do local da implantação. Os prováveis mediadores celulares incluem as citocinas inflamatórias, os fatores de crescimento, os sinais de isquemia, a invasão vascular, as integrinas, as prostacilclinas, as prostaglandinas e o óxido nítrico. As prostaglandinas são potentes agentes metabólicos e sua administração sistêmica resulta numa resposta moduladora. Entretanto o mecanismo ainda não é claramente compreendido. As

19 evidências sugerem que um importante fator mediador para a remodelação é a osteopontina (ROBERTS & HARTSFIELD JUNIOR, 2004). Segundo DERKX et al. (1998), a matriz orgânica do osso é uma cadeia de proteínas bem organizada. O principal constituinte é o colágeno tipo I. As proteínas não-colágenas compreendem quase 10% do conteúdo total de proteínas do osso. Várias dessas proteínas não-colágenas já foram identificadas, incluindo osteocalcina, osteopontina, osteonectina e sialoproteína óssea. Dentre elas, somente a osteocalcina e a osteopontina são específicas para o osso, enquanto as demais também estão presentes, mas em outros tecidos não-mineralizados. A matriz extracelular do osso é composta por 90% de proteínas colágenas (97% de colágeno tipo I e 3% de colágeno tipo V) e 10% de proteínas não-colágenas (20% de osteocalcina, 20% de osteonectina, 12% de sialoproteína, 10% de proteoglicanos, osteopontina fibronectina, fatores de crescimento, BMPs e outras), sendo todas elas proteínas sintetizadas pelos osteoblastos (ALSELME, 2000). As superfícies ósseas que se rompem, ou por fraturas ou por algum tipo de fresagem, apresentam hemorragia local pela lesão de vasos sanguíneos, destruição de matriz e morte de células ósseas. Para que a reparação se inicie, o coágulo sanguíneo, os restos celulares e de matriz devem ser fagocitados pelos macrófagos. O periósteo e o endósteo, próximo à área fraturada, respondem com uma intensa proliferação, formando um tecido muito rico em células osteoprogenitoras, que constituem um colar em volta da fratura e penetra entre as extremidades ósseas rompidas. Nesse colar conjuntivo, bem como no conjuntivo que se localiza entre as extremidades ósseas fraturadas, surge tecido ósseo imaturo (osso primário), tanto pela ossificação endocondral de pequenos fragmentos de cartilagem formados, como também por ossificação intramembranosa. Esse

20 processo evolui de modo que, após um intervalo de tempo, surja um calo ósseo que possa envolver e unir as extremidades ósseas injuriadas. O calo ósseo é, inicialmente, composto por osso imaturo. As trações e pressões exercidas sobre o osso durante a reparação da fratura e após a volta as atividades normais, proporcionam a remodelação do calo ósseo e sua completa substituição por osso lamelar (osso secundário) (JUNQUEIRA et al., 2004). A estabilidade inicial de implantes de titânio é determinada basicamente pelas propriedades mecânicas dos ossos na região onde serão inseridos (densidade e quantidade) e pela técnica cirúrgica empregada (El ASKARY et al., 1999). A densidade do tecido ósseo disponível tem grande influência no tratamento e desenho dos implantes. A abordagem cirúrgica, bem como o sucesso dos implantes, é mais previsível quanto maior for a densidade óssea (MISH, 2000). 2.2 Desenvolvimento ósseo Existem duas formas distintas de ocorrer à formação do tecido ósseo, são elas as formas endocondral e intramembranosa. Na formação endocondral inicialmente é formado uma camada de cartilagem, a partir da qual ocorrerá substituição por tecido ósseo. Os ossos longos, a base do crânio e os ossos da coluna vertebral desenvolvem-se dessa forma. Na formação intramembranosa o processo de formação óssea inicia-se com uma agregação de células mesenquimais indiferenciadas que darão origem a osteoblastos e tecido osteóide na matriz colágena. O tecido osteóide é então mineralizado e quando o osteoblasto se encontra totalmente englobado por tecido mineralizado, ele se torna um osteócito. Os ossos da calota craniana, os ossos da face e da pélvis desenvolvem-se dessa forma (JUNQUEIRA et al., 2004).

21 Para que ocorra formação óssea é necessário suprimento vascular e suporte mecânico. Os osteoblastos produzem a matriz óssea apenas nas proximidades adjacentes aos vasos sanguíneos. A redução do oxigênio parece favorecer a formação de tecido fibroso e fibrocartilaginoso. A estabilidade da área é de vital importância para a elaboração de um tecido ósseo altamente organizado, pois o osso só é depositado em uma superfície sólida e estável (SCHENK, 1996). Segundo TEN CATE (2001), a resposta do tecido frente a uma agressão é uma questão de graduação. Existem respostas que não envolvem, necessariamente, um processo inflamatório. Porém, uma vez que um dano é suficiente para suscitar uma resposta inflamatória, o processo de cura é iniciado, podendo o seu resultado ser a regeneração, ou seja, a completa restauração da arquitetura do tecido, ou o reparo, isto é, a restauração da continuidade do tecido por meio de cicatrizes e distorção da arquitetura normal. O processo de reparo ósseo é descrito em três fases: fase inflamatória, reparadora e de remodelação. A fase inflamatória é caracterizada pela formação de um coágulo sanguíneo que envolve as superfícies ósseas no local da lesão, estendendo-se pelo periósteo e cavidades medulares próximas, acompanhadas de edema mais ou menos intenso. Instala-se assim um processo inflamatório agudo, com grande mobilização de neutrófilos e macrófagos, provocado pela liberação de substâncias quimiotáxicas (histamina e serotonina) no local lesionado. Esta fagocitose tem como objetivo dar início à remodelação do coágulo das regiões necrosadas e dos osteócitos mortos que surgem nas superfícies ósseas da região lesada. Imediatamente começa a fase reparadora com o aparecimento de um grande número de fibroblastos produtores de colágeno e responsáveis pela formação de um calo fibroso, no qual as fibras colágenas envolvem a região

22 lesionada. À medida que prossegue a ação dos macrófagos, reabsorvendo o coágulo e o tecido necrosado, surge gradativamente uma nova rede capilar. Essa rede, oriunda das células endoteliais remanescentes dos vasos rompidos e das células mesenquimais indiferenciadas, invade a região do coágulo juntamente com fibroblastos e osteoblastos, a fim de formar rapidamente um novo tecido ósseo no local, por um processo de ossificação intramembranosa ou endocondral, o que irá resultar em um osso imaturo. O calo ósseo possui uma textura própria, mais celular e menos mineralizada, indicando a rapidez do processo de ossificação e justificando a denominação osso imaturo. Na fase remodeladora, o calo ósseo passa por uma série de processos de reabsorção e neoformação até que a região lesionada retome a textura que possuía antes da lesão. As atividades osteoclásticas e osteoblásticas removem os excessos de material do calo ósseo, restabelecendo as cavidades ósseas que existiam e reconstruindo o sistema de Havers e o trabeculado de osso esponjoso na mesma disposição anterior à lesão (GUIMARÃES, 1982). BRÅNEMARK et al. (1977) descreveram o processo de ossointegração como a íntima relação entre tecido ósseo e implante de titânio, sem que haja entre ambos nenhuma camada de tecido conjuntivo, sob condição de carga funcional. Contando para isto com a capacidade reacional do tecido ósseo e com as qualidades intrínsecas do titânio. 2.3 Osseointegração A definição clínica determina a osseointegração como um processo que apresenta uma fixação rígida e clinicamente assintomática de materiais aloplásticos, realizada e sustentada por tecido ósseo durante as cargas funcionais. Pode-se

23 descrever seis importantes parâmetros biológicos para o resultado final desse procedimento: a) a biocompatibilidade do material demonstrada pelo titânio puro em relação aos outros metais, como ligas de cromo-cobalto; b) o design dos implantes garantem vantagem da estabilidade em implantes tipo parafuso quando comparados aos cilíndricos; c) o tipo de superfície dos implantes ainda requer maiores estudos in vivo, porém in vitro, apontam melhores resultados as superfícies tratadas; d) a técnica cirúrgica deve apresentar planejamento prévio, buscando o controle do trauma a ser proporcionado e a melhor estabilidade primária possível; e) a avaliação do sítio hospedeiro também deve ser profundamente investigada, buscando-se avaliar a quantidade e qualidade óssea, assim como as condições sistêmicas do paciente; f) as condições de cargas impostas aos implantes farão a diferença na neoformação óssea, pois cargas prematuras, favorecendo a micromovimentação do implante, terão como resposta um reparo constituído predominantemente por tecido mole (ALBREKTSSON & ZARB, 1993). Os tecidos biológicos como ossos e tecidos conjuntivos interagem com metais inorgânicos, provocando uma variedade de respostas. O titânio cria, espontaneamente, uma cobertura superficial forte de óxido de titânio, fornecendo uma interação estável na qual uma matriz óssea mineralizada é depositada. É dessa

24 inércia biológica da superfície óxida que o implante consegue a importante propriedade de biocompatibilidade. O contato do tecido ósseo com o metal é o resultado de um processo de modelação e remodelação óssea, com a falta de uma resposta de reabsorção excessiva, formando um processo dinâmico de formação e reabsorção óssea (WORTHINGTON et al., 1996). O titânio em contato com o ar forma uma camada de óxidos em sua superfície. Essa camada consiste principalmente de óxido de titânio (TiO2). A reatividade do titânio puro é fundamental para a alta tensão superficial e para a biocompatibilidade do metal. Pela sua propriedade de ser biocompatível o óxido de titânio pode ser considerado uma superfície altamente osteofílica, mostrando ótima capacidade de formar uniões com biomoléculas quando não saturadas (WALTZEK, 1996). A osseointegração pode ser dividida em três fases, sendo que a primeira é caracterizada pela migração celular osteogênica, suportada pelo tecido de conexão. A segunda fase consiste na deposição de tecido ósseo através da mineralização da matriz, e a terceira fase é o remodelamento ósseo ao redor do metal (DAVIES, 1998). Segundo PALACCI (2001), a estabilidade primária do implante é principalmente determinada por propriedades mecânicas (quantidade e qualidade) do tecido ósseo, influenciada pela técnica cirúrgica e design do implante. Passado o período de osseointegração, que pode variar de quatro a dezesseis semanas, a estabilidade secundária é determinada pela resposta biológica relacionada ao trauma cirúrgico, as condições de cicatrização e a qualidade do material implantado, sendo que o final do reparo, provavelmente esteja entre três e seis meses.

25 Para investigar a importância da estabilidade inicial para a osseointegração de implantes dentais, LIOUBAVINA-HACK et al. (2006), realizaram um experimento no qual inseriram em mandíbulas de ratos, bilateralmente, dispositivos de titânio. De um lado da mandíbula estes dispositivos eram inseridos com estabilidade (grupo controle) e do outro lado com pouca estabilidade (grupo teste). Após um, três, seis e nove meses, quatro animais eram sacrificados e submetidos à análise histológica. Os resultados demonstraram a porcentagem de contato osso-implante do grupo com estabilidade de 38,8%, 52,9%, 64,6% e 81,3% em um, três, seis, nove meses e de 28,1%, 28,9%, 52,6% e 69,6% do grupo sem estabilidade. Os autores concluem que a estabilidade primária é fundamental para o sucesso dos implantes e que a instabilidade resulta em um encapsulamento fibroso do implante, confirmando o que se previa pela vivência clínica. Em uma pesquisa relacionada à biologia da remodelação óssea, CHAPPARD et al. (1999) avaliaram a resposta do tecido ósseo frente à colocação de implantes de titânio relacionando com o fator tempo. Utilizaram então ovelhas como modelo animal, considerando os intervalos de três e seis meses de osseointegração. Os resultados apresentaram uma qualidade óssea melhor ao redor dos implantes de seis meses, ou seja, a estabilidade secundária está relacionada ao período de espera da osseointegração. Diferentes métodos foram desenvolvidos para mensuração da estabilidade dos implantes após a osseointegração. Dentre estas formas de análise o uso de aparelhos que avaliassem o torque necessário para o rompimento do implante com o osso, surgiu como um importante aliado na Implantodontia. Esses aparatos visam medir eletronicamente a facilidade de afrouxamento dos implantes, através da quantificação do contra-torque. Denominam-se torquímetros e, como se

26 verá adiante foram e ainda são amplamente utilizados em testes mecânicos. Segundo CARLSSON et al. (1988) a remoção dos implantes com torquímetro foi pela primeira vez utilizada para se avaliar a retenção dos diferentes formatos de implante. Os autores conseguiram uma medição indireta da força necessária para o rompimento desta interface. IVANOFF et al. (1996) estudaram a estabilidade inicial necessária aos implantes de titânio. Para isso, desenvolveram um experimento com coelhos, comparando a estabilidade inicial de implantes ancorados mono e bi-cortical. Após inseridos no leito ósseo era aguardado um período de seis a doze semanas para mensuração do torque de remoção. Os resultados mostraram, em média, os grupos com implantes ancorados em duas corticais com o dobro do valor do torque de remoção em relação aos implantes inseridos em apenas uma cortical. Os autores recomendam, baseados nos resultados obtidos, sempre que possível, obtenção de ancoragem bi-cortical, pois aumentando a estabilidade primária proporciona-se melhor prognóstico clínico. Para ocorrer um prognóstico favorável no tratamento com implantes, deve-se realizar a cirurgia de implantação o mais atraumática possível, evitando-se o superaquecimento do leito ósseo durante as perfurações. Segundo o autor o implante deve ser inserido com alta estabilidade inicial e não deverá ser colocado em função no período de três a seis meses (BUSER & BELSER, 1996). NÃO EXISTE ESSA REFERÊNCIA LOURENÇO JUNIOR (1998) avaliou a relação existente entre tempo de implantação e torque necessário para remoção dos implantes. Seu trabalho observou uma correlação positiva entre o aumento do tempo de osseointegração com o valor do torque de remoção destes implantes. O trabalho demonstra que os

27 valores do torque de remoção, consequentemente, o embricamento do implante no osso, aumentava com o passar do tempo, tornando-se mais difícil romper a interface de acordo com o aumento do período de espera. Diversas formas de melhorar o embricamento do tecido ósseo com o implante de titânio foram desenvolvidas. Uma dessas formas é a alteração da superfície dos implantes. Em um estudo comparativo entre a superfície lisa e a rugosa, CARLSSON et al. (1988) concluíram que ambas apresentavam a capacidade de osseointegrarem, porém, quando aplicado um movimento antirotacional, era necessária uma força estatísticamente maior para romper a interface do tecido ósseo com a superfície rugosa do que com a lisa. WENNERBERG et al. (1995) desenvolveram um experimento com coelhos, buscando avaliar a união do tecido ósseo com diferentes superfícies de implantes. Para tanto os autores utilizaram um torquímetro digital que mensurou a força necessária para desinserir os implantes instalados na tíbia e no fêmur destes animais. O torque durante o desrosqueamento aumentava gradualmente até que ocorria a ruptura da interface. As análises histológicas também levaram os autores a concluir que as superfícies tratadas por jateamento apresentavam um embricamento mecânico superior às superfícies não tratadas. Em um experimento, CHO & JUNG (2003) dividiram coelhos em dois grupos para avaliar a relação entre o embricamento do tecido ósseo com os implantes e os diferentes tratamentos de superfície. Um grupo recebia implantes com superfície tratada com laser e o outro grupo com tratamento mecânico. Utilizando um torquímetro digital, que mensurava o contra-torque necessário para remoção dos implantes, os autores perceberam maior dificuldade de remoção nos implantes com superfície tratada com irradiação laser.

28 2.4 Fototerapia A luz é uma energia radiante produzida por todos os estados físicos da matéria. Esta energia, contida em todas as estruturas atômicas, forma um espectro eletromagnético que, por sua vez, é metodicamente organizado, sendo denominado de comprimento de onda. Desta forma a energia radiante possui um espectro de comprimento de onda visível ao olho humano, entre 385nm e 760nm. Abaixo de 385nm, a luz é denominada de ultravioleta e acima de 760nm, de infravermelha, ambas invisíveis ao olho humano (ATKINSON, 1997). Fototerapia é o uso da radiação eletromagnética como forma de tratamento. A primeira fonte de luz usada na fotomedicina foi a luz natural do sol. Ainda na Grécia e Egito Antigo, a luz solar era usada para tratamentos médicos. Embora essa terapia não tivesse comprovações científicas naquele tempo, o poder de cicatrização era claro, e físicos romanos e árabes empregavam e encorajavam a fototerapia no uso médico geral (MOSELEY, 1988). O físico dinamarquês Niels Ryberg Finsen foi o precursor da moderna fototerapia cerca de 100 anos atrás. Em 1903, ele recebeu o prêmio Nobel de medicina por seu trabalho com esta forma de terapia. Ele também desenvolveu o primeiro aparelho para gerar artificialmente raios de sol. Existem várias vantagens em utilizar-se raios solares sintetizados, por exemplo: os parâmetros de intensidade e o espectro de luz emitidos são controláveis e, desta forma, reproduzíveis. No final do século 20, tentativas para reproduzir artificialmente a radiação solar resultou no desenvolvimento de fontes de radiação ultravioleta (UV), que foram efetivas no tratamento de feridas abertas, de tuberculose e raquitismo. O uso da terapia UV foi submetido a períodos alternados de entusiasmo e desânimo, em virtude dos seus efeitos colaterais, a comunidade científica continuou suas pesquisas no

29 desenvolvimento de outras fontes de luz para propostas médicas (CASTRO et al., 1997). 2.5 Laser Em 1917, Albert Einstein apresentou a Teoria Quântica da Radiação, segundo a qual elétrons, átomos, moléculas e fótons interagem com a radiação eletromagnética através de unidades quânticas em três tipos de transição: absorção, emissão espontânea e emissão estimulada (ABITOL, 1995). SHALOW & TOWES, no ano de 1958 NÃO EXISTE ESSA REFERÊNCIA, sugeriram que os princípios básicos da radiação por emissão estimulada poderiam ser aplicados à ampliação da luz, princípios pelos quais operam os lasers (PINHEIRO, 1998a). O primeiro Maser (microwave amplification by stimulated emission of radiation) foi desenvolvido por Maiman, em 1960, baseado nos trabalhos de Eistein. Porém, é atribuído ao físico norte-americano Gordon Gold o desenvolvimento de um sistema de seleção de ondas que permitiu a obtenção de um feixe de luz altamente concentrado, ao qual chamou de Laser (light amplification by stimulated emission of radiation), que viria a revolucionar a ciência em diversas áreas que vão desde a microcirurgia até a exploração espacial (PINHEIRO, 1998a). A primeira utilização do laser, in vivo, na Odontologia ocorreu pelas mãos de GOLDMAN et al. em 1965 NÃO EXISTE ESSA REFERÊNCIA. Os cientistas utilizaram o laser de rubi para irradiar um dente vital. Já a primeira intervenção cirúrgica do laser na Odontologia ocorreu em 1977, realizada por Lenz et al (COLOCAR O NOME COMPLETO DO PESQUISADOR). (PINHEIRO & FRAME, 1992).

30 2.5.1 Princípios básicos Qualquer que seja a molécula, átomo ou íon, em repouso ou em seu nível mais baixo de energia, possuem intrinsicamente, uma quantidade de energia. Quando estimulados pelo processo de absorção através de um acréscimo de energia térmica, eletromagnética ou de qualquer outra forma, são elevados para um nível de energia superior, passando ao estado excitado. A energia absorvida é subseqüente e espontaneamente liberada (emissão espontânea) na forma de um quantun de energia (E), correspondente à diferença entre os estados fundamental (E1) e excitado (E2), caracterizando a equação: E1 - E2 = E. Todas as partículas fazendo a transição entre os dois níveis de energia emitirão luz com comprimentos de onda idênticos. A emissão espontânea de fótons, a partir de um átomo excitado, pode ocorrer a qualquer momento e em qualquer direção. Entretanto, se um fóton de energia E atinge um átomo já em nível superior de energia E2, ele estimula seu retorno para um nível inferior, com a emissão de um segundo fóton de luz (emissão estimulada). Este segundo fóton tem o mesmo comprimento de onda e é espacial e temporalmente sincrônico com o outro, e desloca-se exatamente na mesma direção que o fóton inicial. Se estes dois fótons atingirem átomos adicionais no estado excitado de energia E2, o que caracteriza a inversão de população, eles produzirão uma cascata amplificadora de fótons, todos movendo-se na mesma direção (FULLER, 1997). Este efeito é denominado amplificação de microondas pela emissão estimulada de radiação e o equipamento utilizado para isto é o MASER. Porém, quando o princípio do maser é aplicado para radiações eletromagnéticas, de qualquer comprimento de onda, inclusive a luz, ele passa a se chamar LASER, pelo processo de amplificação da luz pela emissão estimulada de radiação (MIDDA & RENTON-HARPER, 1991).

31 2.5.2 Propriedades físicas Os lasers produzem um feixe com três características fundamentais, que os diferenciam da luz comum e lhes conferem a possibilidade de serem utilizados em aplicações específicas e de grandes resultados nas áreas biológicas. Estas características são: a) monocromacidade, b) coerência; c) colimação. Monocromacidade quer dizer que todo o feixe apresenta o mesmo comprimento de onda, garantindo absorção seletiva do tecido alvo, uma vez que, quanto maior o comprimento de onda maior a penetrância e profundidade da radiação. Coerência representa que o feixe laser apresenta uma quantidade de ondas constante durante um intervalo de tempo, ou seja, ondas freqüentes. Como a freqüência é inversamente proporcional ao comprimento de onda, quanto maior a freqüência menor a penetração do raio laser no tecido. Colimação determina que os raios emitidos pelo aparelho laser são paralelos, atingindo um ponto determinado no tecido alvo (GENOVESE, 2000). 2.5.3 Componentes Os aparelhos lasers apresentam três componentes básicos: Um meio ativo que pode ser sólido líquido ou gasoso. Uma cavidade ressonante, que envolve o meio ativo e que é limitada por dois espelhos refletores perfeitamente paralelos, permitindo que a excitação ocorra. Uma fonte de energia, geralmente uma intensa descarga óptica ou elétrica que funciona como ativadora do mecanismo de excitação até a maioria dos átomos, íons ou moléculas serem elevados para o estado superior de energia. Os dois espelhos paralelos estão situados nas extremidades da cavidade ressonadora e agem para aprisionar a luz ao longo e dentro do eixo da

32 cavidade. Desta forma a luz é repetidamente impulsionada entre os refletores. Isto estimulará a emissão de ainda mais fótons (amplificação) naquela direção axial. Um dos espelhos não é totalmente reflectivo, permitindo que um feixe de luz concentrado escape da cavidade como laser (FULLER, 1997). 2.5.4 Interação com tecido ósseo O entendimento da interação entre os diversos tipos de laser e o tecido ósseo baseia-se, principalmente, na compreensão dos fenômenos que podem ser induzidos neste tecido pela radiação. Além das propriedades intrínsecas do laser, como seu comprimento de onda, características temporais de emissão contínua ou pulsátil e a densidade de energia, as propriedades do tecido biológico alvo tem um papel muito importante na distribuição da luz laser pelo interior do tecido. Essas propriedades determinarão a natureza e a extensão da resposta do tecido à incidência de radiação laser (BRUGNERA & PINHEIRO, 1998). Os tecidos são compostos por uma grande variedade de fluídos, cada um possuindo características próprias de absorção. Como o corpo humano é constituído em sua maioria de água, a absorção da luz laser pela água é de fundamental importância. Os elementos dos tecidos que exibem um alto coeficiente de absorção a um certo comprimento de onda ou por uma região do espectro são chamados de cromóforos. Os principais cromóforos do organismo são as proteínas, a hemoglobina, a melanina e, no caso dos tecidos duros dentais, a hidroxiapatita (BRUGNERA & PINHEIRO, 1998).

33 Todos esses componentes têm grande capacidade de absorver a luz em diferentes comprimentos de onda, e esta energia absorvida se transforma em outras modalidades não-ópticas de energia. A interação do laser nos tecidos pode ser dividida em três grupos, de acordo com a transformação da energia absorvida em: a) efeitos fototérmicos: consistem na absorção da luz laser pelo tecido e na transformação da mesma em energia térmica. O tecido se aquece e reage de acordo (TAB. 1). Depois de transformada em calor, a energia do laser se propaga, de acordo com as propriedades térmicas do tecido em questão. Na medida em que as temperaturas aumentam, os processos de fototermólise, foto-hiperemia, fotocoagulação e fotoablação (fotoevaporação) podem ocorrer; TABELA 1 Efeitos fototérmicos da radiação laser TEMPERATURA EFEITO BIOLÓGICO 37 C Normal 42 C Hiperemia 50 C Redução da atividade de enzimas, imobilidade celular 60 C Desnaturação de proteínas e colágeno, coagulação 80 C Permeabilização de membranas >100 C Vaporização, ablação >150 C Carbonização >300 C Fusão FONTE: BRUGNERA & PINHEIRO, 1998. b) efeitos fotoquímicos: resultam da baixa absorção de energia pelos tecidos e ativam processos bioquímicos no interior das células. Tem como principais exemplos a fotoindução, fotoativação e bioestimulação.

34 c) processos não-lineares: ocorrem devido às altas densidades de potência com pulsos de laser de curta duração. Neste caso, a energia é distribuída muito rapidamente e em espaço de tempo muito reduzido dentro do tecido, de modo que o aquecimento leva à sua evaporação explosiva. As moléculas de água presentes nos tecidos são rapidamente aquecidas a temperaturas superiores a 100 C, em um intervalo de tempo muito curto e explodem, levando consigo o tecido e suas partículas, evitando assim que o calor gerado se propague e cause danos aos tecidos adjacentes. Utiliza-se o termo fotoablação para descrever este processo de absorção do tecido (BRUGNERA & PINHEIRO, 1998). 2.5.5 Classificação Após o surgimento do primeiro laser em 1960, o qual apresentava como meio ativo uma pedra de rubi, foram desenvolvidos uma grande variedade de outros lasers. Estes se diferenciavam pela forma de obtenção do feixe, sendo através de meios líquidos, sólidos, gasosos e semicondutores, identificando-se cada tipo pelos diferentes comprimentos de onda, variando a capacidade de penetração nos tecidos, assim como sua potência, o que define suas indicações e limitações de uso. De acordo com seu meio ativo, os lasers são divididos em três tipos: a) sólido rubi, Nd:YAG (neodímio: ítrio, alumínio, granada), Er:YAG (érbio: ítrio, alumínio, granada), Ho:YLF (hólmio: fluoreto de ítrio lítio), GaAs (Arseneto de Gálio); b) líquidos laser de corante (rodamina); c) gasosos CO2 (Dióxido de Carbono), Ar (Argônio), HeNe (Hélio-Neônio), HeCd (Hélio-Cádmio), ArF (Fluoreto de Argônio). Os lasers também podem ser classificados de acordo com seu funcionamento em contínuos, pulsáteis

35 e Q-switched. De acordo com suas propriedades terapêuticas os lasers são divididos em laser de alta e baixa intensidade, e podem ser encontrados na literatura com outras nomenclaturas como lasers cirúrgicos e não-cirúrgicos, ablativos e nãoablativos, alta e baixa potência, HILT (hight intensity laser treatment) e LILT (low intensity laser treatment) entre outros (PINHEIRO, 1998b). 2.6 Laser de baixa intensidade Os primeiros relatos dessa tecnologia ocorreram a 40 anos na Europa, com casos baseados essencialmente em observações clínicas sem grande respaldo científico, o que causou certa dificuldade de aceitação da comunidade científica mundial da época. A falta de dados concretos que possibilitassem reprodutibilidade aos experimentos depôs inicialmente contra os lasers de baixa intensidade (WALSH, 1997). Visando o reconhecimento do meio científico e o mercado financeiro em geral, começou-se então o desenvolvimento de uma ampla produção científica com trabalhos bem-controlados e parâmetros bem-definidos. Foram executados trabalhos de alta qualidade, com diferentes tipos de animais e com rico detalhamento experimental, apresentando resultados confiáveis, os quais atraíram tanto o interesse de mais pesquisadores como também de fabricantes de aparelhos no mundo todo (ARNDT et al., 1997; LUNGER et al., 1998; ALMEIDA-LOPES, 1999). O laser de baixa intensidade mais utilizado na época foi o de Hélio- Neônio, que apresenta um comprimento de onda de 632,8 nm, porém este vem sendo, cada vez mais, substituído por lasers diodo, os quais apresentam um valor

36 econômico mais baixo e comprimentos de onda que variam de 360 a 940 nm (SCHINDL et al., 2000). Para cada tipo de laser é esperado um comprimento de onda diferente, o que garante a diversidade de efeitos e o alcance a diferentes tecidos alvo (TAB 2). TABELA 2 - Lasers e seus comprimentos de onda LASER COMPRIMENTO DE ONDA (nm) Argônio 488; 514,5 Hélio-Neônio 632,8 Arseneto de Gálio Alumínio 660; 820; 870; 880 Cristal de Rubi 694,3 Arseneto de Gálio 904 Nd: YAG 1064 CO2 10600 FONTE: ARNDT et al., 1997. Os aparelhos laser relativamente mais novos de Arseneto de Gálio (GaAs) e Arseneto de Gálio e Alumínio (GaAlAs) são portáteis, compactos e podem ser muito benéficos. Foram desenvolvidos com considerações ergonômicas e econômicas, o que reduziu muito seu custo em relação a outros equipamentos laser (ROMANOS & NENTWIG, 1999). A potência do aparelho justifica o fato do laser ser classificado por muitos autores como de baixa potência, pois esta fica entre um e 150 mw. Nestes níveis o aparelho não promove significativa alteração de temperatura nos tecidos, diferentemente do laser de alta potência que varia de cinco a 200 W (HALL et al., 1994).

37 A variação de temperatura que o laser de baixa intensidade provoca nos tecidos irradiados é menor que 0,5 C, o que comprova que seus efeitos não estão relacionados a nenhum evento térmico (ARNDT et al., 1997). TUNÉR & CHRISTENSEN (2002) citaram a aplicação do laser de baixa intensidade com sucesso em 29 tipos de procedimentos odontológicos, tais como tratamento de hipersensibilidade dentinária, tratamento de herpes simples, de mucosites, de dores de diversas origens, de disfunções têmporo-mandibulares, de neuralgias do nervo trigêmio entre outras. 2.6.1 Biomodulação A biomodulação foi chamada incorretamente, durante muito tempo, de bioestimulação. Mester ainda em 1969, considerava o laser de baixa intensidade um bioestimulador e por isso durante um determinado período, encontrava-se na literatura essa terminologia usada para designar esse tipo de laser, que também era chamado de laser de bioestimulação. Nesta época ainda não era bem conhecido seu mecanismo de ação, observando-se que os terapeutas tinham excelentes resultados no tratamento de feridas e úlceras abertas, estimulando seu processo de cicatrização. Porém, essa terapia passou a ser utilizada, muitas vezes, na busca de efeitos antagônicos nos tecidos, sendo usada para remover excesso de pigmentos, mas também para restaurar a falta deles; para tratar cicatrizes deprimidas, bem como cicatrizes hipertróficas; para aliviar a dor, mas também para fazer com que a sensibilidade voltasse a se instalar em áreas de parestesia ou paralisia; para controlar a hipotensão, mas também para tratar a hipertensão. A partir de estudos clínicos e laboratoriais concluiu que essa terapia não apenas acelerava determinados processos, mas também retardava outros. Começava-se então a