UNIVERSIDADE DO SAGRADO CORAÇÃO JOSÉ FELÍCIO SEDMAK AVALIAÇÃO BIOMECÂNICA DA RESISTÊNCIA AO TORQUE DE INSERÇÃO DE DIFERENTES SISTEMAS DE IMPLANTES

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UNIVERSIDADE DO SAGRADO CORAÇÃO

JOSÉ FELÍCIO SEDMAK

AVALIAÇÃO BIOMECÂNICA DA RESISTÊNCIA AO

TORQUE DE INSERÇÃO DE DIFERENTES SISTEMAS

DE IMPLANTES

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JOSÉ FELÍCIO SEDMAK

AVALIAÇÃO BIOMECÂNICA DA RESISTÊNCIA AO

TORQUE DE INSERÇÃO DE DIFERENTES SISTEMAS

DE IMPLANTES

Dissertação apresentada à Pró-Reitoria de Pesquisa e Pós-graduação da Universidade do Sagrado Coração como parte dos pré-requisitos para obtenção do título de Mestre em Biologia Oral. Área de concentração: Implantologia, sob orientação do Prof. Dr Hugo Nary Filho.

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Sedmak, José Felício S449a

Avaliação biomecânica da resistência ao torque de inserção de diferentes sistemas de implantes / José Felício Sedmak. -- 2015.

41f. : il.

Orientador: Prof. Dr. Hugo Nary Filho.

Dissertação (Mestrado em Biologia Oral - Implantodontia) – Universidade do Sagrado Coração – Bauru – SP.

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JOSÉ FELÍCIO SEDMAK

AVALIAÇÃO BIOMECÂNICA DA RESISTÊNCIA AO TORQUE DE

INSERÇÃO DE DIFERENTES SISTEMAS DE IMPLANTES

Dissertação apresentada à Pró-Reitoria de Pesquisa e Pós-graduação da Universidade do Sagrado Coração como parte dos requisitos para obtenção do título de Mestre em Biologia Oral, área de concentração implantologia, sob a orientação do Prof. Dr. Hugo Nary Filho.

Banca examinadora:

_________________________________ Prof. Dr. Hugo Nary Filho

Universidade do Sagrado Coração

_________________________________ Prof. Dr. Joel Ferreira Santiago Júnior

Universidade do Sagrado Coração

_________________________________ Prof. Dr. Jordan Lima da Silva Faculdade de Tecnologia do Ipe - FAIPE

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AGRADECIMENTOS

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“Embora ninguém possa voltar atrás e fazer um novo começo, qualquer um pode começar agora e fazer um novo fim.”

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RESUMO

Objetivo: conhecer, in vitro, a resistência ao torque de inserção, de diferentes sistemas de implantes, com a finalidade de se identificar possíveis riscos ao uso clínico. Materiais e métodos: foram utilizados três grupos (cinco unidades cada), da seguinte forma: A) Implante Osseotite, 4 x 13 mm, hexagonal externo (Biomet 3i); B) Implante Bonelike 4 x 13 mm, hexagonal externo (Biotechnology); C) Implante Mk III RP, 3,75 x 13 mm, hexagonal externo (Nobel Biocare). Foram usadas chaves de inserção descartáveis, sendo que cada conjunto foi submetido ao teste de torção (ASTM F543:2007) para a determinação do torque de ruptura, ângulo de ruptura, torque de escoamento em dois graus e torque máximo. Resultados: foram obtidos os valores médios dos parâmetros analisados para os respectivos grupos: torque de ruptura (N/cm2): 218,00; 132,00; 132,00; deformação angular de ruptura (°): 29,04; 39,94; 31,92; torque de escoamento em 2° (N/cm2): 177,00; 153,00; 140,00; torque máximo (N/cm2): 222,00; 172,00; 142,00. Conclusões: os limites de resistência ao torque dos sistemas analisados foram superiores às necessidades clínicas, oferecendo segurança às suas aplicações, desde que respeitados os seus limites mecânicos, sendo que, o Grupo A (Biomet 3i) apresentou os melhores resultados entre os grupos.

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ABSTRACT

Objective: to, in vitro resistance to insertion torque of different implant systems, for the purpose of identifying possible risks to clinical use. Methods: A total of three groups (five units each), as follows: A) Implant Osseotite, 4 x 13 mm, external hexagonal (Biomet 3i); B) Deploy Bonelike 4 x 13 mm, external hexagonal (Biotechnology); C) Implant Mk III RP, 3.75 x 13 mm, external hexagonal (Nobel Biocare). Disposable insert keys were used, and each set was subjected to the torque test (ASTM F543: 2007) for determining the rupture torque, break angle flow in two degrees torque and maximum torque. Results: we obtained the average values of the parameters analyzed for the respective groups: Break torque (N / cm2): 218.00; 132.00; 132.00; angular deformation of rupture (°): 29.04; 39.94; 31.92; torque flow at 2 ° (N / cm2): 177.00; 153.00; 140.00; Maximum torque (N / cm2): 222.00; 172.00; 142.00. Conclusions: the resistance limits the torque of the analyzed systems were superior to clinical needs, offering security to their applications, since their mechanical limits respected, and, Group A (Biomet 3i) showed the best results among the groups.

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LISTA DE ILUSTRAÇÕES

Figura 1 - Implante Osseotite 4x13mm... 23

Figura 2 - Implante Bonelike 4x13mm, Hexagonal Externo Chave Bonelike de Engate Rápido. ... 24

Figura 3 - Implante Mk III TiU RP 3.75 x 13mm Chave Implant Driver RP 26mm ... 24

Figura 4 - Parâmetros aplicados no teste ... 25

Figura 5 - Ilustração esquemática geral do ensaio ... 25

Figura 6 - Gráficos de barras com os resultados de análise de torque de ruptura. ... 28

Figura 7 - Gráfico Box Plot indicando análise de deformação angular de ruptura. .... 29

Figura 8 - Gráfico Box Plot indicando análise de torque escoamento. ... 30

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LISTA DE TABELAS

Tabela 1 - Torque de ruptura (N/cm2). ... 26

Tabela 2 - Deformação angular de ruptura (°). ... 26

Tabela 3 - Torque de escoamento em 2° (N/cm2). ... 27

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SUMÁRIO 1 INTRODUÇÃO ... 11 2 OBJETIVOS ... 13 3 REVISÃO DE LITERATURA ... 14 4 MATERIAIS E MÉTODOS ... 23 5 RESULTADOS ... 28 5.1 TORQUE DE RUPTURA (N/cm2) ... 28

5.2 DEFORMAÇÃO ANGULAR DE RUPTURA (º) ... 29

5.3 TORQUE DE ESCOAMENTO EM 2º (N/cm2)... 29

5.4 TORQUE MÁXIMO N/cm2 ... 30

6 DISCUSSÃO ... 32

7 CONCLUSÃO ... 35

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1 INTRODUÇÃO

A estabilidade primária no momento da instalação de implantes, dentro da implantodontia contemporânea, é um fator relevante para a obtenção de osseointegração adequada (SAKOH et al., 2006) assim como, valores insatisfatórios dessa estabilidade, abaixo de 35 N/cm2, podem permitir micromovimentos, aumentando as chances de formação de tecido conjuntivo fibroso ao redor dos mesmos. (NEUGEBAUER et al., 2009).

Valores elevados de torque de inserção aumentam a estabilidade primária, obtendo maior contato entre o osso e o implante, reduzindo os micromovimentos, favorecendo uma melhor osseointegração, independente da área de instalação. (TRISI et al., 2009).

Os principais determinantes da estabilidade primária dos implantes são: qualidade óssea do leito receptor, qualidade da fresagem, macrogeometria, microgeometria, tratamento de superfície do implante, os quais agindo em conjunto podem gerar altos níveis de torque de inserção (MISCH, 2006), podendo ser aferidos por meio dos valores do motor usado na instalação, catraca com torquímetro ou por análise da frequência de ressonância, no momento final do rosqueamento do implante.

Muitas vezes, para se atingir a posição adequeda de um implante, em casos de fresagem inadequada, ou a escolha da aplicação de carga imediata em uma reabilitação, como exemplos, o profissional aplica maiores níveis de torque ao implante, cujos valores podem ultrapassar os limites de resistência do sistema, danificando-o, parcial ou totalmente, dificultando ou impedindo a reabilitação protética. (AUGUSTIN et al., 2012).

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dos pilares, assim como a fraturas dos componentes que compõem o sistema, enquanto as complicações biológicas referem-se às reações teciduais decorrentes da falta de adaptação passiva, assim como das próprias complicações biomecânicas, sendo caracterizada por inflamações gengivais, dor, fistulas e até mesmo perda óssea ao redor dos implantes que em casos extremos pode levar a perda da osseointegração. (GOODACRE et al., 1999).

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2 OBJETIVOS

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3 REVISÃO DE LITERATURA

A Implantodontia tem como objetivo a substituição de dentes ausentes, devolvendo a função e a estética do sistema estomatognático, assim como a manutenção do osso alveolar. Em 1952, Branemark et al. (1977) realizaram os primeiros estudos experimentais com implantes ao analisar a fusão do osso com o titânio, e perceberam que esta interação não apresentava reações adversas significativas com tecidos moles e duros durante um período de 10 anos. A osseointegração foi descrita somente em 1977, como a obtenção do contato microscópico direto da interface osso-implante sem a interposição de tecido fibroso sobre uma porção significante do corpo do implante. Hoje, é definida como uma condição clínica de ausência de mobilidade sob forças de 1 a 500 g aplicadas em direção vertical ou horizontal. (MISCH, 2007).

Para o alcance dessa estabilidade, considerada secundária, fatores biológicos e mecânicos devem ser respeitados, como a estabilidade primária, definida como resistência à micromovimentação ao final da instalação do implante. Assim, espera-se que todo implante que apreespera-sente uma alta estabilidade primária obtenha sucesso na osseointegração ou na estabilidade secundária. (BOWERS et al., 1992).

A estabilidade primária depende de fatores como a quantidade e qualidade óssea, a técnica cirúrgica e a geometria do implante. (MEREDITH, 1998).

O tecido ósseo cortical apresenta maior absorção de forças e maior capacidade de resistência à carga, enquanto o osso trabecular possui maior dissipação de forças e menor resistência em função de sua estrutura. Devido a essas características biomecânicas, faz-se extremamente necessário o máximo de ancoragem óssea cortical junto ao implante. (THOMÉ et al., 2008).

A obtenção da estabilidade primária consiste, basicamente, no preparo ósseo sob dimensões ligeiramente menores que as dimensões do implante que se pretende instalar, com torque de inserção acima de 40 N/cm2 ou no mínimo 32 N/cm2. Dessa forma, o contato gerado pela introdução do implante maior que o orifício confeccionado no osso determina a estabilização necessária para a evolução do processo de osseointegração. (MISCH, 2006).

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importante para a manutenção do osso da crista do rebordo e do material de implante. A seleção apropriada do design do implante é imperativa para diminuir a magnitude, a quantidade, e o tipo de cargas impostas na interface implante/osso. (KLINE et al., 2002) pois o objetivo funcional do design é dissipar e distribuir as cargas biomecânicas da prótese implanto-suportada. O controle dessas cargas depende, portanto, de soluções de engenharia no design de implantes para atingir os objetivos clínicos desejados em relação ao caráter da força aplicada. Por isso, além da avaliação do tipo de osso o qual o implante é inserido, a situação individual de aplicação de cargas também deve ser avaliada.

Da Cunha et al. (2004) que concluíram que o design de implantes é mais importante que a sua superfície para a estabilidade primária, ao verificarem que esta foi maior para implantes usinados do que para os tratados.

A Implantodontia tem sofrido constantes transformações com o maior conhecimento sobre biologia óssea, o aumento das indicações dos implantes, e o desenvolvimento de novos desenhos e tratamentos de superfície dos mesmos. (MARTÍNEZ GONZÁLEZ et al., 2006).

Para que seja considerado ideal, o design do implante deve apresentar algumas características, tais como, permitir a estabilidade imediata; proporcionar máxima ancoragem superficial; facilitar sua inserção; causar o menor trauma ósseo durante sua instalação; e resistir aos torques de remoção e inserção. (MISCH, 2006).

Modificações no desenho do corpo do implante e na sua superfície têm o objetivo de aumentar o sucesso clínico pela promoção de uma maior área de superfície; o que contribui para o aumento da resistência na interface osso-implante e, dessa forma, para o crescimento ósseo, a estabilidade inicial do implante e a melhor distribuição de carga. (CARVALHO et al., 2009).

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Analisando o formato, apesar de implantes cilíndricos lisos oferecerem maior facilidade na inserção cirúrgica, a interface osso/implante é submetida a tensões de cisalhamento significativamente maiores do que nos implantes cônicos lisos, os quais permitem que um componente da carga de compressão seja aplicado na interface osso/implante, propriedade proporcional ao grau de conicidade. No entanto, a conicidade é limitada a 30°, para que o comprimento do corpo do implante não seja significativamente reduzido, assim como a área de superfície total do implante. Já os implantes rosqueados com secções transversais circulares, além de facilitarem a inserção cirúrgica e permitirem uma maior área de superfície funcional, facilitam a fixação rígida inicial, o que limita os micromovimentos durante a cicatrização. (MISCH, 2006). Assim, as roscas dos implantes desempenham papel fundamental na estabilidade primária de implantes, como citado por Inceoglu et al. (2004), que definiram a quantidade e profundidade das roscas como variáveis que afetam a superfície funcional do implante.

O tamanho do implante também é importante para fornecer estabilidade primária e maior área superficial na interface osso/implante. No entanto, o maior comprimento pouco influi para diminuir a tensão da carga oclusal na crista do rebordo ao redor do implante. (LUM et al., 1992). Em estudo de análise de elementos finitos foi sugerido que implantes mais longos possuem uma maior estabilidade sob cargas laterais; porém, observou que as tensões mais intensas ocorreram em regiões da crista óssea, independente do tamanho do implante, apoiando a opinião de que os implantes mais longos não são necessariamente melhores, existindo, entretanto, um comprimento mínimo de implantes para cada densidade óssea, dependendo da largura e do design. (MISCH, 2006).

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osso de rebordos residuais diminuem, exigindo, portanto, uma engenharia cuidadosa para o aperfeiçoamento do design do implante para suportar as cargas funcionais dentro destes limites anatômicos.

A necessidade em se obter um substituto ósseo para testes mecânicos levou ao desenvolvimento de ossos sintéticos de poliuretana que permitiram a padronização dos ensaios e ampliaram sua disponibilidade. Ao longo dos anos, aprimoraram-se a anisotropia e a heterogeneidade, características pertencentes ao osso humano, sendo propostos modelos compostos. (CRISTOFOLINI et al., 1996). A validação mais completa de tais modelos na atualidade foi descrita por Cristofolini e Viceconti (2000) que compararam o osso sintético ao osso humano, ressaltando propriedades mecânicas tais como o comportamento viscoelástico, distribuição principal de deflexão e de tensão sob o carregamento axial, dobra e torção para a área ortopédica.

Substratos de poliuretana devem apresentar densidades similares às encontradas no osso da maxila e mandíbula humana, dada tamanha influência que essa propriedade exerce na estabilidade primária de implantes. Essa influência foi observada por Turkyilmaz e Mcglumphy (2008) que avaliaram a densidade óssea e relacionaram com a estabilidade primária de implantes por meio do torque de inserção e a frequência de ressonância. Realizaram estas mensurações imediatamente após a instalação de 300 implantes em 111 pacientes, que tiveram suas densidades ósseas avaliadas pela tomografia computadorizada (TC); e após seis e 12 meses. A correlação entre a média de densidade óssea (251 HU) com o torque de inserção (36,1 ± 8 N/cm2), e com valores de quociente de estabilidade primária (ISQ) (65,7 ± 9 ISQ), assim como, entre torque de inserção e ISQ, foi estatisticamente significante. Assim, esses autores propuseram a TC como importante meio para avaliar a densidade óssea previamente a instalação de implantes, devido à influência que exerce na estabilidade primária.

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(BROUWERS et al., 2009) dessa forma, precisam ser estabelecidos níveis aceitáveis de confiabilidade, para que os resultados laboratoriais sejam aplicáveis na prática clínica. O substrato para a aferição da estabilidade primária de implantes deve ser homogêneo para que se avalie a real influência do formato e tratamento de superfície de implantes na estabilidade primária de implantes sem a influência de outras variáveis.

Uma alternativa para a substituição de substratos ósseos naturais é a utilização de ossos sintéticos; estes apresentam características similares aos ossos naturais, inclusive quando utilizados em ensaios mecânicos axiais; e favorece a padronização da variável densidade óssea. (DEGIDI et al., 2010).

A interface estabelecida entre o tecido ósseo e o biomaterial é uma razão de essencial importância para o sucesso clínico dos implantes osseointegrados. Para avaliar o status da osseointegração, vários métodos têm sido extensamente utilizados. Estes métodos, de alguma maneira relacionados à rigidez da interface osso-implante, e dessa forma, à análise da estabilidade primária, incluem a avaliação da fratura direta na interface, mensurações de torque de inserção e remoção (O’SULLIVAN et al., 2000), testes de arranchamento (SALMÓRIA et al., 2008), testes de tensão push-out (HELGASON et al., 2008), Periotest (TURKYILMAZ; MCGLUMPHY, 2008) e frequência de ressonância. (MEREDITH et al., 1998).

O torque de inserção é o torque obtido no momento do assentamento final do implante no leito receptor, obtido com o auxílio de um torquímetro cirúrgico, e é um dos requisitos fundamentais para a obtenção da osseointegração. (CARVALHO et al., 2009). Por sua vez, só pode ser aferido per operandum. (BROUWERS et al., 2009).

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lado, os valores não se apresentam muito homogêneos quando os ensaios são realizados em animais (MARTÍNEZ GONZÁLEZ et al., 2006) e pode ser aferido somente no momento da instalação do implante (BROUWERS et al., 2009). Apesar dessas limitações, o torque de inserção parece ser uma das técnicas mais eficientes e possui menos contraindicações na aferição da estabilidade primária. (CHONG et al., 2009).

Como método clínico complementar ao torque de inserção, a estabilidade da fixação de implantes pode ser medida por meio da aferição, em qualquer momento da cicatrização, pela frequência de ressonância. Este método é realizado por meio de um instrumento clínico não invasivo, o Osstell™ Mentor (Integrations Diagnostics AB, Gotemburgo, Suécia). (BROUWERS et al., 2009). Esta análise consiste na oscilação vibratória do implante, realizada por meio de um transdutor conectado ao implante que realiza vibrações dinâmicas num nível de frequências sonoras. (TURKYLMAZ; MCGLUMPHY 2008; CEHRELI et al., 2009). O valor é fornecido como coeficiente de estabilidade primária (ISQ) e é compreendido entre 0 a 100, sendo o valor mais elevado um indicador de maior estabilidade. (MEREDITH et al., 1998; BROUWERS et al., 2009; CEHRELI et al., 2009).

Ao estudar 22 implantes instalados em mandíbula e maxila de cadáveres humanos, Rozé et al. (2009) também sugeriram o uso da TC para análise prévia da espessura do osso cortical. Relatam que o osso cortical espesso está associado com elevado ISQ do implante aferido pela frequência de ressonância; e com a capacidade do implante receber carga. A relação entre valores TC e a espessura do osso, aferidos em todas as faces de 61 implantes; e os valores de ISQ medidos pela frequência de ressonância; também foi encontrada por Song et al. 2009, indicando a TC como importante artifício para prever a estabilidade primária.

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torque de inserção reduz o micromovimento do implante, sendo este elevado em ossos mais macios, devendo haver uma precaução maior nesses casos para a técnica da carga imediata devido à dificultada osseointegração.

Cehreli et al. (2009) compararam a estabilidade primária de implantes por meio da correlação entre o torque de inserção, densidade óssea (tomografia computadorizada) e frequência de ressonância, não encontrando nenhuma correlação entre os valores.

A validade da análise de frequência de ressonância foi avaliada por Brouwers et al. (2009) em implantes inseridos em mandíbulas de cadáveres humanos com torque de inserção de 45 N/cm2. Determinaram confiabilidade na frequência de ressonância para análise da estabilidade primária de implantes; entretanto, ao correlacionarem com o torque de inserção, não encontram concordância, assim como o estudo de Cehreli et al. (2009). Já Boronat-López et al. (2006) encontraram proporcionalidade entre os valores de quociente de estabilidade dos implantes e torque de inserção, ao avaliarem a estabilidade primária de 133 implantes. A correlação entre torque de inserção e frequência de ressonância também foi encontrada por Kahraman et al. (2009). Assim, ainda existem controvérsias em relação aos métodos disponíveis na odontologia para a análise da estabilidade primária.

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A introdução de distorções na região da união parafusada pode ser decorrente a um ou mais fatores. Entre eles podemos incluir o alinhamento entre implantes (quando múltiplos) a técnica de moldagem, os materiais utilizados, o processo de obtenção dos componentes, tais como as técnicas de fundição ou usinagens e até mesmo a experiência clinica do profissional. (KAN et al., 1999).

Cox e Zarb (1987) apresentaram um estudo longitudinal de 3 anos seguindo o protocolo de 2 tempos cirúrgicos proposto por Branemark com o objetivo de verificar a eficácia do tratamento com implantes. Um total de 26 pacientes receberam próteses totais fixas mandibulares, ancoradas sobre 4 a 6 implantes entre os forames mentonianos e foram avaliados no período de 1 a 3 anos das próteses em função. Avaliaram-se a quantidade de gengiva inserida, índice de placa, profundidade de sondagem, presença de inflamação gengival e presença de mobilidade. A taxa individual de sucesso dos implantes apresentada pelos autores foi de 87,5% e, para as próteses, de 96%. Dentre as complicações registradas, destacou-se o alto número de fratura das infraestruturas, onde 12 das 26 fraturaram na região de cantilever. Apenas 2 parafusos de retenção da prótese fraturaram, sendo a causa relacionada à ausência de adaptação passiva da prótese que foi posteriormente refeita e o problema eliminado. Os autores comentam que a falta de adaptação da prótese pode colocar os componentes do implante sob tensão, podendo levá-la à fratura ou à micro-fratura do tecido ósseo ao redor do implante, com consequente perda óssea.

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entre os componentes apresenta-se inaceitável. Outros métodos são propostos para se averiguar a adaptação entre os componentes que compões as próteses sobre implantes. Entre eles podemos destacar técnica da visão direta e da sensibilidade táctil por meio de uma sonda exploradora, o método radiográfico, a interposição de uma película de material de moldagem entre os componentes, o método da pressão alternada em diferentes regiões da infraestrutura protética (no caso de próteses múltiplas), assim como o método do parafusamento alternado associado à resistência ao apertamento. Nenhum destes é considerado soberano, sendo a melhor conduta a associação entre eles.

Jansen et al. (1997) realizaram um estudo com objetivo de verificar a penetração bacteriana na interface pilar/implante, de 13 diferentes sistemas de próteses sobre implantes, com 10 corpos de prova por grupo. Em todos os sistemas utilizados, o desajuste vertical marginal foi inferior a 10µm e mesmo assim houve penetração da bactéria Escherichia coli em todas as interfaces. Segundo os autores, algum grau de desajuste vertical entre os componentes é inevitável, tendo como resultado algum grau de resposta inflamatória dos tecidos perimplantares.

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4 MATERIAIS E MÉTODOS

Foram comparados nesse trabalho três sistemas de implantes hexagonais externos, com diferentes sistemas de inserção, os quais foram divididos em três grupos (5 unidades cada grupo), sendo assim distribuídos:

a) grupo A- Implante Osseotite (Biomet 3i), 4 x 13 mm, hexagonal externo, com montador (Figura 1);

b) grupo B- Implante Bonelike (Biotechnology), 4 x 13 mm, hexagonal externo, com Chave Bonelike com engate Rápido Longa ( Figura 2); c) grupo C- Implante Mk III RP (Nobel Biocare), 3,75 x 13 mm,

hexagonal externo, com Chave Stargrip (Figura 3).

Figura 1 - Implante Osseotite 4x13mm.

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Figura 2 - Implante Bonelike 4x13mm, Hexagonal Externo Chave Bonelike de Engate Rápido.

Fonte: Centro de Caracterização e Desenvolvimento de Materiais (UFSCar/DEMa, São Carlos, Brasil).

Figura 3 - Implante Mk III TiU RP 3.75 x 13mm Chave Implant Driver RP 26mm

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Os grupos foram assim selecionados visando a comparação dos efeitos do torque de inserção em diferentes sistemas, segundo o local da aplicação da carga, na área externa ou interna do hexágono do implante e o tipo de chave utilizado. Todos os implantes apresentavam 13 mm de comprimento, propiciando boa adaptação ao equipamento de teste, assim como novas chaves foram utilizadas e uma única vez por ensaio.

As amostras foram submetidas ao teste de torção (ASTM F543:2007, especificações padrão e métodos para testes com parafusos ósseos metálicos, Figura 4 e 5) para a determinação: Torque de Ruptura, Deformação angular de Ruptura, Torque de Escoamento em 2° e Torque Máximo, os quais foram executados no Centro de Caracterização e Desenvolvimento de Materiais (UFSCar / DEMa), São Carlos-SP, Brasil.

Figura 4 - Parâmetros aplicados no teste

Equipamento de ensaio Termomec Ortho

Velocidade de ensaio 2 rpm

Temperatura 23,3°C

Fios de Rosca Expostos 5 fios Comprimento Exposto - “L” (Fig.1) – Grupo A 8,5 mm Comprimento Exposto - “L” (Fig.1) – Grupo B 3,8 mm Comprimento Exposto - “L” (Fig.1) – Grupo C 3,5 mm

I I Construção interna META-261

Fonte: Elaborada pelo autor.

Nota: Dados fornecidos pelo Centro de Caracterização e Desenvolvimento de Materiais (UFSCar / DEMa, São Carlos, Brasil).

Figura 5 - Ilustração esquemática geral do ensaio

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Os dados provenientes dos ensaios mecânicos (Tab. 1, 2, 3, 4) foram organizados em tabela em formato Excel (Microsoft Office Excel, Redmond, WA, Estados Unidos) e submetidos ao software SigmaPlot (SigmaPlot, San Jose, CA, EUA) versão 12.3 e analisados em relação à distribuição normal (Teste de Shapiro-Wilk e teste de equivalência) e, posteriormente foram adotados o teste estatístico análise de variância a um critério e pós-teste de Tukey, com nível de significância de 5% conforme os resultados iniciais encontrados. Os resultados também foram apresentados em gráficos e dispostos em tabelas a fim de facilitar a visualização.

Tabela 1 - Torque de ruptura (N/cm2).

Implante Grupo A Grupo B Grupo C

1 218 131 126 2 218 114 125 3 214 121 124 4 218 142 145 5 221 150 141 Média 218 132 132 D.P. 2 15 10

Tabela 2 - Deformação angular de ruptura (°).

1 27,77 47,11 34,45 2 30,59 43,95 35,86 3 28,13 44,30 33,75 4 30,23 31,29 35,86 5 28,48 33,05 19,69 Média 29,04 39,94 31,92 D.P. 1,28 7,22 6,90

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Tabela 3 - Torque de escoamento em 2° (N/cm2).

1 154 153 130 2 183 140 140 3 179 139 129 4 188 159 164 5 182 174 139 Média 177 153 140 D.P. 13 15 14

Tabela 4 - Torque máximo (N/cm2).

1 219 177 134 2 223 157 140 3 219 153 130 4 224 180 165 5 225 193 142 Média 222 172 142 D.P. 3 16 14

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5 RESULTADOS

As análises foram realizadas considerando: Torque de Ruptura (N/cm2), Deformação angular Ruptura (º), Torque de Escoamento em 2º (N/cm2) e Torque Máximo (N/cm2)

5.1 TORQUE DE RUPTURA (N/cm2)

Em uma análise da variável torque de ruptura (N/cm2), a análise de variância a um critério indicou que houve diferença estatisticamente significante entre os grupos (p<0.001). O pós-teste de Tukey indicou que houve diferença estatisticamente significante na comparação dos grupos A e B (p<0.001), grupo A e C (p<0.001), porém não ouve diferença estatisticamente significante na comparação dos grupos B e C (p=0,995), conforme pode ser observado na figura 6.

Figura 6 - Gráficos de barras com os resultados de torque de ruptura.

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5.2 DEFORMAÇÃO ANGULAR DE RUPTURA (º)

Em uma análise da variável deformação angular de ruptura (º), a análise de variância a um critério indicou que houve diferença estatisticamente significante entre os grupos (p=0,031), o pós-teste de Tukey indicou diferença entre os grupos A e B (p=0,030), porém não foi encontrada diferença estatisticamente significante nas comparações dos grupos B e C (p=0,115) e grupos A e C (p=0,720), conforme pode observado na figura 7.

Figura 7 - Gráfico Box Plot indicando análise de deformação angular de ruptura.

Legenda: Letras maiúsculas iguais indicam resultado estatisticamente significante para os grupos analisados (p=0,03), letras iguais maiúsculas e minúsculas (A,a) indicam que não houve diferença estatisticamente significante (p>0.05).

5.3 TORQUE DE ESCOAMENTO EM 2º (N/cm2)

Em uma análise do torque de escoamento em 2º, a análise de variância a um critério indicou que houve diferença entre os grupos (p=0,004). O pós-teste Tukey indicou que houve diferença estatisticamente entre o grupo A quando comparado com o grupo C (p=0,004) e grupo B (p=0,045), porém na comparação dos grupos B e C não houve diferença estatisticamente significante (p=0,361). (Figura 8).

10 15 20 25 30 35 40 45 50

Grupo A Grupo B Grupo C

[D ef o rm aç ão A n g u la r-º] Grupos analisados

Análise de deformação angular de Ruptura

A

(32)

30

Figura 8 - Gráfico Box Plot indicando análise de torque escoamento.

Legenda: Letras maiúsculas e minúsculas iguais indicam resultado estatisticamente significante para os grupos analisados (A,a:p<0.05), letras iguais minúsculas (a,a) indicam que não houve diferença estatisticamente significante (p>0.05).

5.4 TORQUE MÁXIMO N/cm2

Em relação ao quesito torque máximo a análise de variância a um critério indicou diferença significativa entre os grupos (p<0.001) e o pós-teste de Tukey indicou o grupo A mais favorável estatisticamente quando comparado ao grupo B (p<0.001) e grupo C (p<0.001). O grupo B foi mais favorável quando comparado ao grupo C (p=0.007). Na Figura 9 é possível observar os dados em um gráfico box-plot. 110 130 150 170 190

[T o rq u e E sc o am en to -N /C m ] Grupos analisados

Análise de Torque Escoamento

A

a

(33)

31

Figura 9 – Gráfico Box Plot indicando análise de torque máximo.

Legenda: Letras maiúsculas diferentes indicam resultado estatisticamente significante para os grupos analisados (p<0.05). 100 125 150 175 200 225

[T o rq u e M áx im o -N /C m ] Grupos analisados

Análise de Torque Máximo

A

B

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32

6 DISCUSSÃO

Desde a década de 50, com as pesquisas de Branemark, a implantodontia tem evoluído e assumido um papel de destaque na odontologia. Com os avanços adquiridos desde então, atingimos índices de sucesso acima de 90% nas reabilitações com implantes, devolvendo aos pacientes sua capacidade mastigatória, fonética e estética, melhorando sua saúde e autoestima, contribuindo para uma melhor qualidade de vida.

Atingir altos índices de sucesso a longo prazo, exige uma série de pré-requisitos, entre eles, a obtenção da estabilidade primária dos implantes, resistência à micromovimentação no final da instalação, considerada um fator relevante para que ocorra a osseointegração, contato direto a nível microscópico entre osso e o implante, sem a interposição de tecido fibroso entre eles. (TURKYILMAZ et al., 2009).

Falhas nos procedimentos cirúrgicos podem gerar valores de torque de inserção elevados, os quais podem danificar as chaves de inserção e/ou as próprias conexões dos implantes. (TRISI et al., 2009).

A literatura aponta que mesmo pequenas deformações na área de conexão dos implantes podem comprometer a adaptação dos componentes protéticos e gerar picos de tensão à infraestrututa, intermediários, implante ou tecido ósseo, assim como gerar inflamação gengival sangramento e comprometimento estético, chegando a inviabilizar a reabilitação. (GOODACRE et al., 1999).

Muitos autores, ao longo do tempo, vêm tentando estabelecer qual o nível ideal de adaptação entre os componentes que compõe as próteses sobre implantes: Branemark (1983) sugeriu uma interface de 10µm entre os componentes como aceitável, para não interferir com o tecido ósseo em fase de maturação frente às cargas oclusais; Klineberg, Murray (1985) sugeriram que fundições com discrepâncias maiores que 30µm em mais de 10% da superfície ao redor do pilar, já são consideradas inaceitáveis; Jemt (1991) definiu a adaptação passiva como um nível aceitável de desajuste que em longo prazo não cause complicações clínicas, sendo aceitáveis valores de discrepâncias inferiores a 150µm.

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33

cirúrgicas com torquímetro ou por meio de análise de frequência de ressonância, a qual se vale de equipamento para tal fim, cujos resultados abrangem uma escala de 0 a 100, onde os valores maiores indicam maiores níveis de estabilidade (ISQ). (CALANDRIELLO et al., 2003).

Sabe-se que a posição corono-apical ideal de um implante é essencial em áreas estéticas, sendo que, em determinadas situações, um alto nível de torque é exigido para a obtenção desta, bem como, uso de carga imediata também exige altos níveis de torque para a obtenção de boa ancoragem, o que melhora o prognóstico da técnica, cujos níveis, segundo alguns autores devem atingir no mínimo 60 N/cm2 (CALANDRIELLO et al., 2003).

A maior parte dos estudos que avalia a resistência dos sistemas de implantes não aborda o desempenho dos mesmos frente às forças de torção, bem como, não enfoca a inclusão das diferentes chaves de inserção com a zona de aplicação das cargas. (SAKOH et al., 2006).

Em nosso estudo foram utilizados 3 (três) sistemas de implantes com hexágono externo, com 5 (cinco) unidades de cada sistema, variando-se o tipo de chave de inserção e o local de aplicação das cargas, buscando avaliar e comparar os efeitos do torque de inserção sobre diferentes sistemas e diferentes conexões.

Assim, levando em consideração os tipos de conexões dos implantes, avaliando as áreas que sofreram maiores estresses, todos os grupos de estudos apresentaram comportamento homogêneo, e ambos, chaves transportadoras e paredes dos implantes, sofreram deformações.

Os implantes com montadores descartáveis (Grupo A) apresentaram maior resistência ao torque máximo e torque de ruptura, em relação aos implantes que utilizavam chave tipo Stargrip, com conexão interna ao hexágono, provavelmente devido a uma maior área de contato entre o montador descartável e o hexágono, distribuindo melhor as forças, gerando menores picos de tensão às estruturas, assim como os hexágonos usados com montadores apresentam maior volume em relação aos de torque interno, por consequência maior resistência.

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estatisticamente significantes entre si, apontando o Grupo A como o material menos resiliente em relação aos demais.

De modo geral, o Grupo A apresentou os melhores resultados, enquanto os piores ficaram com o Grupo C.

Faz-se necessário considerar que neste ensaio a aplicação de força se deu no sentido axial, sendo controlada e contínua. Tais condições nem sempre estão presentes na clínica, ou seja, a certeza de adaptação completa da chave ao slot do implante, o posicionamento adequado e perpendicular do contra-ângulo e a força de manutenção da chave contra o implante. Neste estudo, foi utilizada uma força de manutenção de 0,1 N/cm2. Caso a chave fique mal adaptada, pode haver falhas mais precoces ao sistema, fatores que deveriam ser enfatizados pelos fabricantes no momento da apresentação de seus sistemas.

A maioria dos fabricantes de sistemas de implantes preconiza a aplicação de forças inferiores a 60 N/cm2, com 80 N/cm2 de limite (Biomet 3i), valores bem abaixo do mínimo encontrado neste ensaio, 130 N/cm2.

Seria prudente, durante a instalação de implantes em seus leitos, a revisão do planejamento da fresagem e/ou a modificação das dimensões do implante selecionado em casos onde o torque de inserção se aproxime do limite máximo preconizado pelo fabricante, que em muitos casos corresponde a 80 N/cm2.

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35

7 CONCLUSÃO

Dentro das limitações desse estudo in vitro, pelos resultados obtidos, pôde-se chegar às seguintes conclusões:

a) o tipo de conexão do sistema influencia a sua resistência ao torque de inserção;

b) todos os Grupos avaliados apresentaram segurança para uso clínico, respeitados os limites dos sistemas;

c) o Grupo A (Osseotite, Biomet 3i) apresentou melhores resultados à maioria dos quesitos avaliados;

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