Análise de extensometria linear elétrica sobre a deformação de componentes em prótese fixa anterior implantossuportada

UNIVERSIDADE ESTADUAL DE CAMPINAS

FACULDADE DE ODONTOLOGIA DE PIRACICABA

RAISA ZAGO FALKINE

ANÁLISE DE EXTENSOMETRIA LINEAR ELÉTRICA

SOBRE A DEFORMAÇÃO DE COMPONENTES EM

PRÓTESE FIXA ANTERIOR IMPLANTOSSUPORTADA

PIRACICABA 2016

RAISA ZAGO FALKINE

ANÁLISE DE EXTENSOMETRIA LINEAR ELÉTRICA SOBRE A

DEFORMAÇÃO DE COMPONENTES EM UMA PRÓTESE FIXA

ANTERIOR IMPLANTOSSUPORTADA

Dissertação apresentada à Faculdade de Odontologia de Piracicaba da Universidade Estadual de Campinas como parte dos requisitos exigidos para a obtenção do título de Mestra em Clínica Odontológica, Área de Prótese Dental.

Orientador: Prof. Dr. Wilkens Aurélio Buarque e Silva ESTE EXEMPLAR CORRESPONDE À VERSÃO FINAL DA DISSERTAÇÃO DEFENDIDA PELA ALUNA RAISA ZAGO FALKINE E ORIENTADA PELO PROF. DR. WILKENS AURÉLIO BUARQUE E SILVA.

PIRACICABA 2016

DEDICATÓRIA

Dedico este trabalho aos meus pais, Rosana Cabrera, Leandro Falkine,

Alexandre Cabrera e Mariela Falkine, meus irmãos Marina e Henrique por

seus sacrifícios e incentivos para que eu cresça e seja uma pessoa melhor, sendo meu suporte físico, emocional e espiritual.

À minha avó materna Maria Zago por ser minha segunda mãe e cuidar de mim, ao meu avô parterno Afonso Falkine, cirurgião-dentista, com quem meus sonhos começaram, em quem me inspiro e aprendo até hoje.

Ao meu noivo, Felipe Alves por seu amor, amizade e compreensão me auxiliando em mais essa etapa conquistada em minha carreira, obrigada por estar sempre por perto.

AGRADECIMENTOS

A Deus, pela Vida e pelo Seu Amor, demonstrados através da minha determinação e saúde que tornaram possível superar minhas limitações e alcançar meus objetivos, segundo a Sua vontade.

À Universidade Estadual de Campinas, na pessoa do então Reitor, Prof. Dr. José Tadeu Jorge onde iniciei meus estudos na Graduação e onde continuo minha jornada com coração grato na Pós-Graduação.

À Faculdade de Odontologia de Piracicaba da Universidade Estadual de Campinas (FOP – UNICAMP), na pessoa de seu Diretor Prof. Dr. Guilherme

Elias Pessanha Henriques

À Coordenadora do Programa de Pós-Graduação em Clínica Odontológica da Faculdade de Odontologia de Piracicaba da Universidade Estadual de Campinas, Profa. Dra. Cinthia Pereira Machado Tabchoury. A todos os professores do Departamento de Prótese da Faculdade de Odontologia de Piracicaba – UNICAMP, pelos ensinamentos e dedicação ao longo do curso.

À banca de qualificação, composta pelos professores doutores Prof. Dr.

Eduardo Cesar Almada Santos, Prof. Dr. Eduardo Hebling e Prof. Dr. Américo Correr, pela disponibilidade e prontidão em contribuir para melhoria do

meu trabalho.

Ao Prof. Dr. Frederico Andrade e Silva, pelos ensinamentos e privilégio de sua convivência no laboratório e nas aulas durante o curso. Às funcionárias do Laboratório de Prótese Fixa: Keila e Edna, por sua dedicação ao local e à nós que ali estávamos juntos.

À Eliete Aparecida Ferreira Marim, secretária do Departamento de Prótese e Periodontia, obrigada pela disponibilidade.

Ao Marcelo Alves pela colaboração na elaboração das análises estatísticas deste trabalho.

Ao engenheiro da UFSCar Ivan Moroz e o técnico eletrônico e estudante de engenharia aeroespacial Renato Fransoni, por proporcianarem a realização do ensaio mecânico feito com grande êxito durante a pesquisa.

Aos colegas de pós graduação Luíza Alencar, Danillo Ciotti, Gustavo

Forjaz, André Gazetta, Simone Valenga, Bruna Ximenes, Estevão Azevedo, Conrado Reinaldes, Anna Gabriela Presotto, Thaís Harder, Priscila Alves e Thaiane Bregadioli pelo convívio e troca de experiências, amizade e bons

momentos compartilhados. E às amigas de graduação Priscila Jardim e

Verônica Perez por mostrarem que a amizade é um dos bens mais valiosos que

temos. Muito obrigado a todos.

Especialmente aos colegas que auxiliaram na concretização desse trabalho: Luíza Alencar no auxílio do preparo e desenvolvimento do início ao fim desse projeto, pelo seu empenho e paciência no trabalho em equipe e Danillo

Ciotti que como consultor científico intermediou o contato com a Antoghyr e seu

companheirismo nesse tempo.

À Antoghyr por nos ceder os implantes e materiais necessários para a realização do estudo.

AGRADECIMENTO ESPECIAL

Ao Prof. Dr. Wilkens Aurélio Buarque e Silva, meu orientador, agradeço a confiança, incentivo e atenção com que me recebeu e me guiou desde a Graduação até o final deste curso.

RESUMO

O objetivo desse trabalho foi avaliar por meio da técnica extensometria linear elétrica as possíveis deformações em próteses implantossuportadas nas infraestruturas metálicas e nas réplicas de implantes de próteses parciais fixas no espaço protético dos quatro incisivos anteriores superiores em duas configurações diferentes. Foram confeccionadas duas infraestruturas: na primeira, análogos de implantes foram instalados na posição dos incisivos laterais com pôntico em cantiléver na região dos incisivos centrais, já a segunda com configuração inversa: análogos posicionados nos incisivos centrais e sua respectiva infraestrutura com pônticos nos incisivos laterais. Ambos os corpos de prova foram submetidos a uma carga de 150N com a angulação de 90° no ponto central da infra-estrutura metálica, entre a superfície mesio- palatina do incisivo central direito e a superfície mesio- palatina do incisivo central esquerdo, entre os elementos 11 e 21, simulando uma realidade clínica funcional. Foram posicionados extensômetros, capazes de mensurar a deformação da região, nas regiões cérvico-vestibular e cérvico-palatina dos análogos e cervical das infraestruturas. Como resultados, foi observado que todos os extensômetros registraram deformação com característica de compressão ou tração. As deformações nos análogos foram significativamente diferentes das infraestruturas (p<0,01). Estatisticamente apenas os implantes apresentaram diferença de deformação quando comparados a infraestrutura. Na face palatina dos corpos de prova foi encontrada a maior deformação estatisticamente significativa. A região palatina dos elementos centrais em que havia implantes apresentou o maior grau de deformação positiva do estudo (tração). Conclui-se que o melhor tipo de escolha foi o da prótese em pôntico (elementos fixos na lateral) pois apresentou menor média de deformação geral, quando comparados ao segundo corpo de prova (fixo no centro) em cantiléver, sendo assim a primeira mais indicada clinicamente por promover menores índices de deformação.

ABSTRACT

The aim of this study was to evaluate by means of strain gauges the deformations in metal samples of implants and framework of FPDs involving the four upper incisors of different analogues positions. Thus, two samples were made: the first one with the analogues in the position of the lateral incisors and the pontic in the central incisors; the second with the analogues in the central incisors and the cantilever in the lateral incisors. The strain gauges were positioned in the analogues on the superior buccal and palatine surfaces. In the framework the strain gauges were fixed in superior surface. The samples received a load of 150 N, at 90º degrees, on the palatine surface between the central incisors, simulating the functional occlusion. The results showed the deformations with compression and traction characteristics. The deformations in the analogues were significantly different from those in framework (p <0.01). In both samples the highest deformations values were presented in the lingual areas of the analogues. The palatal region of the central elements that had implants showed the highest degree of positive deformation of the study (traction) . And the buccal surface thereof had the highest degree of negative deformation (compression). It is concluded that the prosthesis pontic (fixed elements on the side) had lower median overall deformation when compared to the second test piece (fixed center), therefore the first is the most clinically shown to promote lower rates of deformation.

SUMÁRIO

1- INTRODUÇÃO

Ao longo do tempo a substituição de elementos dentários ausentes esteve presente na história da humanidade e até hoje torna-se um desafio ao cirurgião-dentista. A causa dessas ausências é multifatorial, somado ao aumento da expectativa de vida dos brasileiros e do índice de edentulismo parcial torna-se imprescindível a reposição protética dos dentes perdidos, ressaltando a importância do elemento em função mastigatória, na fala, na harmonia e estética facial (Sullivan, 2001).

O surgimento da Implantodontia e das próteses implantossuportadas viabilizou a resolução de várias situações clínicas, o que facilitou esse desafio, além de trazer aos pacientes melhora na sua saúde geral e também em qualidade de vida (Carmo Filho et al., 2005). Entretanto, mesmo com o conceito de osseointegração altamente consolidado (Branemark, 1977; Albrektsson et al., 2001), ainda existem questionamentos sobre o comportamento biomecânico dos componentes protéticos submetidos à função mastigatória mediante a cargas laterais, oblíquas e longitudinais .

O êxito clínico de um implante intra-oral e sua respectiva prótese é dependente de vários fatores. Em primeiro lugar, a presença de tecido conjuntivo entre a superfície do implante e o osso adjacente pode contribuir com o fracasso da técnica, pois interfere na osseointegração das superfícies, podendo provocar a mobilidade do primeiro. (Ericksson e Albrektsson 1986). Além disso, a distribuição geométrica dos implantes no arco desdentado é elemento fundamental na previsibilidade biomecânica e no planejamento (Skalak, 1983; Zarb et al., 1993).

Um aspecto fundamental para a previsibilidade clínica deste tipo de reabilitação é o conhecimento profissional sobre as deformações que os componentes protéticos, e o implante propriamente dito, podem sofrer quando submetidos às cargas funcionais. Quando consideramos a resposta do

ligamento periodontal frente as forças mastigatórias, na literatura pondera-se que em função de sua resiliência podem ocorrer micromovimentações de até 100µm. Já em implantes ósseointegrados há redução desse valor para até 10 µm, (Buser et al., 2004). Esta diferença observada entre a micromovimentação de implantes integrados ao tecido ósseo e a resiliência natural do dente em seu respectivo alvéolo, sinaliza para o fato que uma prótese fixa sobre implante tende a ficar sobrecarregada quando submetida às forças funcionais; desta maneira, a resistência dos parafusos e componentes protéticos, a precisão da adaptação entre os mesmos, a configuração da base dos implantes e sua distribuição no espaço edêntulo são pontos fundamentais para o sucesso clínico. (Randi et al., 2001 e Takahasshi & Gunne 2003).

Já as estruturas protéticas necessitam de que sua infraestrutura exiba adaptação passiva quando conectadas em seus respectivos pilares, que as relações oclusais estáticas e dinâmicas determinem um carregamento adequado da prótese e que a distribuição dos implantes no espaço edêntulo seja realizada considerando o sentido, a direção e a intensidade do carregamento (Naconecy et al., 2004).

A região anterior da maxila caracteriza-se por ser estatisticamente a mais acometida por traumas por questões anatômicas, consequentemente apresenta com maior frequência o edentulismo parcial, além também da maior incidência de reabsorção óssea vestibular após intervenções cirúrgicas (Mazzonetto 2009). Por ser uma região na qual o requisito estético é imperioso, sua reabilitação torna-se cuidadosa e trabalhosa, exigindo do profissional conhecimentos biomecânicos e periimplantares para a obtenção de resultados previsíveis com parâmetros claramente definidos e bem planejados (Buser et al., 2004).

Durante a função mastigatória, os incisivos superiores possuem uma função de guia durante os movimentos excursivos póstero-anteriores. O guia incisivo direciona as forças funcionais que atuam predominantemente no plano horizontal, no sentido póstero-anterior. Desta maneira, quando essas forças incidirem fora do longo eixo dos implantes, a tábua óssea circundante será submetida a carregamentos compressivos desequilibrados, e os parafusos e

demais componentes protéticos sofrerão deformações advindas de forças no sentido horizontal e consequentemente os resultados finais podem ficar comprometidos (Alikhasi et al., 2014). Vale ressaltar que próteses em cantilever aumentam a força sobre os implantes, pilares protéticos, cimento ou parafusos protéticos e também sobre a interface osso-implante, interferindo diretamente no planejamento. (Misch et al., 2009).

O osso e suas características tridimensionais influenciam diretamente na escolha da posição ideal do implante e também no grau de remodelação óssea após a instalação cirúrgica do mesmo. A espessura óssea ao redor do implante é um fator importante que afeta o resultado estético e a reabsorção óssea marginal (Alikhasi et al., 2014). A mínima espessura óssea ao redor do leito cirúrgico vestíbulo-palatina recomendada pela literatura é de 1mm (Grunder et al., 2005; Teughels et al., 2009; Alikhasi et al., 2014) ou até 2mm (Buser et al., 2004). No quesito distância entre implantes encontra-se o valor de 3mm (Tarnow et al., 2000) e entre implante e dente de 2mm (Buser et al., 2000), tornando possível as condições ideais para formação da papila interdental (Tarnow et al., 2003), a qual ainda está associada a distância de 5mm entre a crista óssea e o ponto de contato do dente restaurado (Tarnow et al., 1992). O agrupamento dessa literatura supracitada com os dados a serem descritos nesse estudo apresentam caráter complementar e enfatizam a importância de um estudo prévio completo e individualizado nos casos clínicos e cirúrgicos, que conceda ao profissional conhecimentos científicos sólidos para a melhor resolução de cada caso.

Existem diversos métodos para avaliar as deformações dos componentes protéticos de uma prótese fixa implantorretida. Dentre eles, a análise por elemento finito (Yokoyama et al., 2004; Chang et al., 2012; Baggi et al., 2013; Corrêa et al., 2014), análise fotoelástica (Kim et al., 2011) e extensometria linear elétrica (Cehreli et al., 2005; Geremia et al., 2009; Nissan et al., 2010).

A extensometria linear elétrica é um método que visa medir deformações de corpos por meio de um extensômetro, conhecido também como “strain gauges”. Os extensômetros são pequenas resistências elétricas que, sob

mínima deformação, alteram a resistência da corrente elétrica; um sinal elétrico é enviado a uma placa de aquisição de dados onde será transformado em sinal digital, possibilitando a leitura pelo computador (Heckman, 2004). Os extensômetros quantificam e caracterizam a deformação sofrida pelo objeto, tem sido descritos como excelente e vantajoso método de avaliação de índices de deformação em trabalhos encontrados na literatura, que o consideram como um método preciso (Naconency, 2004) e confiável para medir tensões induzidas nos implantes (Assunção et al., 2009; Pesqueira et al., 2012).

Considerando que ainda são poucas as publicações direcionadas a avaliar o comportamento biomecânico de próteses implantorretidas na região anterior de maxila (Corrêa et al., 2014), julgamos pertinente a realização de um estudo “in vitro” direcionado a verificar e a caracterizar as deformações de próteses implantorretidas confeccionadas nesta região, com o objetivo de contribuir com a compreensão dos fatores biomecânicos envolvidos.

2- REVISÃO DE LITERATURA

Os trabalhos pioneiros que originaram a Implantologia remetem ao sueco Per Ingvar Branemark que, em 1952, enquanto estudava a microcirculação sangüínea em tíbias de coelhos com ajuda de uma câmara de observação feita em titânio, percebeu que fracassou ao tentar removê-las, uma vez que o metal da câmera e o osso se integravam perfeitamente, sem haver rejeição. Com base nesta observação inúmeros estudos surgiram para o uso de implantes em humanos, principalmente na região oral e suas próteses fixas de longa duração nos maxilares. A partir daí, os estudos posteriores de outros autores que Branemark também participou serviram para consolidar e evidenciar suas ideias e descobertas (Albrektsson 1977; 1981).

O comportamento biomecânico dos componentes protéticos é estudado há muito tempo. Skalak, em seu estudo de 1983, esclarece que a absorção e transmissão das cargas verticais e laterais aplicadas a uma prótese sobre implante dependem fundamentalmente das características da interface osso-implante, do número e disposição geométrica dos mesmos no arco, além da forma e módulo de elasticidade dos materiais envolvidos. Como o implante possui um contato direto com o tecido ósseo, ele transmitirá quaisquer ondas de estresse ou impactos aplicados sobre si. Desta forma, é importante a utilização de materiais que absorvam e distribuam melhor as cargas. Assim, uma prótese confeccionada com materiais rígidos distribuirá as cargas de maneira mais efetiva; em contrapartida, materiais que são mais passíveis de deflexão estão sujeitos e dependentes do nível de inserção óssea de cada implante. Esse autor também conclui que a aposição direta de osso sobre o implante é característica essencial para a transmissão de estresse na interface implante/tecido ósseo. Isso só ocorre na ausência de uma camada fibrótica intermediária para transmissão de tal estresse, sem mudanças progressivas na união entre o tecido ósseo e o implante.

Ericksson e Albrektsson (1986) também descrevem que o aparecimento de um tecido fibroso na interface osso-implante dificulta sua inserção e completa osseointegração. Entre as razões para esse acontecimento indesejado estão a técnica minimamente traumática; implantes expostos a cargas funcionais excessivas após a sua implantação; utilização de materiais impróprios e planejamento inadequado, que induzem o aparecimento de concentrações de tensão excessivas ou desfavoráveis ao osso circundante.

Para avaliar a distribuição de estresse na interface implante/tecido ósseo através da análise tridimensional do elemento finito, Sertgöz & Guvener, em 1996, utilizaram três comprimentos diferentes de cantileveres (7, 14 e 28mm), e de implantes (7, 15 e 20mm). Em nove modelos de simulação de uma prótese fixa implantossuportada por seis implantes, foi aplicada uma força de 75 N na porção central perpendicularmente ao longo eixo da infra-estrutura e uma força horizontal de 25 N na região correspondente a superfície vestibular do elemento mais posterior do cantilever. Os implantes estavam embutidos em um modelo de osso mandibular (cortical e esponjoso) e com cantilevers posteriores bilaterais. As análises de distribuição de estresse máximo revelaram que este se concentrava na interface osso/implante no implante mais distal, no lado de aplicação da carga. Com aplicação da carga vertical o estresse de tração se concentrava no tecido ósseo nas regiões mesial e distal dos implantes, enquanto que ao sofrer uma carga horizontal esse estresse era evidente nas regiões lingual e vestibular. O aumento da extensão do cantilever resultou na elevação dos valores de estresse na interface implante/tecido ósseo no implante terminal. Já a variação no comprimento dos implantes não teve influência significativa na distribuição de estresse nesta interface.

Para verificar a distribuição de estresse em infra-estruturas de próteses fixas implantossuportadas, Jaques em 2000 realizou um trabalho por meio de extensômetros, avaliando a influência da carga em função de variação do tipo de liga metálica. Foram confeccionados corpos de provas simulando infraestruturas de próteses fixas mandibulares em liga de paládio-prata e cobalto-cromo com cantileveres nas extremidades distais, as quais foram

adaptadas sobre um modelo mestre de alumínio. Uma carga vertical de 100N foi aplicada nas extremidades livres a uma distância de 10, 15, e 20 mm para distal a partir do centro da peça. Os resultados mostraram que, em grandes extensões de cantilever, a liga de cobalto-cromo apresentou um padrão de distribuição de forças semelhante a liga de paládio-prata com cantilever curto. O intermediário mais próximo do ponto de aplicação da força foi o que registrou maior deformação específica independentemente do local de aplicação de força e do tipo de liga utilizada na confecção das infra-estruturas. Assim, os autores sugeriram que o emprego de ligas metálicas mais rígidas, no caso cobalto-cromo, na confecção de infra-estruturas de prótese fixa implantossuportada permite braços em cantilever mais extensos.

No intuito de demonstar a qualidade e as vantagens do Sistema Cone Morse em implantes, Merz et al 2000, verificou a presença deste tipo de plataforma Cone Morse através de uma série de testes em elementos finitos utilizados para testes em implantes dentários com fins regulatórios, e relataram propriedades mecânicas superiores dos implantes com Cone Morse. Os autores concluíram que essa mecânica superior ajudaria a explicar a estabilidade significativamente maior em longo prazo destes implantes em aplicações clinicas.

O fenômeno da ósseointegração foi definido por Albrektsson em 2001 como a ancoragem direta de um implante através da formação de tecido ósseo ao redor do implante sem o crescimento de tecido fibroso na interface osso - implante. Neste mesmo artigo o autor complementou a definição acima considerando que, clinicamente, a osseointegração só deve ser considerada sob o carregamento, decrevendo-a como “um processo pelo qual a fixação rígida clinicamente assintomática de um materiai alloplastico é alcançada, e mantida durante o carregamento no osso funcional”.

Hoyer et al., em 2001, afirmaram que a maior quantidade de perda óssea precoce na crista óssea peri-implantar é observada com maior freqüência logo no primeiro ano de função da prótese, seguido por uma perda óssea anual de aproximadamente 0,2 mm. Os fatores etiológicos que, possivelmente, poderiam

explicar tal fato incluem: trauma cirúrgico, sobrecarga oclusal, peri-implantite, microgaps existentes entre o implante e o intermediário ao nível ou abaixo da crista alveolar e distância biológica. Além disso, revelaram que a densidade óssea pode afetar a quantidade de perda óssea.

As considerações anatômicas e cirúrgicas para restaurações implantossuportadas na região anterior da maxila são desacatadas por Buser et al., 2004. Os autores consideram para que o profissional implantodontista consiga sucesso ao trabalhar na zona estética, ele deve ter uma boa compreensão biológica da resposta dos tecidos locais. Essa resposta está intimamente ligada com a disposição dos componentes, a quantidade de dentes ausentes e a extensão da falha na região anterior da maxila, além de uma performance de procedimentos cirúrgicos com mínimo trauma e técnica precisa para que seja obtida uma margem gengival harmoniosa, sem mudanças bruscas na altura do tecido mantendo as papilas intactas e preservação de um contorno convexo da crista alveolar. Esses parâmetros apenas serão mantidos se forem executados dentro de um excelente planejamento.

Em 2004, Heckmann et al. investigaram a influência da técnica de moldagem, processo de fabricação e mecanismo de retenção em próteses implanto-suportadas na tensão induzida à área adjacente aos implantes. A partir do registro da posição de dois implantes usados numa prótese parcial fixa de três elementos, foi confeccionado um modelo mestre em resina epóxica com implantes incorporados (ITI®). Inicialmente, o modelo mestre foi moldado pela técnica da moldeira fechada e pela técnica da moldeira aberta, sendo constituídos 2 grupos com 10 corpos-de-prova cada - ambos destinados à elaboração de próteses cimentadas. Adicionalmente, foi constituído um terceiro grupo onde o padrão em cera foi elaborado diretamente sobre o modelo mestre. Já as próteses retidas por parafusos protéticos, foram distribuídas em 3 grupos experimentais que diferiram quanto ao método de processamento da prótese. No primeiro, estas foram confeccionadas a partir de cilindros plásticos sobre os pilares, no segundo foram empregados cilindros de ouro e a prótese foi obtida por sobre-fundição. Num terceiro grupo, cilindros de ouro foram incorporados à prótese por agente de união. Para as medidas de tensão, strain gauges foram

posicionados junto às regiões mesial e distal dos implantes, tendo sido colados diretamente na superfície do modelo mestre. Previamente à realização dos ensaios, todos os gauges foram estabilizados em valor zero de deformação e, só então, as próteses foram instaladas. Os resultados evidenciaram que não houve diferenças estatísticas significativas quanto às tensões captadas devido às técnicas de moldagem utilizadas para os grupos onde as próteses foram cimentadas. Para as próteses retidas por parafusos, aquelas obtidas a partir de cilindros calcináveis e por sobrefundição não foram evidenciadas diferenças estatísticas, exceto quando as restaurações foram retidas por cilindros de ouro incorporados por agente de cimentação. Concluiu-se que técnicas que recomendam a cimentação da prótese, principalmente quando cilindros pré-fabricados são adicionados, devem ser adotadas para obtenção da diminuição das tensões.

Para avaliar os momentos de flexão e as forças de tração e compressão em próteses implantossuportadas com cantilever, Naconecy et al, em 2004, testaram dez infraestruturas de Paládio-Prata sobre dois modelos totalmente edêntulos: 1) implantes verticais paralelos, e 2) implantes distais inclinados. Fixaram extensômetros nos pilares de cada modelo, para medir a deformação quando uma carga estática de 50N foi aplicada no cantilever (15 mm). Os valores de deformação foram medidos quando a infraestrutura metálica era testada sobre três, quatro ou cinco pilares e transformada em valores de força e momentos de flexão. Os dados foram analisados através do Teste de Tukey´s e ANOVA para comparações com 5% de nível de significância. Como resultados, os autores observaram que o pilar 01 (adjacente ao cantilever) obteve os maiores valores de força e momentos de flexão para todos os testes (três, quatro ou cinco pilares). Independente do número de pilares, a força axial do pilar adjacente ao cantilever foi maior no modelo vertical do que no modelo inclinado. O total de momentos de flexão foi mais alto com três pilares do que com quatro ou cinco pilares. Independente da inclinação dos implantes, a média de forças com quatro ou cinco pilares foi menor do que com três pilares. Desta forma, os resultados sugerem que implantes distais inclinados com quatro ou cinco pilares reduzem as forças axiais e não aumentam os momentos de flexão.

Esse carregamento funcional supracitado foi objeto de estudo para Çehreli et al em 2005 que avaliou peças de cadáveres frescos. Dois cadáveres humanos foram selecionados, suas arcadas foram moldadas com hidrocolóide irreversível e obtidos modelos de estudo em gesso. Foi confeccionada uma placa oclusal em resina acrílica na arcada inferior. Na maxila, foram colados strain gauges na cortical óssea vestibular entre caninos, e também incluídas duas células de carga que permitiram controlar a intensidade de forças aplicadas contra os dentes superiores durante o relacionamento das arcadas em relação cêntrica. Assim, foi realizado um primeiro ensaio para captação de tensões transmitidas. Posteriormente todos os elementos dentários anterio-superiores foram extraídos para instalação de seis implantes com comprimento de 12 mm e diâmetros de 4,1 mm. Por meio de um torquímetro manual, foi possível quantificar o torque final de inserção das fixações. A posição dos implantes foi transferida para um modelo de trabalho em gesso e coroas provisórias foram preparadas sobre os pilares conectados as réplicas dos implantes. Para evitar contatos que pudessem interferir nos resultados, antes da instalação as próteses provisórias tiveram suas bordas incisais ajustadas contra a superfície oclusal da placa inferior com o auxílio de um articulador semi-ajustável. Elas foram instaladas de forma a se manterem individualizadas e submetidas a ensaios de captação de tensões. Depois, novamente avaliadas quando o segmento do incisivo central, lateral e canino foi unido com resina e, finalmente, com todas as provisórias ferulizadas. Houve quatro repetições dos ensaios para cada tipo de prótese. Como resultado, os autores perceberam que a tensão ao redor dos implantes individualizados na região central e lateral foi menor que a nos incisivos naturais. Ainda, na região correspondente aos incisivos foi observada leve tendência de maiores tensões na estrutura óssea quando todas as unidades provisórias implanto-suportadas estiveram ferulizadas. O valor de torque final das fixações na região de canino e incisivo lateral foi comparativamente maior que o observado na área de incisivo central. Os autores concluíram que, em peças de cadáveres frescos, menores magnitudes de tensão ocorreram quando implantes foram posicionados nos lugares de incisivos centrais e laterais e que o procedimento de ferulização teve pouco efeito para minimizar tensões na cortical óssea vestibular.

Karl et al. (2006) tiveram o propósito de quantificar as tensões desenvolvidas durante a fixação de próteses parciais fixas parafusadas e cimentadas. Em paciente com 3 implantes (ITI®) na porção posterior da maxila foi confeccionado um jig em resina acrílica e transferida a posição dos implantes a um bloco de resina epóxica que atuou como modelo mestre. A partir do modelo mestre foram realizadas moldagens com moldeiras individuais em resina acrílica carregadas com poliéter e obtidos 20 modelos de trabalho distribuídos entre 4 grupos. No Grupo 1, as próteses foram elaboradas e cimentadas sobre “solid abutments”. No grupo 2, 3 e 4, as restaurações foram parafusadas sobre “synOcta abutments” e confeccionadas, respectivamente, a partir de cilindros calcináveis, por sobre-fundição a cilindros de ouro e incorporação de cilindros pré-fabricados com agente cimentante. Para análise das tensões, 2 strain gauges foram selecionados e colados com cianociacrilato na superfície oclusal dos pônticos. As próteses foram fixadas sobre os pilares e então os ensaios foram realizados somente após os gauges terem seus valores de tensão estabilizados em zero. Para o grupo 1 foi empregado agente de cimentação temporário para instalação das restaurações, já nos demais grupos, as próteses foram instaladas com parafuso protético com torque de 20 N. Pelos resultados apresentados, as prótese parafusadas (grupo 2 e 3) ocasionaram maior tensão. Valores intermediários foram observados no grupo 4, no qual encontrava-se uma estrutura parafusada por meio de cilindros pré-fabricadas incorporados por cimentação. O grupo 1 que se caracterizou por restaurações exclusivamente cimentadas apresentou os menores valores de tensão aferidos. Os autores concluíram que embora as próteses pudessem estar dentro critérios clinicamente aceitáveis, não foi possível encontrar próteses totalmente passivas com valor zero de tensão.

Para mostrar a interferência das forças oclusais sobre a estrutura do implante dentário e no osso adjacente Isidor desenvolveu seu estudo no ano de 2006 relacionando as forças nos implantes dentários e osso circundante. Foi observado que de acordo com a fisiologia óssea, ao receber cargas mecânicas a estrutura adapta-se à essa aplicação, seja por modelação ou remodelação óssea. Isso também se aplica ao osso circunjacente nos implantes dentários. Em

condições de aumento do estresse mecânico, a resposta em função leva a um determinado limiar, que será transmitido ao osso por um aumento de densidade óssea ou aposição do mesmo. Por outro lado, a reabsorção óssea ocorre em resposta à fadiga e micro fraturas que podem ser o resultado de estresse mecânico além deste limite.

Mazzonetto (2009) descreve sobre o processo dinâmico de reparação do osso alveolar. A maxila, principalmente sua região anterior sofre diminuição da espessura do processo alveolar e também diminuição da altura do rebordo alveolar após intervenções cirúrgicas, informação essencial no planejamento e que torna ainda mais cuidadosa e habilidosa a reabilitação protética e cirúrgica nessa região.

Dessa forma, a qualidade e quantidade do tecido ósseo remanescente em que estão ancorados os implantes, suas distribuições geométricas no arco, assim como o equilíbrio oclusal da prótese e as características estruturais das infra-estruturas das próteses assumem vital importância para conservação dos componentes (Mazzonetto, 2009). Reafirmando os conceitos descritos por Skalak, 1983; Zarb et al. 1993 e Mazzonetto 2009, um excelente planejamento e execução tenta sempre evitar problemas como: afrouxamento do parafuso ou do pilar intermediário, fratura desses componentes ou da prótese, periimplantites, perda da osseointegração e fratura até do próprio implante.

Para analisar o efeito do acréscimo de extensões em cantilever sobre a taxa de sobrevivência de próteses parciais fixas suportadas por implantes e a incidência de complicações técnicas e biológicas Zurdo et al. (2009) realizou uma revisão

sistemática de estudos longitudinais retrospectivos de pelo menos cinco anos de observação. Do total de 216 próteses incluídas, extensões em cantilever estavam presentes em 74 e não apresentavam cantilever 142 próteses. A taxa de sobrevivência foi considerada alta para ambos tipos de restaurações, 92% para prótese com cantilever e 96% para prótese sem, o que indica um

desempenho um pouco inferior da primeira. Foram encontradas mais complicações técnicas associadas a prótese com cantilever, e as complicações mais comuns foram afrouxamento de parafuso e fratura de porcelana. Entretanto, a incorporação de extensões em cantilever não apresentaram efeito significativo sobre a perda óssea marginal.

Verri, 2012 realizou uma breve revisão sobre o sistema de Cone Morse, enfatizando seus pontos de maior interesse na odontologia, numa tentativa de familiarizar os profissionais a, no mínimo, conhecer melhor este sistema, que tem como perspectiva se tornar um dos principais sistemas de conexão de implantes utilizado em odontologia nos próximos anos. Ao final da revisão, foi possível concluir que, apesar da falta de conhecimento do profissional atual, este sistema de implantes dentários é muito favorável para reabilitação oral, apresentando previsibilidade e sucesso superiores em alguns aspectos, como em relação à reabsorção óssea e à estética anterior por ser melhor conformador de perfil de emergência.

Em um estudo de análise tridimensional de elementos finitos, Alikashi e colaboradores em 2014 avaliaram a distribuição de tensões ao redor de implantes na região anterior da maxila. Nove modelos diferentes da região anterior da maxila foram projetados, cada um composto por um implante, o seu pilar, osso esponjoso, osso cortical, e gengiva. A diferença entre os três primeiros modelos estava na espessura da tábua óssea vestibular (a menor distância entre a fixação do implante e a parte vestibular do osso cortical na linha média ao nível da primeira rosca), os valores de espessura foram de 1,5 mm (situação normal), 0,75 mm e 2,0 mm nos outros modelos. O quarto e quinto modelos tinham 0,2 milímetros de osso cortical e 1,3 mm de osso cortical, respectivamente. Na última parte da amostra (do sexto ao nono modelo) , o ângulo da coroa de carga foi mudado de 15° para 60° na superfície da coroa. Os modelos foram projetados no software SolidWorks 2006 (Concord, Mass) e depois transferidos para ANSYS Workbench Versão 11 (Southpointe, Cononsburg, Penn) para o processo de resolução. Modelos continham 83 248 nós e 64 115 elementos (47 727 elementos do corpo e 16 388 elementos de contato) com uma pequena diferença entre os modelos. O lado palatino dos

pilares foi carregado com uma força de 178 N perpendicular à superfície do palato em cada modelo. Os autores observaram como resultados que para a diferentes espessuras do osso vestibular foram vistos os mais altos resultados no nó da crista óssea adjacente ao implante e os menores resultados para o nó apical. Estes resultados foram 154,16 MPa para crista óssea e 2,96 MPa na zona apical do modelo com 1,5 mm de espessura de osso. A tensão da crista óssea no modelo com 0,75 mm de espessura óssea vestibular foi de 197,47 MPa e diminuiu para 2,83 MPa em seu nó apical. No terceiro modelo, com 2,0 mm de espessura óssea, a mais alta tensão de von Mises foi 127,25 MPa , o que diminuiu para 2,92 MPa em seu nó apical. As maiores tensões de von Mises que foram gravadas em todos os modelos encontravam-se na crista óssea . A máxima foi encontrada no sexto modelo (ângulo de carga de 15º). A diminuição do ângulo de carga era correspondente ao aumento nos resultados de estresse na crista, a maior descoberta foi 156,67 MPa, que diminuiu para 2,3 MPa no ápice. Aumentar o ângulo de carga para 30º (modelo 7) causou um estresse de 139,69 MPa na crista óssea e 2,3 MPa em seu ápice. Quando o ângulo de carga chegou a 45º (modelo 8), foram observados 2,1 MPa em seu ápice. Uma vez que o ângulo de carga tornou-se mais próximo do eixo longitudinal dos dentes (modelo 9), as tensões diminuiram e a menor quantidade de tensões (72,96 MPa na crista e 1,84 MPa no ápice) foram registados.

Em outro recente estudo de análise tridimensional de elementos finitos, Corrêa et al. (2014) avaliaram o comportamento biomecânico de reabilitação da região anterior da maxila com ausência de quatro elementos utilizando três configurações de disposição de implantes. Três modelos tridimensionais computadorizados com distância intercanina de 27,3mm foram criados. Cada modelo pertencente a um grupo: O grupo IL tinha dois implantes localizados nos incisivos laterais com pôntico nos incisivos centrais, o grupo IC era o inverso, dois implantes na posição dos incisivos centrais com cantilever nas posições aos laterais e finalmente o grupo ILIC com um implante na posição de incisivo lateral direito e outro na posição de incisivo central esquerdo com pônticos intercalados. Para simular a oclusão funcional foi aplicada uma carga de 150N no centro da superfície palatina de cada dente a um ângulo de 45 graus em relação ao longo eixo do dente. A maior concentração de tensão na estrutura protética ao longo

do conjunto osso, implante e prótese foi observada nos grupos IL e ILIC. Essas tensões estavam concentradas na região do pôntico no grupo IL e na região do incisivo central e lateral adjacentes ao cantilever, no grupo ILIC. Já a menor concentração de tensão na estrutura protética foi encontrada no grupo IC. No que tange a distribuição de cargas no osso da maxila, foi observada uma dissipação uniforme e equilibrada no grupo IL, todavia no grupo ILIC foi observado maior estresse que o grupo IL e essas tensões estavam concentradas adjacentes ao implante mais próximo do cantilever. A configuração que resultou maior incidência de carga ao osso maxilar foi a do grupo IC. A região do pilar protético que recebeu a maior tensão estava na face vestibular. Todos os grupos com cantilever resultaram em concentração de tensão na estrutura óssea e também em concentração de estresse nos implantes, no entanto, com valores abaixo do limite considerado como sobrecarga.

3- PROPOSIÇÃO

O objetivo deste trabalho foi avaliar a influência da posição dos implantes, mensurando por meio de extensometria elétrica quais seriam as deformações ocorridas nos implantes e nas respectivas infraestruturas de próteses parciais fixas implantossuportadas, responsáveis pela reabilitação do espaço protético ântero-superior dos quatro incisivos, que diferenciaram-se na disposição dos análogos, centrais e laterais.

4- MATERIAL E MÉTODOS

4.1 Confecção do Modelo Experimental

Os modelos experimentais foram confeccionados inicialmente em gesso tipo IV (Herostone – Vigodent S/A Ind. e Com., Rio de Janeiro, RJ, Brasil) obtidos a partir da duplicação de um modelo padrão de arcada superior totalmente dentado em resina acrílica (figura 1). Nos modelos de gesso, foi realizado desgaste com broca tipo maxicut dos elementos 12, 11, 21 e 22 e extensão desse desgaste na região correspondente a raiz de cada elemento (figura 2 e 3). Este foi posicionado sobre uma placa de vidro e circundado por lâminas de cera

tipo 7, de maneira a configurar uma caixa na qual foi preenchida com silicone para obtenção do molde (figura 4). O molde foi preenchido com resina acrílica autopolimerizável Fiberglass (VI Fiberglass, São Paulo, Brasil), aguardou-se a polimerização, foi realizado a remoção do molde e obtido o modelo experimental (Figura 5). A manipulação dos materiais seguiu todas as orientações prescritas pelos fabricantes.

Figura 1 – Modelo padrão.

Figura 3 – Modelo de gesso (vista frontal).

Figura 5 – Modelo experimental.

4.2 Confecção do Corpo de Prova

Análogos de implantes em titânio de conexão tipo Cone Morse e plataforma switching (diâmetro 3.1mm - Anthogyr, Sallanches) com transferentes de moldeira aberta (Anthogyr, Sallanches, França) foram posicionados paralelamente entre si com o uso de delineador (Bioart®_{, São Carlos, Sâo Paulo,} Brasil) e unidos com o auxílio de fio dental e resina Duralay® _{(Reliance Dental} Mfg. Co. – Worth, IL, USA) (figura 6). O conjunto análogos/transferentes foi fixado no modelo de gesso com adesivo à base de cianoacrilato (Superbonder, Loctite-Henkel Ltda, Itapevi, São Paulo, Brasil) no ápice dos análogos. Após a secagem, os espaços entre as perfurações e os análogos foram preenchidos com cera 9 (Lysanda Produtos Odontológicos, São Paulo, São Paulo, Brasil) (figura 7),

.

Figura 6 – Análogos e transferentes fixos paralelamente entre si.

Figura 7 – Conjunto análogos/transferentes fixo no modelo de gesso.

Os transferentes foram removidos e dois pilares (Pilar cônico 0° H2, Anthogyr, Sallanches, França) foram parafusados sobre os análogos correspondentes aos elementos 12 e 22, para a confecção da infraestrutura I. Sobre estes pilares foi confeccionada a estrutura protética em resina acrílica (Dencril Comércio de Plásticos Importação e Exportação LTDA., Pirassununga, São Paulo, Brasil) simulando uma prótese fixa de quatro elementos sendo o 11 e o 21 pônticos, reabilitando o espaço protético(figura 8). Foram confeccionados duas barreiras de silicone (Vigodent Coltene S/A Indústria e Comércio, Rio de Janeiro, Brasil), uma posicionada na face vestibular (figura 9) e outra na face palatina (figura 10). Essas barreiras de silicone prestaram-se para a confecção

da infraestrutura II sobre pilares parafusados nos elementos 11 e 21, com o 12 e o 22 em cantilever, de maneira que ambas estruturas protéticas fossem as mais semelhantes possíveis.

Figura 8 – Estrutura protética em resina acrílica.

Figura 10 – Muralha de silicone da face palatina.

As estruturas protéticas em resina acrílica foram removidas do modelo de gesso e fundidas com liga à base de cobalto-cromo(Fit Cast – Talmax, Curitiba, Paraná, Brasil – Tabela 1, Anexo 1). Os conectores apresentavam dimensões vestibulo-palatina de 4mm e cérvico-incisal 5mm. Após a fundição foi realizada a limpeza dos corpos de prova, seguido de jateamento com esferas de vidro e óxido de alumínio e submetidos ao acabamento com pedras e discos de óxido de alumínio (Dedeco International Inc., Long Eddy, NY, USA).

4.3 Colagem dos Extensômetros

Com os corpos de prova finalizados, procedeu-se a colagem do extensômetros. Nas regiões em que deveriam ser colados, foi aplicada a fita adesiva incolor FK1 (Excel Sensores Ind. e Com. Ltda., Cotia, SP) para que isoladas não fosse possível a contaminação local. Para remover qualquer resíduo que pudesse interferir no processo de fixação dos extensômetros, foi feita uma limpeza nas superfícies com o auxílio de uma haste flexível embebida em álcool isopropílico e secagem com lenço de papel absorvente.

Foram colados extensômetros nos análogos e nas infraestruturas metálicas. Nos análogos foram colados extensômetros nas regiões cérvico-vestibular e cérvico-palatina. Na infraestrutura I os extensômetros foram fixados nas regiões cérvico-vestibular e cérvico-palatina 12 e 22 e na face cervical dos pônticos; na infraestrutura II os extensômetros foram colados nas regiões

cérvico-vestibular e cérvico-palatina dos elementos 11 e 21 e na face cervical dos pônticos em cantilever, referentes aos elementos 12 e 22 (figura 11, a e b). Vinte extensômetros com dimensões de 5x2mm orientados verticalmente, foram fixados com cola à base de cianoacrilato. Foi utilizada uma película de teflon comprimida por meio de uma almofada de silicone mantida em posição por uma pinça para manter os extensômetros em posição durante o período de polimerização da cola. Esse procedimento foi repetido para cada extensômetro obedecendo uma sequência da face vestibular e palatina dos análogos à face vestibular, palatina e cervical dos corpos de prova.

Figura 11 – a) Desenho esquemático com as identificações dos extensômetros colados

D

E

A

1

C

3

5 7

F

2

6

8

B

4

CORPO DE PROVA I

ANÁLOGOS

L

I

J

M

G

H

CORPO DE PROVA II

LOCALIZAÇÃO DOS EXTENSÔMETROS Análogos: 1 – Vestibular do análogo do 22; 2 – Palatina do análogo e 22; 3 – Vestibular do análogo 21 ; 4 – Palatina do análogo 21; 5 – Vestibular do análogo 11; 6 –Palatina do análogo 11; 7 – Vestibular do análogo 12; 8 – Palatina do análogo 12. Corpo de prova I: A – Vestibular do 22; B – Palatina do 22; C – Cervical do 21; D – Cervical do 11; E – Vestibular do 12; F – Palatina do 12.

Corpo de prova II:

G – Cervical do 22; H – Vestibular do 21; I – Palatina do 21; J – Vestibular do 11; L – Palatina do 11; M – Cervical do 12.

4.4 Fixação do Corpo de Prova

A infraestrutura I com os respectivos extensômetros colados, foi posicionada sobre o modelo e parafusada com chave digital até a percepção da resistência e aplicado um torque de 25N com um torquímetro protético manual (Anthogyr, Sallanches, França). Os fios de cobre recobertos com verniz e com a extremidade estanhada provenientes dos extensômetros foram soldados com solda de estanho em um terminal colável de ligação tipo T-50. Estes, em sequência, foram soldados à cabos flexíveis blindados com dimensões aproximadas de 4x26mm, AWG com isolamento em PVC, correspondente a cada um dos pilares instrumentados, os quais foram conectados às entradas de um sistema de aquisição de dados (ADS 2000-IP-LYNX, BR). Os mesmos procedimentos decritos acima foram repetidos para a infraestrura II.

Foi confeccionada uma base de madeira de 15cm de comprimento, por 10cm de largura e 5cm de espessura, para que o modelo experimental fosse posicionado na Máquina Universal de Ensaio Instron 5585H. A base de madeira foi posicionada e parafusada em um suporte fabricado em aço 1020, de modo que a região onde a carga foi aplicada ao centro da peça, ficasse centralizada na base de madeira (figura 12).

4.5 Ensaio Mecânico

Os cabos flexíveis foram ligados a um sistema receptor de dados (ADS 2000-IP-Lynx – BR/Al. 2160-Lynx) (figura 13), o qual capta o sinal de deformação do strain gauge, por até 32 canais e faz geração gráfica das deformações. Foram utilizados 20 dos 32 canais disponíveis no receptor de dados, um para cada extensômetro. O receptor de dados foi conectado a um computador convencional, permitindo a visualização dos dados obtidos e simultânea armazenagem dos mesmos, para posterior geração gráfica.

Figura 13 – Sistema receptor de dados (ADS 2000-IP-Lynx – BR/Al. 2160-Lynx).

Uma ponta de aço 1020 com forma de “ponta de lápis” foi fixada à célula de carga com capacidade de 500kgf e o conjunto modelo experimental/base de madeira, fixo no suporte, foram posicionados paralelamente ao solo e fixos na Máquina Universal de Ensaio Instron 5585H (figura 14), dessa forma, a ponta em contato com a região de cíngulo na superfície palatina do corpo de prova formaria um ângulo de 45 graus (figura 15), contudo para simular a angulação de 90 graus representativa da máxima intercuspidação habitual, o conjunto modelo experimental/base de madeira, foram inclinados acompanhando a angulação da ponta de aço (figura 16).

Aplicou-se uma carga cíclica de 150N (15,3 KGF) comum ciclo de zero a 150N pontualmente, com velocidade de carregamento de 15 N/s com uma frequência de 0,5 Hz em 2 segundos. A aplicação da carga seguiu uma

sequência no ponto 1 (figura 15 e 16) e após o carregamento deste ponto foi feita a calibração do torquímetro e revisão do torque nos parafusos de 25N com torquímetro manual. Posteriormente a segunda repetição de carregamento foi realizada. O mesmo procedimento de posicionamento e carregamento foi repetido com os dois corpos de prova.

Figura 14 – Modelo experimental fixo na Máquina Universal de Ensaio Instron 5585H.

Figura 15 – Esquema representativo da angulação de 45º

da ponta sobre o modelo paralelo ao solo

90º

Figura 16 - Carregamento no ponto 1: esquema representativo da angulação de 90º da ponta sobre o modelo e a base inclinados.

. A análise dos dados obtidos foi realizada por meio de software ADS 2000 LYNX de 32 canais, (Lynx Tecnologia Eletrônica Ltda; São Paulo, SP, Brasil) O ensaio mecânico foi realizado no Laboratório de Metais da Universidade Federal de São Carlos (CCDM-UFSCar).

4.6 Análise dos resultados

De acordo com o objetivo e com a natureza dos dados obtidos na pesquisa, definiu-se como apropriada a aplicação da técnica de análise de variância, sendo assim, foi ajustado um modelo linear generalizado misto com um fator (condição) sendo tratada como efeito, e a deformação como variável de resposta. Por tratar-se de uma estrutura simétrica e a incidência da carga ter sido ao centro dela pudemos espelhar os dados no intuito de facilitar a obtenção dos mesmos, para isso foram determinadas condições para os extensômetros. Essas condições baseavam-se de acordo com o Elemento nos quais se fixavam (Implante ou Estrutura), com a Face (Palatina ou Vestibular), com a

Posição (Central ou Lateral) e com a Fixação (Fixo ou Não Fixo), que geraram

as hipóteses a serem testadas, o que foi feito por meio da construção de testes baseados em contrastes coerentes com cada um dos objetivos. Finalmente foram obtidas 14 condições (figura 17 e 18).

No corpo de Prova I encontramos 4 tipos de condições para extensômetros presentes nos implantes (vestibular lateral fixo, palatino lateral fixo, vestibular central não fixo e palatino central não fixo) e 3 condições para os extensômetros na infraestrutura (vestibular lateral fixo, palatino lateral fixo e vestibular central não fixo).

Da mesma forma, no corpo de Prova II existem 4 tipos de condições para extensômetros presentes nos implantes (vestibular central fixo, palatino central fixo, vestibular lateral não fixo, palatino lateral não fixo). E finalmente 3 condições para os extensômetros na infraestrutura (vestibular central fixo, palatino central fixo e vestibular lateral não fixo).

É válido lembrar que clinicamente a configuração do Corpo de Prova I não tem implantes centrais, que foram avaliados e identificados neste estudo como Vestibular e Palatina não fixo. Devido ao fato da infraestrutura não entrar em

contato com esses análogos durante o ensaio mecânico, a carga recebida por eles refere-se àquela advinda indiretamente da resina do modelo experimental.

Figura 17 - Identificação dos tipos de condições dos extensômetros para análise dos dados

CONDIÇÃO LEGENDA EXTENSÔMETRO CORPO DE PROVA

1 Vestibular lateral fixo 1 e 7 I

2 Vestibular central não fixo 3 e 5 I

3 Palatino lateral fixo 2 e 8 I

4 Palatino central não fixo 6 e 4 I

5 Vestibular lateral não fixo 1 e 7 II 6 Vestibular central fixo 3 e 5 II 7 Palatino lateral não fixo 2 e 8 II 8 Palatino central fixo 6 e 4 II A Vestibular lateral fixo A e E I B Vestibular central não fixo C e D I C Palatino lateral fixo B e F I D Vestibular lateral não fixo G e M II E Vestibular central fixo H e J II F Palatino central fixo I e L II

Figura 18- Desenho esquemático dos extensômetros e suas respectivas condições

O modelo linear generalizado misto foi adotado em vista da aquisição de dados em um mesmo objeto o que exigiu o uso de técnicas apropriadas para experimentos com medidas repetidas. A normalidade residual foi avaliada por meio dos coeficientes de assimetria e curtose e do teste de Shapiro-Wilk, tendo sido tomadas medidas saneadoras quando necessárias.

Em resumo, foram ajustados modelos lineares generalizados mistos para experimento com um fator com medida repetida e comparações de médias foram efetuadas por meio de contrastes coerentes com hipóteses de interesse para o estudo. Todos os cálculos foram feitos com apoio do sistema SAS (SAS Institute Inc. The SAS System, release 9.3. SAS Institute Inc., Cary:NC, 2010).

5- RESULTADOS

a sua adequação, foi avaliada a aderência dos resíduos oriundos do modelo à distribuição gaussiana, primeiramente por meio das estatísticas apresentadas na tabela 2.

Tabela 2. Coeficiente de assimetria, curtose e teste de Shapiro-Wilk para hipótese de

aderência dos dados à distribuição gaussiana.

Coeficientes Teste de Shapiro-Wilk Assimetria Curtose Estatística W Valor-p -1,83498 4,57286 0,73506 0,00001

Alcançou-se um modelo de análise próximo ao ideal, capaz de gerar resíduos satisfatoriamente aderentes à distribuição gaussiana tendo sido observado maior grau de assimetria e um grau de curtose pouco acima do esperado.

O coeficiente de assimetria como o de curtose, em dados normalmente distribuídos, apresentam valores próximos a 0 e em geral, é a faixa contida dentro do intervalo que vai desde -2 até +2.

Desta forma, o coeficiente de assimetria (-1,834) nos revela uma assimetria muito pequena já que o valor está dentro dos limites, o que é uma característica muito importante para que se avalie como boa a propriedade do modelo: a obtenção de resíduos simétricos, assim os dados tanto positivos quanto negativos estão distribuídos de forma simétrica.

Tabela 3. Análise de variância derivada de um modelo linear generalizado misto apropriado para experimentos com um fator e medidas repetidas.

Efeito

Graus de liberdade

Estatística F Valor-p Numerador Denominador

Condição 13 40 14,17 0,0001

A estatística F revela que o efeito das condições que estão sendo testadas, é 14,17 vezes mais relevante que as variações decorrentes do acaso, não sendo razoável, portanto, afirmar que as deformações observadas nos diversos extensômetros tenham ocorrido de maneira casual.

Adicionalmente, o valor-p nos mostra (p<0,01) a existência de diferenças nas médias verdadeiras de deformação em, pelo menos, duas das condições testadas.

Os testes dos contrastes estabelecidos de acordo com os objetivos da pesquisa são apresentados na tabela 4.

Tabela 4. Testes estatísticos derivados da análise de variância baseados nos contrastes construídos de maneira coerente com as hipóteses formuladas no planejamento da análise.

Contraste

Graus de liberdade Estatística

F Valor-p Num. Den. A (VLF) vs E (VFC) 1 40 0,010 0,9293 C (PLF) vs F (PCF) 1 40 0,050 0,8275 B (VCNF) vs D (VLNF) 1 40 0,000 0,9749 1 (VLF) vs 6 (VCF) 1 40 0,870 0,3562 8 (PCF) vs 3 (PLF) 1 40 39,90 0,0001 Vestibular vs Palatino (Implante) 1 40 14,83 0,0004 Vestibular vs Palatino

(Infraestrutura)

1 40 0,06 0,8110 Fixo vs Não fixo (Implante) 1 40 22,41 0,0001 Fixo vs Não fixo (Infraestrutura) 1 40 0,040 0,8470 Central vs Lateral (Implante) 1 40 10,92 0,0020 Central vs Lateral (Infraestrutura) 1 40 0,020 0,8826

Den: Denominador; Num: Numerador; VLF: Vestibular Lateral Fixo;VCF: Vestibular Central Fixo;PLF: Palatino Lateral Fixo;PCF: Palatino Central Fixo;VCNF: Vestibular Central Não Fixo;VLNF: Vestibular Lateral Não Fixo.

As comparações individuais entre os componentes respectivos das diferentes estruturas são observados na tabela 5.

Tabela 5. Estatísticas básicas para comparação de médias de deformação observada nos extensômetros posicionados na estrutura.

Comparação Condições Média

Desvio padrão Limites de confiança (95%) Superior Inferior A (VLF) vs E (VFC) A (VLF) -2,35 2,66 1,89 -6,58 E (VCF) -2,06 23,95 36,05 -40,17 C (PLF) vs F (PCF) C (PLF) -31,68 38,19 29,09 -92,44 F (PCF) -29,62 43,95 40,31 -99,55 B (VCNF) vs D (VLNF) B (VCNF) 17,54 30,38 93,01 -57,93 D (VLNF) 1,07 0,49 1,84 0,29

Em relação aos extensômetros localizados nos implantes, não são observados indícios de diferenças significativas (p:3562) entre as condições 1 (Vestibular Lateral Fixo) e 6 (Vestibular Central Fixo), entretanto, são observados diferenças (p<0,01) entre as médias de deformação nas condições 8 (Palatino Central Fixo) e 3 (Palatino Lateral Fixo), conforme ilustrado na tabela 6.

Tabela 6. Estatísticas básicas para comparação de médias de deformação observada nos extensômetros posicionados nos implantes.

Comparação Condições Média

Desvio padrão Limites de confiança (95%) Superior Inferior 1 (VLF) vs 6 (VCF) 1 (VLF) -481,81 238,14 -102,88 -860,74 6 (VCF) -522,83 905,57 1726,74 -2772,40 8 (PCF) vs 3 (PLF) 3 (PLF) 404,16 186,86 701,49 106,83 8 (PCF) 1213,65 466,86 1956,52 470,77

Observa-se que nos pontos 1 (Vestibular Lateral Fixo) e 6 (Vestibular Central Fixo) as deformações são negativas e muito parecidas, havendo completa sobreposição dos intervalos de confiança.

Já as condições 8 e 3 apresentam médias positivas e média de deformação significativamente maior na condição 8 (Palatino Central Fixo) que na condição 3 (Palatino Lateral Fixo), conforme ilustra a figura 19.

Figura 19 - Média, desvio padrão e limites do intervalo de confiança (95%) da deformação das condições 3 (PLF) e 8 (PCF). Médias com letras iguais indicam faces que não diferem entre si no nível de significância de 5% quando testadas por meio de contrastes. 404,16 (186,86) B 1213,65 (466,86) A 0 500 1000 1500 2000 2500 3 (PLF) 8 (PCF) D ef or m aç ão ( m S) Condição

Após a comparação das condições individuais, são testadas a existência de diferenças entre as médias de deformação na face vestibular e palatina, o que é efetuado separadamente para os dados obtidos nos implantes e os dados obtidos na estrutura.

Nos implantes são observadas (p<0,01) diferenças entre as médias de deformação nas faces (palatina e vestibular) ao passo que na estrutura não são observados indícios de diferenças entre as médias das faces (p:0,8110), conforme ilustra a figura 20.

Figura 20. Média, desvio padrão e limites do intervalo de confiança (95%) da deformação das faces palatina e vestibular na estrutura e nos implantes. Médias com letras iguais indicam faces que não diferem entre si no nível de significância de 5% quando testadas por meio de contrastes entre a máxima e a mínima.

Alternativamente à figura 20, a tabela 7 apresenta as estatísticas básicas

para comparação das médias das faces nos locais testados.

349,00 (611,88) A -216,92 (453,81) B -30,65 (38,13) A 2,62 (17,83) A -600 -400 -200 0 200 400 600 800

Palatino Vestibular Palatino Vestibular

Implantes Estrutura De for m aç ão ( m S) Face/Posição

Tabela 7. Média, desvio padrão, limites do intervalo de confiança da média (95%) e teste para comparação das médias de face dentro de cada local realizado por meio de contrastes. Médias com letras iguais não diferem entre si no nível de significância de 5% no mesmo local.

Local Face Média

Desvio padrão Limites de confiança (95%) Superior Inferior Implante Palatina 349,00 A 611,88 675,04 22,95 Vestibular -216,92 B 453,81 34,39 -468,23 Estrutura Palatina -30,65 A 38,13 1,23 -62,53 Vestibular 2,62 A 17,83 12,49 -7,26

A comparação das médias de acordo com a fixação também revela (p<0,01) diferenças entre as condições fixa e não fixa dos implantes e não revela indícios de diferenças significativas na estrutura (p:0,8470), conforme ilustram as estatísticas apresentadas na tabela 8.

Tabela 8. Média, desvio padrão, limites do intervalo de confiança da média (95%) e teste das

médias de deformação nas diferentes fixações dentro de cada local realizado por meio de contrastes. Médias com letras iguais não diferem entre si no nível de significância de 5% no mesmo local.

Local Fixação Média

Desvio padrão Limites de confiança (95%) Superior Inferior Implante Fixa 198,36 A 856,59 672,73 -276 Não fixa -40,33 B 132,94 30,51 -111,17 Estrutura Fixa -16,43 A 31,79 0,51 -33,36 Não fixa 8,13 A 19,63 26,28 -10,03

Figura 21. Média, desvio padrão e limites do intervalo de confiança (95%) da deformação das condições de fixação na estrutura e nos implantes. Médias com letras iguais indicam faces que não diferem entre si no nível de significância de 5% quando testadas por meio de contrastes.

Por fim, a comparação das médias de acordo com a posição também revela fortes indícios (p<0,01) de diferenças entre as posições lateral e central dos implantes e não revela indícios de diferenças significativas na estrutura (p:0,8826), conforme ilustram as estatísticas apresentadas na tabela 9.

Tabela 9. Média, desvio padrão, limites do intervalo de confiança da média (95%) e teste para

comparação das médias de deformação nas diferentes posições dentro de cada local realizado por meio de contrastes. Médias com letras iguais não diferem entre si no nível de significância de 5% no mesmo local.

Local Posição Média

Desvio padrão Limites de confiança (95%) Superior Inferior Implante Central 2,55 B 1027,57 550,11 -545,00 198,36 (856,59) A -40,33 (132,94) B -16,43 (31,79) A 8,13 (19,63) A -400 -200 0 200 400 600 800

Fixa Não Fixa Fixa Não Fixa

Implantes Estrutura De for m aç ão ( m S) Face/Posição

Lateral 3,18 A 346,49 187,81 -181,45 Estrutura

Central 236,90 A 822,85 789,70 -315,90 Lateral -9,37 A 18,35 2,29 -21,02

6- DISCUSSÃO

A aplicação de extensômetros em estruturas protéticas para metodologia de avaliação tem sido citada e bem conceituada por autores. Além disso a interação de conhecimentos de Engenharia em Odontologia ajuda a esclarecer mais os aspectos relacionados a biomecânica em implantes osseointegrados (Naconecy et al., 2004). Nesse estudo, as regiões onde esses pequenos terminais de medição foram fixados nos análogos, foram coincidentes às observadas em estudos clínicos como as mais prevalentes relacionadas aos defeitos ósseos (Tarnow et al., 2000; Mumcu et al., 2011), que também registraram com precisão a deformação por compressão e/ou tração nos pontos avaliados. Em todos os extensômetros presentes no estudo foram notados

valores de deformação, sendo os valores positivos indicados pelo fenômeno de tração e negativos para compressão.

Sabe-se que algumas das razões para incorporar o uso de cantiléveres em próteses implantossuportadas está na redução do número de implantes usados no suporte da prótese, o que também traz redução do custo financeiro das próteses, além da diminuição de intervenções cirúrgicas. (Romanos, 2012). A presença de cargas funcionais em cantiléveres tende a aumentar a força sobre todos os componentes envolvidos, sejam os implantes, os pilares protéticos, cimento ou parafusos e principalmente sobre a interface osso-implante, condição em que há o surgimento de forças de alavanca tipo classe I, o que aumentará a resultante lateral nos implantes e componentes protéticos adjacentes (Misch et. al 2009; Skalak 1983; Costa, 2009). Um dos primeiros fatores que ocasionam excessivas concentrações de tensões que levam a perda óssea ao redor dos implantes é a alavanca (Rangert et al., 1989). Nestas circunstâncias cria-se um momento fletor no sistema prótese-implante, o que altera drasticamente a magnitude e direção de forças no pilar. Essa literatura descrita apoia e complementa os dados e resultados desse estudo, afinal as condições aqui encontradas em que a prótese tem configuração de cantiléver (condições 8 e 3) apresentaram resultados significativos de deformação.

Devemos considerar também, que os resultados obtidos sugerem que quando comparadas as duas configurações de implantes nos diferentes corpos de prova, houve diferença estatística significativa (p<0,01) nas deformações entre os implantes laterais fixos (corpo de prova I) e os implantes centrais fixos (corpo de prova II), apenas na face palatina, sinalizando a cautela no preparo cirúrgico dessa região óssea e planejamento da futura prótese. Estas observações puderam ser confirmadas por meio da comparação entre todas as deformações presentes nos implantes na face vestibular e na palatina, conforme apresentado na tabela 4 e 5. Tal comportamento deve-se ao fato de que a chave para a obtenção do sucesso clínico de um implante é a maneira como o estresse é transferido à interface osso-implante (Almeida, 2008). A incidência da carga foi realizada na superfície palatina, a direção palato-vestibular da força e a curvatura da infraestrutura nessa face tendem a redirecionar a carga para um