UNIVERSIDADE ESTADUAL DE CAMPINAS
FACULDADE DE ODONTOLOGIA DE PIRACICABA
ANDRES HUMBERTO CÁCERES BARRENO
ANÁLISE MECÂNICA COMPARATIVA DA ESTABILIDADE PRIMÁRIA
DE DIFERENTES DESENHOS DE IMPLANTES DENTÁRIOS:
ESTUDO IN VITRO
Piracicaba 2016
ANDRES HUMBERTO CÁCERES BARRENO
ANÁLISE MECÂNICA COMPARATIVA DA ESTABILIDADE PRIMÁRIA
DE DIFERENTES DESENHOS DE IMPLANTES DENTÁRIOS:
ESTUDO IN VITRO
Dissertação apresentada à Faculdade de Odontologia de Piracicaba da Universidade Estadual de Campinas como parte dos requisitos exigidos para obtenção do título de Mestre em Clínica Odontológica, na Área de Cirurgia e Traumatologia Buco-Maxilo-Faciais.
Orientadora: Profa. Dra. Luciana Asprino
ESTE EXEMPLAR CORRESPONDE À VERSÃO FINAL DA DISSERTAÇÃO DEFENDIDA PELO ALUNO ANDRÉS HUMBERTO CÁCERES BARRENO E ORIENTADO PELA PROFA. DRA. LUCIANA ASPRINO
Piracicaba 2016
DEDICATÓRIA
Dedico este trabalho a minha esposa Cinthia, por ser minha inspiração para ser melhor como pessoa e profissional a cada dia. Dedico também este trabalho aos meus pais pelo apoio incondicional ao longo da minha carreira e por terem me ensinado a levantar sempre que cair.
AGRADECIMENTOS
À Faculdade de Odontologia de Piracicaba da Universidade Estadual de Campinas, nas pessoas do seu diretor o Prof. Dr Guilherme Elias Pessanha Henriques e do diretor associado Prof. Dr. Francisco Haiter Neto.
À Coordenadoria Geral dos cursos de Pós-graduação da Faculdade de Odontologia de Piracicaba - UNICAMP na pessoa da Profa. Dra. Cinthia Pereira MachadoTabchoury. E à Coordenadoria do Programa de Pós-Graduação em Clínica Odontológica na pessoa da Profa. Dra. Karina Gonzales Silvério Ruiz.
À Fundação CAPES por ter me concedido uma bolsa de estudos e por ter me fornecido suporte econômico para o desenvolvimento desta pesquisa.
À minha orientadora a Profa. Dra. Luciana Asprino, pela orientação, pelo apoio e dedicação não somente no desenvolvimento deste trabalho, como também ao longo destes dois anos de convivência. Agradeço pela confiança e boa disposição para me ajudar em tudo o que eu precisei.
Ao Prof. Dr. Márcio de Moraes pelas críticas sempre construtivas e ensinamentos na discussão dos casos clínicos e/ou nos seminários, e por ter acreditado na minha pessoa para fazer parte da sua equipe de cirurgia.
Ao Prof. Dr. Alexander Sverzut pelos ensinamentos e disposição para contribuir com meu crescimento como professor e pesquisador, sempre aportando boas idéias na discussão dos casos ou no desenvolvimento de pesquisas.
Ao Prof. Dr. José Ricardo de Albergaria-Barbosa pelo modo simples de ver a vida e pela constante alegria que o senhor irradia para todo o pessoal do programa.
Às funcionárias da área de Cirurgia: Edilaine Felipe, Angélica Quinhones, Débora Barbeiro, Nathália Tobaldini e Patrícia Camargo pela ajuda prestada ao serviço. Aos meus colegas do programa Carolina Ventura, Rodrigo Chenu, Antonio Lanata, Gustavo Souza, Éder Sigua, Zarina dos Santos, Pauline Magalhaes, Breno Nogueira, Renato Ribeiro, Fabiano Menegat, Clarice Alcântara, Douglas Goulart, Joel Motta, Leandro Pozzer. Raquel Medeiros e Andrezza Lauria pela convivência, troca de conhecimento e boa predisposição para me ajudar tanto nas atividades da Faculdade quanto fora dela.
À Faculdade de Odontologia da Universidade de San Martin de Porres por ter me formado como cirurgião-dentista e ter me acolhido como professor por dois anos na disciplina de Cirurgia Buco-Maxilo-Facial I.
Ao Prof. Dr. Jaime Rodrigues Chessa por ter me iniciado no mundo da Cirurgia Buco-Maxilo-Facial, por ser meu orientador no meu trabalho de graduação e por ter me ensinado que antes de ser um bom profissional, temos que ser uma boa pessoa. À Profa. Dra. Erika Alberca Ramos e ao Prof. Dr. Rafael Morales Vadillo por terem me iniciado no mundo da docência e serem parte da minha equipe de trabalho na
Faculdade de Odontologia da Universidade de San Martin de Porres.
A minha eterna companheira, amiga e esposa Cinthia Verónica Bardalez López de Cáceres, por todo amor que recebo de ti, por me incentivar a seguir sempre em frente e pelo apoio incondicional. Agradeço também por ter optado estar ao meu lado durante estes dois anos do Mestrado, mesmo que isto tenha te requerido sacrifícios pessoais e profissionais.
Aos meus pais César Rafael Cáceres Campos e Carmen Rosa Yolanda Barreno Gayoso por serem meus exemplos de pessoas e profissionais, sem vocês do meu lado não teria como ter conseguido o que até agora consegui.
Aos meus irmãos Fernando, Angela e Mariana por sempre serem minha companhia desde criança, mantendo um bom relacionamento apesar da distância.
A minha tia Pochi por ser minha amiga e “mãe” por um período na minha vida, serei eternamente agradecido a você por ser minha primeira paciente na graduação e por sempre me aconselhar na minha vida.
Também gostaria de agradecer a minha família e amigos por serem o suporte e o apoio para estudar fora do meu país.
RESUMO
No presente estudo, buscou-se avaliar mecanicamente, por meio da análise do torque final de inserção, o efeito do desenho dos implantes e das roscas, variando-se entre: corpo cônico com dupla rosca (Alvim®), corpo cilíndrico e dupla rosca (Titamax Ex®) e corpo cônico com roscas duplas e progressivas (Drive®) na estabilidade primária dos implantes. Além de avaliar comparativamente a concordância de três métodos de aferição de estabilidade primária e a correlação entre valores de torque final de inserção obtidos com os valores do coeficiente de estabilidade primária (ISQ) obtidos pela análise de frequência de ressonância. Para isto foram utilizados 24 implantes de 3,5 mm x 13 mm da marca comercial Neodent® com conexão protética tipo Cone morse e apresentando três tipos de macrogeometria diferente, sendo divididos em três grupos de oito implantes cada um. Os implantes foram inseridos em um bloco de poliuretano com o contra ângulo redutor de velocidade 20:1 acoplado ao motor iChiropro®. A aferição de estabilidade primária foi realizada por três instrumentos (motor cirúrgico iChiropro®, o torquimetro manual Neodent® e o torquimetro digital µTorx Sparta®) a análise de frequência de ressonância dos implantes foi mensurada utilizando o aparelho Ostell®. A análise dos dados (ANOVA e Tukey) revelou que os valores de torque final de inserção foram maiores para o implante Drive® do que para o Alvim® (p=0.0039) e Titamax® (p<0.0001). A análise dos dados (ANOVA e Tukey) revelou que o implante Drive® apresentou menor coeficiente de estabilidade quando comparado aos implantes Titamax (p=0.0003) e Alvim (p=0.0082). Entretanto, os implantes Titamax® e Alvim® não apresentaram diferenças estatisticamente significantes (p=0.3636) entre si. O teste de correlação de Pearson (rP) revelou que não houve correlação entre o torque final de inserção e o Coeficiente de estabilidade (ISQ) obtidos pela análise de frequência de ressonância, indicando a independência entre as duas variáveis. A análise de correlação intraclasse revelaram que a replicabilidade entre os três dispositivos foi pouco influenciada pelo tipo de implante, sendo que esta foi ruim entre quase todos eles, exceto para o implante Alvim®, cuja relação entre o motor cirúrgico iChiropro® e torquímetro digital µTorx Sparta® se mostrou boa. De acordo com a metodologia aplicada conclui-se: Que a macrogeometria do corpo e rosca dos implantes dentários interferem na estabilidade primária, os implantes cônicos apresentam mais estabilidade do que os implantes cilíndricos e a geometria de rosca
dupla progressiva oferece maior estabilidade primária em relação às roscas duplas simples; Não houve correlação dos valores de torque final de inserção obtidos entre os grupos com os valores do coeficiente de EP (ISQ) obtidos pela análise de frequência de ressonância; Não houve correlação entre os valores de torque final de inserção aferidos pelos dispositivos motor cirúrgico iChiropro®, catraca torquimetro cirúrgico manual Neodent® e o torquímetro digital µTorx Sparta®.
Palavras Chave: Torque. Osseointegração.
ABSTRACT
The aim of the present study was to evaluate mechanically beyond the final insertion torque the effect of the dental implant design, considering body shape and thread design: conical body with double progressive thread (Alvim®), cylindrical body and double thread (Titamax Ex®) and conical body with double progressive thread (Drive®) on the primary stability of dental implants. Moreover, it was compared the accuracy of three methods of measurement of primary stability and was tried to find a correlation between them in regards of final torque insertion values and the implant stability quotient (ISQ), obtained by the resonance frequency analysis. A total of 24 Cone Morse dental implants (Neodent®,Ø 3,5 x 13 mm) with three different types of macrogeometry were divided in three groups, eight from each one. The implants were inserted in polyurethane foam block by low speed hand piece contra angle 20:1 linked to the surgical motor IChiropro®. For assessing primary stability, three measuring devices were used (surgical motor IChiropro®, manual toquimeter Neodent® and digital torquimeter µTorx Sparta®) and the resonance frequency analysis was performed using Osstell® device. The data analysis (ANOVA and Tukey) revealed that the final insertion torque values were higher for the Drive® implant followed by Alvim®
(p=0.0039) and Titamax® (p <0.0001). The data analysis (ANOVA and Tukey) revealed
that the Drive® implant showed lower stability quotient when compared to implants
Titamax® (p = 0.0003) and Alvim® (p = 0.0082). However, Titamax® and Alvim®
implants showed no statistically significant differences (p = 0.3636) among themselves. The Pearson correlation test (rP) revealed that there was no correlation between the final insertion torque and implant stability coefficient that indicates independence between the two variables. The intraclass correlation revealed that the replicability between the three devices was little influenced by the type of implant, it was bad in the majority of the cases except for the Alvim® implant, which relationship between the surgical motor IChiropro® and digital torque wrench μTorx Sparta® was
strong. According to this methodology, we concluded that both body and thread designs of dental implants interfere in primary stability, conical implants exhibit more stability than cylindrical implants and double progressive thread design provided better primary stability than simple thread design; there was no correlation between final insertion torque values obtained by the three measuring devices (surgical motor iChiropro®, manual surgical torque wrench Neodent® and digital torque wrench μTorx
Sparta®); There was no correlation of final insertion torque value and implant stability quotient obtained by the resonance frequency analysis.
LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS
EP: Estabilidade Primária ID: Implantes Dentários TI: Torque de Inserção
SUMÁRIO 1. INTRODUÇÃO 13 2. REVISÃO DA LITERATURA 15 3. PROPOSIÇÃO 30 4. MATERIAL E MÉTODOS 31 5. RESULTADOS 38 6. DISCUSSÃO 43 7. CONCLUSÃO 49 REFERÊNCIAS 50
1. INTRODUÇÃO
O descobrimento da osseointegração e o desenvolvimento da implantodontia representam um dos maiores avanços científicos no mundo da odontologia (Mathieu et al, 2014; Javed e Romanos, 2010; Sakka et al, 2012), sendo considerado hoje em dia como uma excelente alternativa de tratamento para pacientes parcialmente ou totalmente desdentados.
A reabilitação bucal implantossuportada evita o desgaste dentário, permite uma melhor higienização especialmente em casos de implantes unitários, oferece melhor estabilidade quando comparado com prótese total ou removível convencional, evita algum tipo prejuízo psicológico e melhora a qualidade de vida das pessoas.
Entre os pontos a serem considerados no plano de tratamento com implantes são: Condição periodontal; fatores relacionados às forças da mastigação do paciente; o número, angulação e distribuição dos implantes no espaço edêntulo e densidade óssea da região a ser abordada. Ante este panorama multifatorial que envolve vetores de força de diferentes magnitudes e condições intrínsecas do paciente, ao longo dos anos a pesquisa na implantodontia focou pesquisar e aperfeiçoar o desenho dos ID, utilizando princípios de engenharia, visando obter uma EP que garanta altas taxas de sucesso ou sobrevida.
A EP pode ser definida como o nível de travamento mecânico obtido pelo implante após instalação imediata no osso (Javed e Romanos, 2010; Neugebauer et al., 2009; Elias et al., 2012; Sakka et al., 2012; Jimbo et al., 2012). Uma pobre EP induz à micromovimentação durante os estágios iniciais de osseointegração, originando a formação de tecido fibroso na interface osso-implante, aumentando a mobilidade e a possível perda dos mesmos (Mathieu et al, 2014).
O objetivo principal do desenho dos implantes é distribuir as forças mastigatórias para otimizar a função da prótese ao longo dos anos. Porém, também é importante ressaltar a importância do papel que o desenho dos implantes tem durante a fase de inserção dos mesmos, especialmente na obtenção de uma EP eficaz (Misch, 2008). As características estruturais do desenho dos implantes dentários descrevem seu aspecto tridimensional, podendo ser divididas em
características macrogeométricas e microgeométricas (Sykaras, 2000; Lesmes e Laster, 2011; Mathieu et. al., 2014; Ogle, 2015).
Os altos índices de sucesso dos ID registrados na literatura são produto do aperfeiçoamento constante no processo de manufatura e de maneira concomitante ao surgimento de novas alternativas de biomateriais e técnicas cirúrgicas. Atualmente no mercado existe uma inumerável quantidade de marcas de ID, cada uma delas com formatos macro e microgeométricos distintos e coom indicações clínicas diversas, oferecendo vantagens em termos de distribuição de forças, tempo de osseointegração, protocolo de carregamento, facilidade de inserção e aplicações em áreas de dimensões ósseas diminuídas. Todos estes conhecimentos foram obtidos a partir de estudos histológicos, imaginológicos e mecânicos, gerando novos conceitos na implantodontia
Na implantodontia tem se desenvolvido métodos invasivos e não invasivos para mensurar a EP, cada um apresentando limitações, vantagens e desvantagens. Estudos clínicosmecânicos, histológicos e inclusive imaginológicos têm sido propostos por vários autores para avaliar a EP (Mathieu et al., 2014; Javed e Romanos, 2010; Jawed et al., 2013 ;Kokovic et al., 2014).
Entre os métodos clínicos de aferição de EP temos ao valor do TI como uma das ferramentas frequentemente utilizadas pelos profissionais para determinar um valor quantitativo de referência do grau de retenção que o implante obteve durante sua inserção. Um valor de TI alto indica que o implante tem uma boa ancoragem mecânica e estável no tecido ósseo. Apesar de o TI ser importante na mensuração da EP, o surgimento do AFR apareceu na literatura como alternativa para mensurar e monitorar a estabilidade tanto no momento da inserção quanto em qualquer estágio do período de osseointegração, podendo ser utilizado para aferir a estabilidade primária e secundária dos implantes (Mathieu et al., 2014).
Devido à diversidade de desenhos de implantes dentários que existe no mercado e à falta de um padrão ouro de método de aferição de EP se fazem necessários estudos para a compreensão dos fatores que possam interferir nesta situação, além de comparar se existe concordância entre os diferentes métodos de aferição. Dessa forma a avaliação de ferramentas para aferição de EP e da interferência dos desenhos dos implantes e suas roscas podem nos trazer informações importantes para a escolha do implante ideal para cada situação clínica.
2. REVISÃO DA LITERATURA
2.1 Histórico
Ao longo da história da Odontologia e da humanidade o tratamento do edentulismo tem sido motivo de interesse de muitas civilizações, profissionais e centros educativos, seja por motivos estéticos, para restabelecimento da função mastigatória ou ambos. Entre as causas principais do edentulismo temos a cárie dental, a doença periodontal e o traumatismo, sendo a primeira destas a mais predominante (Chacon e Ugalde, 2012).
O homem, ante a perda de algum elemento dentário, criou diversas formas para tentar substituí-lo. A primeira evidência de ID registrada pertence à Cultura Maia (600 AD) os quais utilizaram fragmento de conchas para substituir dentes mandibulares inferiores. Estudos radiográficos posteriores realizados nos anos 70 mostraram imagens sugestivas de neoformação óssea ao redor deste tipo de implantes e também foi comprovada a utilização destes durante o período de vida devido à presença de cálculo dental (Salas e Rivas, 2001).
Maggiolo (1809) introduziu o uso de ouro na forma da raiz do dente e Harris (1887) relatou o uso de dentes de porcelana nos quais eram encaixados pinos de platina revestida por chumbo. Lambotte, em 1900. (citado por Misch em 2008) na tentativa de achar o material ideal para fabricar ID, empregou como matéria-prima diversos metais e ligas. Entre eles temos o alumínio, prata, cobre, magnésio, ouro e metal banhado por ouro e níquel. Após a inserção dos implantes nos tecidos, ele descobriu que devido à ação eletrolítica dos fluidos corporais, os implantes sofriam corrosão da superfície, o que impedia sua longevidade.
O primeiro relato de implante com formato radicular foi feito por Greenfield (1909), o qual apresentava um aspecto de gaiola trançada, feito com iridoplatina. Este implante consistia em um elemento composto por duas peças, a primeira era o corpo que era inserido no osso e após umas semanas era inserida a prótese utilizando um pilar antirrotacional. Posteriormente este conceito foi introduzido pela instituição ITI na Europa e posteriormente pela firma Core-Vent® nos Estados Unidos.
No início dos anos 30, na ortopedia já estavam sendo utilizados parafusos feitos de ligas de metais para o tratamento de fraturas, entre elas à liga de cromo- cobalto, conhecida como Vitallium, a qual foi uma das primeiras ligas a serem
aplicadas na confecção de ID. Baseado na capacidade de apresentar boa ancoragem e suporte ósseo, Alvim e Moses Strock (1930) extraporalaram os conceitos da ortopedia à implantodontia, sendo eles os primeiros a instalar ID utilizando um metal biocompatível a nível subperiosteal nos maxilares de humanos e cães (Abraham, 2014).
No final da década de trinta, continuaram sendo realizadas algumas modificações em relação ao desenho estrutural dos implantes, sendo que, em 1938, Adams patenteou o desenho cilíndrico, acrescentou roscas internas e externas no corpo, criou um colar gengival e os parafusos de cobertura. Dois anos depois, Formiggini (1940) desenvolveu implantes espiralados de aço inoxidável os quais foram inseridos em alvéolos após extração imediata (Abraham, 2014). Estes implantes, em um segundo tempo, receberam pilares protéticos para a posterior instalação de coroas unitárias; porém, quando submetido à função não houve sucesso no tratamento, levando à perda dos implantes. Mas um dado relevante encontrado por Fomiggini, foi o fato de ter evidenciado pela análise histológica dos implantes perdidos, a existência de algum tipo de união entre o aço e o osso, concluindo que havia tecido conjuntivo denso fibroso nesta interface (Misch, 2008).
Devido inserção dos implantes exclusivamente em alvéolos frescos, uma das preocupações era a pobre estabilidade que eles apresentavam e, portanto, existia uma maior chance de perda. Diante dessa problemática, na década de 50 Chercheve (1955) na França, fez dois aportes importantes. O primeiro foi quanto ao desenho, aproximando as espiras dos implantes e o segundo aporte foi a criação de um sistema de fresas e instrumentos próprios que facilitavam a inserção dos implantes em alvéolos tanto pós extração quanto no rebordo alveolar residual, dessa forma melhorou-se a ancoragem, atingindo uma melhor EP (Misch, 2008).
Outras opções de implantes também foram desenvolvidas para pacientes edêntulos totais. Surgiram assim os implantes justaósseos os quais apresentavam uma armação metálica que era posicionada subperiostealmente e mantida em posição pelo reposicionamento do retalho mucoperiósteo, mantendo-se quatro “postes”, que suportariam a prótese posteriormente. Após algumas semanas, a prótese era instalada sobre os suportes. Problemas na mucosa como migração epitelial apical, invaginação do epitélio na região dos suportes ou a criação de bolsas
periodontais, que levavam a quadros infecciosos recorrentes ou a abscessos mucosos foram relatados, levando ao insucesso destes implantes (Naert et al., 1998).
Posteriormente foram desenvolvidos os implantes transmandibulares, os quais também estavam baseados na utilização de uma estrutura metálica de titânio só que com ancoragem óssea mediante a instalação de pinos. Este tipo de implantes foram também chamados implantes de grampo ósseo. Esta técnica estava direcionada à região anterior de mandíbula em pacientes edêntulos totais mandibulares. O procedimento envolvia anestesia geral, a necessidade de acesso extra-oral na região submentoniana e a necessidade da utilização de um guia cirúrgico para evitar lesar os nervos mentonianos. Após o descolamento mucoperiosteal, na região basal da mandíbula eram realizadas cinco perfurações, nas perfurações laterais eram inseridos dois implantes que atravessavam totalmente a altura óssea até a crista alveolar. Nas perfurações restantes eram instalados pinos estabilizadores com ancoragem até a região medular do mento. Após a instalação dos cinco pinos, os mesmos eram unidos por um suporte. Este tipo de implante teve um acompanhamento clínico de 10 anos obtendo uma taxa de sucesso de 90%, porém no caso de falha, a remoção da estrutura era difícil e gerava excessivo trauma cirúrgico, levando à perda óssea significante. O fato de não poder ser extrapolado na maxila também foi outra limitação do sistema (Naert et al., 1998).
A década de 60 caracterizou-se pela aparição de diversas modificações no desenho de implantes unitários. Uma destas modificações foi a associação do implante cilíndrico a uma armação, este novo desenho foi denominado como implantes laminados. Este tipo de implantes também era conhecidos como implante de Linkow (1967) e foram feitos de diversas variedades de metais como cromo, níquel, vanádio e titânio (Abraham, 2014). Após a realização de um retalho mucoperiosteal, perfurações ósseas eram realizadas sob irrigação copiosa e as lâminas do implante eram impactadas suavemente com um martelete no local de implantação. No pós-operatório era evitado qualquer tipo de carga oclusal para garantir um maior contato entre o osso e o implante e após alguns meses era confeccionada a prótese. Em algumas situações, as lâminas perfuravam diretamente o periósteo e sobre elas era cimentada uma prótese. Na época ainda se acreditava que a camada fibrosa formada no nível da interface osso-implante tinha que apresentar as mesmas propriedades do ligamento periodontal, porém após 10 anos de acompanhamento o sucesso deste tipo
implantes foi menor que 50%. A rápida reabsorção óssea e a inflamação do tecido mole ao redor foram as complicações mais descritas. Estas complicações evidenciaram que os implantes laminados não apresentavam sucesso clínico (Albrektsson, 1986).
Outra modificação introduzida também por Linkow foi a criação de espiras em formato de dupla hélice e com maior capacidade de corte (Naert et al., 1998).
Paralelamente a estes acontecimentos, Branemark et. al (1957) encontravam-se realizando investigações sobre circulação sanguínea em medula óssea de tíbias de coelhos. O foco da pesquisa era avaliar o reparo ósseo in situ frente aos diferentes tipos de trauma. Para isso, foram instaladas câmeras de titânio as quais apresentavam um sistema óptico para visualizar o que acontecia na região envolvida após sua remoção. No entanto, durante a remoção destas câmeras percebeu-se que as mesmas se encontravam totalmente aderidas ao osso adjacente, sendo impossível a retirada devido à união forte que existia entre o titânio e o osso. (Branemark, 1983; Albrektsson e Wenneberg,2005; Gaviria et al, 2014).
Este descobrimento acidental despertou o interesse dos pesquisadores por entender o mecanismo exato da integração do titânio ao osso, além de extrapolar os resultados a outras situações clínicas. Os implantes de titânio então foram instalados na mandíbula dos cães utilizando baixa rotação e sob irrigação constante. Na reabertura, foram inseridos pilares intermediários para realizar o posterior carregamento protético. Depois de um ano, estudos histológicos e testes mecânicos foram realizados obtendo resultados promissores quanto ao conceito de osseointegração. Nas avaliações histológicas houve áreas de discreta inflamação nos tecidos ao redor do implante que não se estendeu ao tecido ósseo, sendo estes tecidos compatíveis ao epitélio juncional encontrados em seres humanos. A ancoragem óssea demonstrou ser bem forte, foi necessária uma força de mais de 100 kg para deslocar os implantes, mas só foram removidos quando ocorreu uma fratura no sítio do implante (Branemark, 1983).
No ano 1965, Branemark et al. foram os primeiros a instalar quatro ID rosqueados de titânio na região anterior de mandíbula em um paciente edêntulo total inferior. Os ID apresentavam formato cilíndrico, tipo de rosca triangular e a conexão protética era hexágono externo, meses depois a prótese tipo protocolo foi instalada. Os implantes estiveram em função por um período de 40 anos, até o paciente falecer.
Estes achados foram apresentados à comunidade científica, no ano 1978, na Suécia, surgindo dessa forma o termo osseointegração na literatura científica, sendo inicialmente definido como o contato direto entre osso vivo e a superfície de um implante, em microscópio óptico. Embora estes achados tenham demonstrado ótimos resultados, houve um amplo setor da comunidade científica que não concordava com este novo conceito. Por outro lado, houveram instituições de ensino que apresentaram interesse em aprendê-lo.
Na conferência de Osseointegração realizada, em 1982, na cidade de Toronto, foram convidados pesquisadores das principais universidades da América do Norte para apresentar e discutir o conceito de osseointegração e alguns relatos de casos clínicos, mas somente 70% das universidades convidadas compareceram. No ano 1983, os acordos estabelecidos neste congresso foram publicados na revista Journal of Prosthetic dentistry e conceitos anteriormente propostos por outros pesquisadores, como por exemplo, fusão óssea ou anquilose, foram deixados de lado para dar início à era da osseointegração. A osseointegração também levou a pesquisar ainda mais a qualidade e fisiologia óssea, especialmente por Lekholm e Zarb, que estabeleceram uma classificação de tipos de qualidade óssea, em 1985 (Albrektsson e Wennerberg, 2005).
A procura por melhorar e estudar tanto o desenho da macro e microgeometria dos ID quanto à resposta biológica gerou que diversas empresas e instituições de pesquisa (ITI, IMZ, Striker®, Osseodent® e Core Vent®) avaliaram e aprofundem mais estes pontos, com o objetivo de desenvolver implantes dentários para situações específicas e também conseguir diminuir tempos de osseointegração.
2.2 Biomecânica aplicada à implantodontia
Os implantes dentais, quando instalados, encontram-se em um meio dinâmico e de constante interação de vetores de força oriundas das cargas oclusais, forças da musculatura perioral e da presença de hábitos parafuncionais. Tais cargas podem variar dependendo da grandeza, frequência e duração das mesmas (Warren e Misch, 2008). Na implantodontia existem três eixos clínicos de cargas: mesio-distal, vestíbulo-lingual e ocluso-apical, isto quer dizer que um único contato oclusal resulta
geralmente em uma força oclusal tridimensional, sendo a oclusão o principal fator determinante na direção das forças.
Quanto à natureza das forças, elas podem ser descritas como compressivas, de tração e de cisalhamento. As forças compressivas tentam empurrar as massas umas contra as outras, tentando manter a integridade da interfase osso/titânio. No entanto, as forças de tração, quando direcionadas em sentido perpendicular, possivelmente provoquem a ruptura da interface e finalmente, as forças de cisalhamento causam deslizamento de duas superfícies, sendo este tipo de força considerada muito destrutiva para interface osso/titânio quando comparado com os outros tipos de forças. O osso é mais resistente às forças compressivas, 30% e 65% menos resistente às forças de tensão e cisalhamento, respectivamente (Misch, Todd e Warren,2008). A região mais afetada pelo acúmulo de forças é a crista alveolar, isto se traduz em perda óssea acelerada nesse nível podendo levar ao insucesso do tratamento com ID. Embora na literatura tenha citado que o acúmulo de biofilme bacteriano é a principal causa de perda de implantes, a sobrecarga oclusal também deve ser considerada como um dos possíveis fatores agravantes, especialmente em regiões de pobre qualidade óssea, espessuras ósseas limitadas e na utilização de implantes curtos (Wood e Vermilyea, 2004).
Segundo a Lei de Wolff, o osso remodela em relação proporcional à força recebida, ou seja, quando os implantes recebem carga, há um processo de remodelação, convertendo à interface osso/titânio em uma estrutura dinâmica, que em condições funcionais ideais existe um equilíbrio entre remodelação óssea e distribuição de forças no longo do eixo do implante (Duyck et al., 1997). Mas, quando há desarranjo entre estes dois processos, a velocidade de perda óssea marginal é acelerada, e alguns dos componentes protéticos, ou até mesmo o implante, podem apresentar falha.
As características macrogeométricas dos ID referem-se à forma, tamanho, diâmetro, tipo de conexão protética e características das roscas. Por outro lado, as características microgeométricas referem-se aos diversos tratamentos de superfície que os ID apresentam, os quais podem apresentar um formato côncavo ou convexo. As irregularidades côncavas podem ser criadas mediante métodos químicos (substancias ácidas), eletroquímicos ou físicos (jateamento e laser). As irregularidades convexas podem ser criadas mediante a aposição de algumas
partículas de algum biomaterial na superfície dos implantes (Hidroxiapatia, fosfato tricálcico ou plasma). Independentemente do tipo de tratamento de superfície que os implantes apresentam, o objetivo é controlar e regular a resposta celular no nível da interface osso-titânio, mediante a mobilização de proteínas, enzimas ou peptídeos locais, garantindo uma melhor qualidade de osseointegração (Ogle, 2015; Shibata e Tanimoto, 2015)
Em relação à forma ou desenho dos ID, estes apresentam dois formatos mais estudados e aplicados clinicamente, são eles os o cilíndrico e cônico. Inicialmente, o formato cilíndrico foi utilizado pela maioria de sistemas de implantes. O primeiro implante cilíndrico não apresentava roscas no seu corpo, isto permitiu uma inserção com maior facilidade, com bom contato ósseo devido à geração de maior fricção nas paredes ósseas. Porém, estudos com acompanhamento de cinco anos de pós-operatório verificaram que este tipo de formato gerava altas concentrações de forças de cisalhamento na interface osso/implante, o que se traduzia em grandes quantidades de perda óssea e altos índices de perda de ID. Frente a esta situação, foram desenvolvidos o formato rosqueável e cônico que ofereceram melhor comportamento mecânico. Em comparação ao formato cilíndrico, o formato rosqueável cônico oferece algumas vantagens em relação à inserção e gerenciamento da distribuição de forças. A constante diminuição do diâmetro do corpo permite que o padrão de forças seja mais compressivo do que de cisalhante, o que é melhor para o tecido ósseo. Quanto maior for a angulação, maior será o componente compressivo distribuído na interface osso/implante, sendo a angulação ideal de trinta graus. Os implantes cilíndricos não são ideais para realizar carga imediata devido à baixa EP e diminuída resistência que possuem aos movimentos verticais e forças de cisalhamento (Watzak et al., 2005).
A geometria das roscas incluem formato, profundidade, espessura, passo de rosca e ângulo de corte. Estas características contribuem principalmente em dois aspectos, o primeiro relacionado com a obtenção de uma boa EP, ou seja maximizando o contato ósseo e por tanto, aumentando a área de contato inicial e, o segundo aspecto está relacionado com a distribuição e conversão de forças mastigatórias em forças compressivas ao osso circundante. Existem quatro formas básicas de roscas, temos em forma de "V", em formato trapezoidal, em formato trapézio reverso e quadrada, também chamada de plana (Misch, 2008).
Kim et al. (2011) avaliaram o efeito da presença de roscas auto-cortantes na EP de ID em blocos de poliuretano de diversas espessuras e densidades mediante AFR utilizando como medidas os valores ISQ e valores pico de frequência. Os implantes utilizados apresentavam dimensões de 4 x 10mm e 4 x 13 mm e os modelos de poliuretano apresentavam as seguintes densidades (0,08, 0,16, 0,24, 0,32 , 0,48 e 0,8 g/cm3 ). A sequência de fresagem e a inserção dos implantes foram realizadas por um dispositivo guiado por computador previamente configurado segunda as orientações do fabricante. Após a análise dos dados obtidos, concluíram que os valores obtidos pelo AFR foram proporcionais à densidade óssea, quanto maior a densidade, maiores os valores de ISQ obtidos e sugeriram a realização de estudos histológicos para tentar correlacionar os valores de AFR com os valores de BIC (Bone
Implant Contact).
Al Farraj Aldosari et al. (2014) fizeram um estudo histológico e histomorfométrico em coelhos comparando a resposta celular óssea de quatro tipos de implantes dentais. Os implantes utilizados tinham dois formatos: cilíndrico e cônico, as dimensões foram as mesmas para todos os grupos de estudo (3,5mm x 8 mm), todos apresentavam o mesmo tratamento de superfície misto (ácido e jateamento com areia) mas a diferença foi a incorporação, ou não, de hidroxiapatita na superfície. Os implantes foram inseridos na região femoral dos membros inferiores sob anestesia geral e os animais foram sacrificados após oito semanas. O parâmetro quantitativo utilizado foi o valor da área BIC em porcentagem, tendo como referência a área compreendida entre a primeira rosca na região cervical do implante até o ápice. Os resultados mostraram que os implantes cônicos que apresentavam incorporação de hidroxiapatita obtiveram maiores valores de BIC (65.62±13.02), porém não houve diferença estatística significativa. Foi observada também que os valores de BIC obtidos por todos os grupos de estudo apresentaram uma distribuição ampla.
Os implantes cilíndricos têm maior chance de perfuração da cortical vestibular, já os implantes cônicos adaptam-se melhor às concavidades localizadas nas tábuas ósseas em virtude de ter um ápice de menor diâmetro do que o cilindrico (Misch, 2008).
Os implantes cônicos apresentam uma ampla variedade de indicações, devido às propriedades anteriormente citadas; estes podem ser utilizados tanto em uma situação clínica convencional de edentulismo parcial ou total e também em
alvéolos frescos. Por isso, hoje em dia a maioria de sistemas de implante dentais apresenta implantes com formato cônico (O 'Sullivan et al., 2004).
As características das roscas dos ID contribuem em dois aspectos, o primeiro relacionado com a obtenção de uma boa EP, ou seja maximizando o contato ósseo e por tanto aumentando a área de contato inicial e o segundo aspecto está relacionado com a distribuição e conversão de forças mastigatórias cisalhantes em forças compressivas ao osso circundante.
O formato de rosca "V" foi o primeiro tipo de rosca utilizado por Branemark et al. (1965) apresentando um ângulo de 30°, e quando submetido à carga axial podem tornam às forças compressivas em forças de cisalhamento. O que não teria relevância clínica significativa se instalado em uma região de boa qualidade óssea como é a mandíbula, mas poderia influenciar negativamente na sobrevida dos implantes instalados na maxila. As roscas tipo trapezoidal reversa apresentam o mesmo padrão de distribuição de forças do que o formato triangular, isto devido à similaridade do ângulo inferior da rosca. Por outro lado, os formatos de rosca tipo trapezoidal e quadrada são as que apresentam melhor comportamento mecânico quanto à dissipação e conversão de forças cisalhantes em compressivas ao longo da interface osso/titânio, garantindo um melhor índice de sucesso (Steigenga, 2004).
Lee et al. (2010) avaliaram o efeito da forma do implante (cilíndricos e cônicos) e de três tipos de desenho de rosca (Quadrada, trapezoidal e triangular), na área de contato e na distribuição de tensões no nível da primeira rosca dos implantes, por análise de elementos finitos. Eles concluíram que o formato de rosca quadrangular apresentou a maior área de contato e teve menores áreas de tensões na região cervical. O formato de rosca triangular foi quem teve o pior comportamento mecânico devido às altas concentrações de tensões na região cervical e menor área de contato. Porém, por este trabalho ser uma análise de elementos finitos os autores sugerem que seus resultados devem ser utilizados com cautela e ressaltam a importância da avaliação de outras variáveis, como o valor do TI, em estudos in vitro, que é influenciado pela qualidade da área de interface substrato/implante.
Costa Valente et al. (2015) que avaliaram comparativamente o comportamento mecânico considerando os valores de TI, AFR e torque de remoção de dois tipos de implantes (Alvim® e Titamax® ).O estudo foi dividido em 4 grupos, 2 grupos controle e 2 grupos que uma modificação no desenho macrogeométrico. A
variação macrogeométrica consistiu na realização de um sulco vertical ao longo do eixo longitudinal dos implantes. Após instalação dos ID nos blocos de poliuretano (densidade de 40 PCF). Os grupos de implantes modificados, tanto Alvim® e Titamax® foram os que apresentaram um comportamento mecânico superior, sendo o grupo de implantes Alvim® os mais altos.
A área de superfície funcional por unidade de comprimento do implante pode ser modificada pela variação de três parâmetros geométricos das roscas: distância entre as roscas (passo de rosca), forma das roscas e profundidade das roscas. O passo de rosca refere-se à distância que existe entre roscas adjacentes no corpo do implante, quanto maior for o número de roscas maior será a área de superfície e, portanto, maior será a área de contato e maior será a área de dissipação de forças. Isto quer dizer que quando um implante com comprimento ideal não pode ser instalado devido a limitações de quantidade óssea, um implante com maior quantidade de roscas poderia compensar as limitações do caso. O passo de rosca também contribui com a dissipação de forças no tipo de osso de pobre qualidade (Heinemann et al.,2015).
A profundidade da rosca é a distância que existe entre o maior e menor diâmetro da rosca, podendo se manter uniforme ao longo do comprimento ou variar se for um implante cilíndrico. Quanto maior a profundidade, maior será a área de superfície de contato, por contrapartida quanto menor for a profundidade das roscas, mais fácil será a inserção no osso e menos preparo será necessário (Sykaras et al., 2000).
Algumas empresas têm desenvolvido o formato de rosca dupla simples e rosca dupla progressiva na macrogeometria dos ID. Estes tipos de roscas foram desenvolvidos especialmente para áreas de pobre qualidade óssea e apresentam as vantagens como: Rápida inserção e manutenção do passo de rosca o que traz como consequência uma alta EP, além de gerar menos aquecimento. Contudo, sua instalação é necessita de um valor de torque mais alto devido à alta capacidade de compactação que estes tipos de roscas apresentam (Abuhussein et al.,2009; Sykaras et al., 2000).
Durante o período de osseointegração, acontecem três estágios diferentes de estabilização. Eles são divididos em três períodos e são denominados EP, estabilidade secundária e estabilidade terciária. A EP pode ser definida como o nível de travamento mecânico obtido pelo implante imediatamente após inserção no osso (Elias et al., 2012; Sakka et al., 2012; Jimbo et al., 2012; Javed e Romanos, 2010; Neugebauer et al., 2009). Este conceito surgiu a partir do conhecimento obtido do tratamento de fraturas de ossos longos, que preconiza imobilização total dos segmentos ósseos durante o processo de reparo, a fim de impedir a formação de tecido fibroso na interface (Perren, 2002).
A EP pode ser influenciada por alguns fatores, divididos em intrínsecos e extrínsecos. Os fatores intrínsecos são aqueles que dependem exclusivamente da condição do paciente, como qualidade e metabolismo ósseo, estado sistêmico do paciente, hábitos e idade. Quanto aos fatores extrínsecos, conhecidos também como fatores relacionados ao tratamento implantodôntico, são aqueles que dependem da técnica cirúrgica, das características geométricas do implante (macro e micro geometria) e dos protocolos de carregamento (Heinemann et al.,2015).
A densidade óssea varia dependendo da região dos maxilares, a mandíbula apresenta osso mais cortical e a maxila apresenta osso mais medular. A idade, o gênero e a condição de saúde do paciente podem também alterar a densidade óssea (Heinemann et al., 2015). Segundo O'Mahony et al. (2000), a densidade do osso cortical é de 1.7 – 2.0 /cm3, em contrapartida, a densidade do osso medular é de 0.2 – 1.0 /cm3. Sendo que, a densidade óssea pobre incrementa o risco de falha.
Em relação à técnica cirúrgica, o procedimento tem que seguir dois princípios básicos, o primeiro é a realização de uma cirurgia atraumática, ou seja, evitar excesso de dano ao tecido ósseo para que permita manter células ósseas viáveis a favor do processo de osseointegração (Javed e Romanos, 2010). A utilização de compactadores ósseos tem sido de utilidade para evitar maior aquecimento nas paredes, além de incrementar a densidade óssea em uma região de qualidade óssea limitada. Esta compactação se traduz, desde o ponto de vista histológico, em um aumento da área de contato osso/implante, conhecido como BIC, garantido melhor EP (Summers, 1994). Pensando em manter a maior quantidade de células ósseas viáveis, tem sido proposto na literatura a cirurgia guiada como uma alternativa de
tratamento atraumático já que o fato de não utilizar algum tipo de retalho mucoperiosteal, evitará maior remodelação óssea (Merli et tal., 2008). A subinstrumentação é outra forma de conseguir alta EP. Mediante esta técnica, o risco do implante não ancorar é baixo já que permite compactação do tecido ósseo ao longo das paredes ósseas e também evita qualquer risco de fenestração óssea. Existem opiniões divididas quanto ao valor ideal de referência que garanta uma boa EP e que possa servir de referência para o momento de carregamento. Um valor baixo de torque predispõe ao insucesso e um valor excessivamente alto gera áreas de compressão o que poderia levar à perda.
Após a inserção dos implantes dentários, a EP diminui nas seguintes semanas, mas é uma fase momentânea que faz parte do processo de osseointegração. A estabilidade secundária está relacionada à resposta biológica óssea que acontece após a instalação. Finalmente a estabilidade terciária refere-se à adaptação funcional do osso ao redor implante, baseada na EP e secundária, sobre carga sendo o fator responsável pelo sucesso (Hasan et al., 2014),
2.4 Estudos em implantodontia
Tradicionalmente os estudos em implantodontia foram de natureza histológica ou histomorfométrica, sendo considerados como o padrão ouro para avaliar o processo de osseointegração mediante a mensuração do BIC (Bone implant
contact) (Mathieu et al., 2011a). Estudos imagenológicos mediante a análise de
radiografias, microtomografias e ressonâncias magnéticas, também tem sido propostos para avaliar o processo de osseointegração. Porém, limitações quanto à resolução das imagens e a presença de artefatos devido à composição metálica que os implantes possuem, restringem sua aplicação na avaliação de EP (Shalabi et al., 2007).
Os estudos mecânicos surgiram como uma boa alternativa para avaliação da EP, dependendo do tipo de teste a ser realizado, eles podem ser classificados como invasivos e não invasivos.
Embora os estudos mecânicos mostrem informações relevantes quanto ao comportamento retentivo dos ID sob determinadas condições de trabalho, nem sempre seus resultados podem ser extrapolados para situações clínicas. A aferição
da EP é uma situação com viés mais clínico do que laboratorial. Baseado neste fundamento foram desenvolvidos os métodos não invasivos. Entre eles temos a análise de ondas vibratórias e a análise de frequência de ressonância (AFR). A análise de ondas vibratórias inicialmente foi utilizada na periodontia para mensurar a capacidade de amortecimento do ligamento periodontal, mas também é de utilidade na implantodontia para acompanhar o processo de osseointegração. O aparelho mais conhecido é o Periotest® que por meio da conversão das ondas vibratórias em valores numéricos, pode-se saber o grau de mobilidade que o implante apresenta. Existe uma escala de – 8 até + 50, quanto menor for o valor, maior será o nível de EP (Javed e Romanos, 2010).
Outro método não invasivos de quantificação de EP dos implantes é a AFR. Em 1994, Meredith et al. foram os primeiros a descrever este método que baseia-se na utilização de ondas eletromagnéticas que variam entre 3500 – 8500 KHz. As ondas emitidas pelo aparelho e estimulam um transdutor que se encontra parafusado na conexão protética do implante e após análise da onda eletromagnética de resposta, é feita uma conversão do valor de KHz a valores de ISQ (coeficiente de EP). Existe uma escala de valores de ISQ que variam entre 0 – 100; quanto maior for o valor de ISQ, maior será a EP. Tem sido reportado na literatura que valores de ISQ entre 57 e 82 estiveram relacionados ao sucesso clínico, valores menores de 50 encontra-se associado ao insucesso clínico. Este método quantitativo é de fácil execução e pode ser realizado ao término da inserção do implante ou nos acompanhamentos pós-operatórios (Mathieu et al., 2014; Javed e Romanos., 2010).
Kim et al.(2011) Avaliaram o efeito mecânico de dois tipos de implantes cônicos, auto rosqueáveis e não auto rosqueáveis na EP. Os corpos de prova foram blocos de poliuretano (Sawbone®) que apresentavam baixa densidade óssea (densidade óssea 0,16 g/cm3). Foram utilizados 60 implantes com dimensões de 4mm x 10mm divididos em dois grupos, sendo a única diferencia a presença ou não de roscas autoperfurantes na região apical dos mesmos. Para o preparo do leito receptor e instalação dos implantes nos blocos de poliuretano, foi utilizado um motor controlado por computador. Este dispositivo registrou o TI por cada tipo de implante, sendo mensurado cinco vezes. Todas as mensurações foram repetidas dez vezes por cada grupo. Também foi utilizado a analise de frequência de ressonância e o teste de torque de remoção para obter o valor de ISQ e o torque mínimo para remover completamente
o implante. Finalmente, o teste de tração (Push in and pull-out) foi realizado considerando um carregamento de 2000 N em uma razão de 1mm/min. Os valores estiveram baseados no análise da curva do pico resultante do gráfico carga/deslocamento. Após a análise estatística, concluiu que os implantes autorosqueáveis obtêm uma maior EP do que os implantes não autorosqueáveis devido à compressão óssea lateral que incrementa a superfície de contato.
A acurácia em quantificar clinicamente os valores de EP preconizará o sucesso do tratamento, mas os valores obtidos pelo motor cirúrgico ou pelo torquímetro manual, nem sempre se encontram regulados, devido provavelmente ao uso ou à falta de manutenção, o que poderia predispor ao erro em um momento chave da osseointegração (Neugenbauer et al.2009). Neugenbauer et al.(2009) avaliaram a precisão do torque de sete motores de diferentes marcas fazendo uma comparação entre os valores de torque programados no motor e os valores obtidos por um torquímetro localizado na ponta ativa. Em cada motor foram feitas 30 mensurações por cada nível de velocidade e os resultados foram analisados e submetido a provas estatísticas. Foram observados valores errôneos de torque, especialmente no momento da colocação do ID. A maior diferença registrada foi de 15 Ncm. Os autores concluíram que no mercado existem motores que não tem uma adequada calibração do torque, além da falta de manutenção dos mesmos, e isso pode incrementar a percentagem de perda de implantes.
Cougo (2014) avaliou comparativamente o efeito de diferentes desenhos do corpo e das roscas de implantes dentários, empregando a técnica experimental da fotoelasticidade. Para isto foram testados implantes Neodent® com interface protética cone Morse, de 3,5 mm de diâmetro e 13 mm de comprimento, variando-se o desenho dos implantes e das roscas entre: corpo cônico com dupla rosca (Alvim®), corpo cilíndrico e dupla rosca (Titamax EX®) e corpo cônico com roscas duplas e progressivas (Drive®). Realizou-se avaliação qualitativa da distribuição das tensões geradas por incidência de cargas axiais e não axiais de 0,5 Kg, assim como avaliação quantitativa da tensão nos terços cervical, médio e apical dos implantes, após incidência destas cargas. Os resultados mostraram que o grupo Alvim® apresentou maior concentração de tensões em relação aos outros grupos, comparando-se os pontos cervicais. Em relação aos pontos médio e apicais não houve diferença estatisticamente significante entre os grupos. Observou-se que os implantes com
corpo cônico e roscas duplas progressivas apresentam melhor distribuição das tensões.
3. PROPOSIÇÃO
O presente estudo teve por objetivo avaliar comparativamente a estabilidade primária de três tipos de implantes com diferentes macrogeometrias de corpo e rosca, por meio da aferição do torque final de inserção, utilizando três instrumentos e a análise de frequência de ressonância
Objetivos específicos:
Correlacionar os valores de torque final de inserção obtidos pelo motor cirúrgico IChiropro® entre os grupos com os valores do coeficiente de EP (ISQ) obtidos pela AFR (Ostell®).
Avaliar comparativamente a concordância de três métodos de aferição de EP mediante os valores de TI mensurados pelo motor cirúrgico iChiropro®, Catraca torquimetro cirúrgica Neodent® e o torquímetro digital µTorx Sparta®.
4. MATERIAL E MÉTODOS
4.1 Implantes utilizados:
Para realização deste estudo foram utilizados 24 ID de 3,5 mm x 13 mm da marca comercial Neodent ® com conexão protética tipo cone Morse e apresentando três tipos de macrogeometria (Alvim®, Drive® e Titamax EX®), sendo divididos em três grupos de oito implantes.
Figura 1 - Implante cônico com roscas duplas simples.
Neodent cone Morse Alvim®
Figura 2 - Implante cônico com roscas duplas progressivas. Neodent cone Morse Drive®:
Figura 3 - Implante cilíndrico com roscas duplas simples.
Quadro 1 - Delineamento do estudo
Grupo Quantidade Tipo do implante
I 8 Implantes Neodent CM Alvim®
II 8 Implantes Neodent CM Drive®
III 8 Implantes Neodent CM Titamax Ex®
4.2 Delineamento do Estudo
Os implantes foram instalados por dois operadores devidamente treinados, em um bloco de poliuretano retangular com densidade de 40 PCF-CP (Nacional ossos® São Paulo - Brasil ) e dimensões de 13 cm de largura x 18cm comprimento x 4cm de altura cp, motor cirúrgico IChiropro®. A instalação e o preparo dos leitos foram realizados seguindo-se a sequência de fresas preconizada pelo fabricante. Foram delimitados campos de trabalho unitários de forma quadrangular com uma área de 4 cm2, sendo os implantes instalados no centro até o nível da conexão protética. O kit de implantes utilizado neste trabalho era novo, da marca comercial Neodent®.
Para a utilização do motor cirúrgico, foi acoplado um Ipad Air (Apple®) com o software do próprio motor (iChiropro IOS App – Bien Air®) e o contra ângulo redutor de velocidade 20:1, velocidade de 5 a 2000 rpm (L Micro Series Bien Air®). No software foram configuradas tanto as rotações por minuto (800 rpm para fresagem e 30 rpm para inserção) quanto os valores de torque máximo permitido tanto na utilização de cada fresa (45 N) quanto na inserção dos implantes (60N para implantes Titamax ® e 70N para implantes Alvim® e Drive®), baseado nas recomendações sugeridas pelo fabricante.
O software permitiu também registrar um arquivo com os valores de torque obtidos por cada fresa do sistema (Figura 4) e mostrou um gráfico tipo plano cartesiano, monstrando a variação do valor do torque e das rotações por minuto durante a preparação dos leitos (Figura 5).
Figura 4. Exemplo do arquivo fornecido pelo software do iChiropro®, após inserção de cada
implante.
Figura 5. Exemplo de gráfico mostrando as rotações por minuto e os valores de torque registrados pelo iChiropro® no uso de cada fresa.
Aferição da EP mediante os valores de TI
Os valores de torque foram verificados pelos seguintes dispositivos: Motor cirúrgico iChiropro®, catraca torquímetro cirúrgica Neodent® e torquimetro digital
µ
Torx Sparta®). Após a instalação do implante, primeiro foi aferido e registrado o valor em Newton do TI obtido pelo motor iChiropro® (Figura 6). Depois, foi adaptada a chave de conexão para implantes cone Morse Neodent® à catraca torquímetro cirúrgica Neodent® (Figura 7) para obter e registrar o valor desse TI (Figura 8). Da mesma forma, a chave de conexão para implantes cone Morse Neodent® foi acoplada ao torquímetro digital µTorx Sparta® para aferir e registrar o valor do torque (Figura 9). Os dados foram armazenados em uma planilha de dados do Excell.Figura 7. Catraca torquímetro cirúrgica e chave de conexão para implantes Cone Morse da Neodent®.
Figura 9. Aferição dos valores de torque com o torquímetro digital
µ
Torx Sparta®
Para comparar os valores de torque final de inserção obtidos após as aferições por cada instrumento, foi obtida a média dos valores por cada grupo de estudo, com intuito de avaliar se houve variação gerada pela aferição consecutiva, pelos três instrumentos que pudesse interferir nos resultados.
Aferição do da EP utilizando o AFR
A EP dos implantes foi mensurada mediante o AFR utilizando o aparelho Osstell®. Para isso, foram inseridos no interior de cada implante um tipo de transdutor chamado smart peg® (smart peg tipo 16, código 100388) que foi estimulado por uma frequência vibratória a uma determinada frequência emitida por este aparelho. Foram realizadas três mensurações em duas angulações diferentes, simulando o que seria os sentidos vestíbulo-lingual e mesio-distal (Figura 10A e 10B), sendo obtida a média dos valores para obter o valor de referência do coeficiente de estabilidade primaria (ISQ). Na tela do aparelho aparece o valor do coeficiente de EP cujos valores são categorizados segundo a Tabela 2.
Figura 10A e Figura 10B – Aferição da frequência de ressonância em duas angulações.
Análise estatística
Os resultados obtidos foram submetidos aos testes de Shapiro-Wilk e de Brown-Forsythe para determinar se houve distribuição normal e homocedasticidade das variâncias e ao ANOVA e Tukey com um nível de significância de 5 % para comparar os valores de TI e ISQ. Também foi realizado um teste de correlação de Pearson.
5. RESULTADOS
Os testes de Shapiro-Wilk e de Brown-Forsythe mostraram que houve distribuição normal e homocedasticidade das variâncias, respectivamente.
A análise dos dados (ANOVA e Tukey) revelou que os valores de torque final de inserção (estabilidade primária) foram maiores para o implante Drive do que para o Alvim (p=0.0039) e Titamax (p<0.0001), sendo que os valores observados para o implante Titamax também foram menores (p<0.0001) do que aqueles observados para o Alvim. A figura 11 mostra a distribuição dos valores de torque final de inserção, medido pelo Ichiropro, de acordo com os tipos de implante utilizados.
Figura 11. Torque final de inserção (Média ± desvio padrão) de acordo com os tipos de implante.
A lv im
D r iv e
T it a m a x
0 2 0 4 0 6 0 8 0T
o
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N
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A análise dos dados (ANOVA e Tukey) revelou que o implante Drive apresentou menor coeficiente de estabilidade (ISQ) quando comparado aos implantes Titamax (p=0.0003) e Alvim (p=0.0082). Entretanto, os implantes Titamax e Alvim não apresentaram diferenças estatisticamente significantes (p=0.3636) entre si. A Figura
Corpo cônico Roscas duplas simples Corpo cônico Roscas duplas Progressivas Corpo cilíndrico Roscas duplas simples
12 mostra o coeficiente de estabilidade do implante medido pela análise de ressonância com o Osstell®.
Figura12. Coeficiente de estabilidade (média ± desvio padrão) de acordo com os tipos de implante.
O teste de correlação de Pearson (rP) revelou que não houve correlação entre o torque final de inserção e o Coeficiente de estabilidade do implante para os implantes Alvim (rS=0.28, p=0.51), Drive (rS=0.63, p=0.097) e Titamax (rS=0.43, p=0.29), indicando independência entre as duas variáveis.
A lv im
D r iv e
T it a m a x
7 0 7 2 7 4 7 6 7 8 8 0 A n á li s e d e r e s s o n â n c ia ( IS Q ) Corpo cônico Roscas duplas simples Corpo cônico Roscas duplas Progressivas Corpo cilíndrico Roscas duplas simplesA Figura 13 mostra as médias dos valores de torque obtidos pelo motor cirúrgico iChiropro, catraca cirúrgica e torquímetro digital.
Figura 13. Torque final de inserção de acordo com o método de aferição.
48.61 52.50 52.88 68.21 70 71.5 60.31 65 65.5 0.00 10.00 20.00 30.00 40.00 50.00 60.00 70.00 80.00
V
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Instumentos de aferição
iChiropro Catraca Torquímetrotorquímetro digital
Titamax Drive Alvim
Para avaliar se as medidas produzidas pelos três métodos são equivalentes foi empregado o teste de correlação intraclasse (ICC) como mostram a Figura 14 e a Tabela 1.
Figura 14. Correlação entre os valores de TI. A = catraca × digital, B = iChiropro × digital, C = catraca × iChiropro. 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 D ig it a l C a tr a c a T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) A L V I M A 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 D ig it a l Ic h ir o p ro T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) A L V I M B 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 Ic h ir o p r o C a tr a c a T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) A L V I M C 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 D ig it a l C a tr a c a T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) D R IV E D 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 5 5 6 0 6 5 7 0 7 5 D ig it a l Ic h ir o p ro T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) D R IV E E 5 5 6 0 6 5 7 0 7 5 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 Ic h ir o p r o C a tr a c a T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) D R IV E F 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 D ig it a l C a tr a c a T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) T IT A M A X G 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 4 0 4 5 5 0 5 5 6 0 D ig it a l Ic h ir o p ro T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) T IT A M A X H 4 0 4 5 5 0 5 5 6 0 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 Ic h ir o p r o C a tr a c a T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) T IT A M A X I 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 D ig it a l C a tr a c a T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) A L V I M A 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 D ig it a l Ic h ir o p ro T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) A L V I M B 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 Ic h ir o p r o C a tr a c a T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) A L V I M C 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 D ig it a l C a tr a c a T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) D R IV E D 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 5 5 6 0 6 5 7 0 7 5 D ig it a l Ic h ir o p ro T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) D R IV E E 5 5 6 0 6 5 7 0 7 5 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 Ic h ir o p r o C a tr a c a T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) D R IV E F 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 D ig it a l C a tr a c a T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) T IT A M A X G 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 4 0 4 5 5 0 5 5 6 0 D ig it a l Ic h ir o p ro T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) T IT A M A X H 4 0 4 5 5 0 5 5 6 0 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 Ic h ir o p r o C a tr a c a T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) T IT A M A X I 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 D ig it a l C a tr a c a T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) A L V I M A 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 D ig it a l Ic h ir o p ro T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) A L V I M B 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 Ic h ir o p r o C a tr a c a T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) A L V I M C 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 D ig it a l C a tr a c a T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) D R IV E D 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 5 5 6 0 6 5 7 0 7 5 D ig it a l Ic h ir o p ro T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) D R IV E E 5 5 6 0 6 5 7 0 7 5 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 Ic h ir o p r o C a tr a c a T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) D R IV E F 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 D ig it a l C a tr a c a T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) T IT A M A X G 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 4 0 4 5 5 0 5 5 6 0 D ig it a l Ic h ir o p ro T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) T IT A M A X H 4 0 4 5 5 0 5 5 6 0 4 0 5 0 6 0 7 0 8 0 Ic h ir o p r o C a tr a c a T o r q u e f in a l in s e r ç ã o ( N ) T IT A M A X I
Tabela 1. Comparação entre os métodos de aferição de TI.
Implante Comparação entre os
métodos ICC p Replicabilidade
Alvim
Ichiropro x Catraca 0.24 0.2541 Ruim Ichiropro x Digital 0.70 0.0199 Média a Boa
Catraca x Digital 0.21 0.2801 Ruim
Drive
Ichiropro x Catraca 0 0.5820 Ruim
Ichiropro x Digital 0.004 0.4889 Ruim Catraca x Digital 0.04 0.4503 Ruim
Titamax
Ichiropro x Catraca 0 0.9462 Ruim
Ichiropro x Digital 0 0.7581 Ruim
Catraca x Digital 0.06 0.4325 Ruim
Tanto a análise (ICC), quanto a Tabela 1 revelaram que a replicabilidade entre os três métodos foi pouco influenciada pelo tipo de implante, sendo que esta foi ruim entre os métodos para quase todos eles, exceto para o implante Alvim, cuja relação entre o método Ichiropro e digital se mostrou boa.
6. DISCUSSÃO
As modificações no desenho macro e microgeométrico visam reduzir o número de sequência de brocas, diminuir a quantidade de tecido ósseo a ser removido e gerar menores áreas de aquecimento. Facilitando assim a inserção dos implantes, aumentando a área de superfície de contato e também é obtida uma área que apresenta uma quantidade maior de células ósseas viáveis para interagir com o titânio, tendo maior chance de sucesso no tratamento implantodôntico.
Com o objetivo de comparar somente a influência do desenho macrogeométrico nos valores de TI e valores de FRA, todos os implantes apresentaram o mesmo tipo de conexão protética, tamanho e diâmetro. Desta forma utilizou-se implantes do mesmo diâmetro (3,5mm), mesmo comprimento (13mm) e mesma conexão protética (cone Morse), para que as variáveis fossem somente as características que se propôs avaliar, o desenho do corpo dos implantes (cilíndrico ou cônico) e o desenho das roscas dos implantes. Isto concorda com os estudos realizados por Jimbo et al. (2014), Wu et al. (2012) e Ahn et.al (2012) que também compararam implantes com as mesmas dimensões. A utilização de ID com diferentes diâmetros e comprimentos limitaria a comparação dos valores de TI e AFR, pelo fato de não ter as mesmas dimensões, podendo existir incoerência dos valores.
A EP pode ser influenciada pela alteração da sequência de brocas e pelo grau de atrito que existe entre a superfície óssea e o ID (Jimbo et al. 2014). No nosso estudo, a sequência de fresas foi realizada segundo as orientações do fabricante para cada tipo de implante instalado. As rotações por minuto também foram preestabelecidas para que fossem iguais em todos os grupos de estudo. Porém, na parte clínica, alterações na sequência de fresas ou rotações por minuto, sub preparo da cavidade óssea ou associar alguma outra técnica cirúrgica podem ser preconizadas frente a algumas situações de pobre densidade óssea.
Para a realização de testes biomecânicos podem ser empregados corpos de prova, sendo que estes podem ser produzidos em laboratório com material sintético (poliuretano, poliamida, acrílico, etc) por meio de técnicas de prototipagem rápida ou replicação, com o objetivo de simular a anatomia óssea ou simplesmente utilizando segmentos sintéticos ou ósseos derivados de animais e cadáveres ou vegetais.
