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PONTIFÍCIA UNIVERSIDADE CATÓLICA DO RIO GRANDE DO SUL
FACULDADE DE ODONTOLOGIA
PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM ODONTOLOGIA
MESTRADO EM ODONTOLOGIA
ÁREA DE CONCENTRAÇÃO: PRÓTESE DENTÁRIA
AVALIAÇÃO DA PRÉ-CARGA E TORQUE DE
REMOÇÃO DE 3 TIPOS DE PARAFUSOS DE
FIXAÇÃO DE PILARES PARA PRÓTESES
UNITÁRIAS IMPLANTO-SUPORTADAS
RAFAEL AUGUSTO STÜKER
Porto Alegre, Março de 2006
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2
PONTIFÍCIA UNIVERSIDADE CATÓLICA DO RIO GRANDE DO SUL
FACULDADE DE ODONTOLOGIA
PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM ODONTOLOGIA
MESTRADO EM ODONTOLOGIA
ÁREA DE CONCENTRAÇÃO: PRÓTESE DENTÁRIA
AVALIAÇÃO DA PRÉ-CARGA E TORQUE DE REMOÇÃO DE 3
TIPOS DE PARAFUSOS DE FIXAÇÃO DE PILARES PARA
PRÓTESES UNITÁRIAS IMPLANTO-SUPORTADAS
Dissertação apresentada à Pró-Reitoria de
Pesquisa e Pós-Graduação, da Pontifícia
Universidade Católica do Rio Grande do Sul,
como parte dos requisitos para obtenção do
Título de Mestre, no Programa de Pós-
Graduação em Odontologia - Área de
Concentração: Prótese Dentária.
RAFAEL AUGUSTO STÜKER
Orientador: Eduardo Rolim Teixeira
Porto Alegre, Março de 2006
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3
DEDICATÓRIA
Dedico este trabalho aos meus pais
que sempre me deram todo o apoio necessário
para a realização deste sonho.
4
AGRADECIMENTO ESPECIAL
Ao professor orientador Dr. Eduardo Rolim Teixeira pela
dedicação empregada neste trabalho, pelo apoio em mim empregado
e pela amizade.
5
AGRADECIMENTOS
Ao Prof. Dr. João Carlos Pinheiro Beck, responsável pelo Laboratório de
Instrumentação do Departamento de Engenharia Mecânica e Mecatrônica - PUC
RS, sem o qual este trabalho não seria possível.
Ao Prof. Dr. Izo Milton Zani, um dos principais responsáveis por eu ter
realizado este trabalho e que me oportunizou a primeira experiência acadêmica.
Aos professores Dra. Rosemary Sadami Arai Shinkai e Dr. Márcio Lima
Grossi, sempre dispostos a esclarecer todas as dúvidas.
À Mariana Carballo pelo auxílio na descrição dos resultados e estatística.
Ao amigo Fábio Luiz Andretti pela colaboração na elaboração do abstract.
Ao Prof. Dr. Luís Henrique Burnete Júnior pelo auxílio na correção para
versão final deste trabalho.
6
Ao técnico responsável pelo Laboratório de Instrumentação do
Departamento de Engenharia Mecânica e Mecatrônica - PUC RS, Karion Guerra e
seu auxiliar Paulo Pêss pela colaboração na realização do experimento.
Aos colegas de mestrado, pelo tempo que passamos juntos neste
momento importante de nossas vidas.
À Profa. Dra. Nilza Pereira da Costa pelo empenho em tornar este curso
um dos melhores do país.
À CAPES pelo apoio financeiro.
7
________________________________________________________
Resumo
8
RESUMO
Inúmeros autores consideram os problemas mecânicos de fratura ou
afrouxamento de componentes como sendo uma das principais causas de
insucessos em reabilitações implanto-suportadas, estando muitos destes
problemas relacionados a uma tensão insuficientemente induzida ao parafuso
para fixação de pilar transmucoso, também conhecida como pré-carga. Assim,
este estudo in vitro teve como objetivo comparar a pré-carga de 3 tipos diferentes
de parafuso para fixação de pilares transmucosos utilizados em próteses unitárias
implanto-suportadas através de extensiometria e valores de torque de remoção.
Foram utilizados 3 implantes de hexágono externo (Conexão
®
,Sistemas de
Prótese Ltda., São Paulo, Brasil) com 4,0mm de diâmetro por 15mm de
comprimento, sendo que cada um recebeu um pilar transmucoso tipo Cera One
®
para prótese unitária cimentada, que foi fixado ao implante com seu respectivo
parafuso de ouro (Grupo A), titânio (Grupo B) e titânio com tratamento superficial
(Ti-Tite
®
) (Grupo C). Dez parafusos de cada tipo foram fixados com um torque de
30,07±0,28Ncm e mantidos em posição por 5 minutos. Após a fixação, foi avaliado
o valor de pré-carga produzido com a utilização de extensiometria e uma célula
medidora. Para a medição do torque inicial e do torque de remoção foi utilizado
um dispositivo eletrônico de controle de torque. Os parafusos de ouro
apresentaram os maiores valores de pré-carga (131,72±8,98N), depois os de
titânio com tratamento de superfície (97,78±4,68N) e os de titânio apresentaram
os menores valores (37,03±5,69N). Para os valores de torque de remoção foram
encontrados os seguintes resultados: ouro: 17,64±1,12Ncm; titânio:
18,75±1,89Ncm; titânio com tratamento de superfície: 16,43±1,33Ncm. Após
análise de variância (ANOVA, p<0,05) e o teste estatístico de Tukey (p<0,05)
foram encontradas diferenças significativas entre os 3 grupos tanto para os
valores de pré-carga como para os de torque de remoção. Os resultados do
presente estudo sugerem que os parafusos de ouro são os mais indicados para
que se atinja uma maior longevidade da união pilar-implante e conseqüentemente
da restauração protética em vista dos maiores valores de pré-carga produzidos.
PALAVRAS-CHAVE: Implantes Dentários, Prótese Dentária, Torque
9
________________________________________________________
Abstract
10
ABSTRACT
Several authors consider the mechanical problems of fracture and
components loosening as the main causes of failure in implant-supported
rehabilitation. Most of these difficulties
are related to insufficient induced tension of
the screw for transmucosal abutment setting, known as preload. This study was
aimed to compare the preload of three types of screw for transmucosal abutment
attachment used in single implant-supported prosthesis through strain gauge
and
removal torque values. Three external hex fixtures (Conexão
®
,Sistemas de
Prótese Ltda., São Paulo, Brazil) presenting 4.0mm in diameter and 15mm in
length were used, and each received a transmucosal abutment (Cera One
®
) for
single-unit prosthesis, which was fixed to the implant with the respective screw:
Group A- gold screw, Group B- titanium screw, and Group C- surface-treated
titanium screw (Ti-Tite
®
). Ten screws of each type were attached with
30,07±0,28Ncm torque and maintained in position for 5 minutes. After the fixation,
the preload values were measured through strain gauge and a measurement cell.
Initial and removal torques were measured with an electronic torque control device.
Gold screws exhibited higher preload values (131,72±8,98N), followed by surface-
treated titanium screws (97,78±4,68N), and titanium screws presented the lowest
results (37,03±5,69N). The following data were found for removal torque: gold:
17,64±1,12Ncm; titanium: 18,75±1,89Ncm; surface-treated titanium:
16,43±1,33Ncm. After application of Analysis of Variance (ANOVA, p<0,05) and
Tukey (p<0,05) comparison statistical test, significant differences were found
between groups, for both preload and removal torque values. In conclusion, gold
screws might be indicated to achieve superior longevity of the abutment-implant
union and consequently prosthetic restoration due to greater preload values
yielded.
KEY WORDS: Dental Implants, Dental Prosthesis, Torque
11
________________________________________________________
Lista de Abreviaturas, Figuras e Tabelas
12
LISTA DE ABREVIATURAS
mm milímetros
®
marca registrada
± desvio padrão
Ncm newton . centímetro
N newton
ANOVA Analysis of Variance ou análise de variância
et al. e outros (abreviatura de “et alli”)
% porcentagem
nm nanômetro
µm micrômetro
MN/m
2
meganewton / metro quadrado
o
graus
WP plataforma larga
RP plataforma regular
PUCRS Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul
V volts
Ltda. limitada
13
kg quilograma
o
C graus celsius
IC intervalo de confiança
GL graus de liberdade
SQ soma de quadrados
QM quadrado médio
F estatística F
14
LISTA DE FIGURAS
Figura 01 - Implantes da marca Conexão
®
(4,0 x 15mm) .................................... 54
Figura 02 - Pilar do tipo Cera One
®
....................................................................... 54
Figura 03 - Parafuso de ouro com engate quadrado (Conexão
®
, Sistemas de
Prótese Ltda., São Paulo, Brasil) .......................................................................... 55
Figura 04 - Parafuso de titânio com engate quadrado (Conexão
®
, Sistemas de
Prótese Ltda., São Paulo, Brasil) .......................................................................... 55
Figura 05 - Parafuso de titânio com tratamento de superfície com engate quadrado
(Conexão
®
, Sistemas de Prótese Ltda., São Paulo, Brasil) ................................. 55
Figura 06 - Cilindro vertical (15 x 100mm)............................................................. 57
Figura 07 - Orifício superior do cilindro ................................................................. 57
Figura 08 - Lâmina sensível (3,0mm de espessura) transpassada pelo parafuso e
rosca de fixação do cilindro .................................................................................. 58
Figura 09 - Cilindro parafusado à lâmina ............................................................. 58
Figura 10 - “Stop” para o pilar ............................................................................... 58
Figura 11 - Pilar Cera One
®
em posição ............................................................... 58
Figura 12 - Sem contato entre cilindro e a porção superior da célula medidora . 59
Figura 13 - Extensômetro de resistência elétrica com 5mm de comprimento ..... 61
15
Figura 14 - Vista dos 2 extensômetros posicionados na porção superior da lâmina
............................................................................................................................... 61
Figura 15 - Vista inferior da célula medidora ....................................................... 63
Figura 16 - Parafuso inferior e rosca corretamente apertados ........................... 63
Figura 17 - Torquímetro digital ............................................................................. 64
Figura 18 - Chave adaptada ................................................................................. 64
Figura 19 - Chave em posição .............................................................................. 64
Figura 20 - Conversão da pré-carga de volts para newtons para o Grupo A ...... 71
Figura 21 - Conversão da pré-carga de volts para newtons para o Grupo B ...... 71
Figura 22 - Conversão da pré-carga de volts para newtons para o Grupo C ...... 72
Figura 23 - Média das pré-cargas nos 3 grupos ................................................... 73
Figura 24 - Média das pré-cargas do Grupo A ..................................................... 74
Figura 25 - Média das pré-cargas do Grupo B ..................................................... 76
Figura 26 - Média das pré-cargas do Grupo C ..................................................... 77
Figura 27 - Valores dos torques de remoção da primeira fixação nos 3 grupos . 79
Figura 28 - Valores dos torques de remoção do Grupo A na primeira fixação .... 80
Figura 29 - Valores dos torques de remoção do Grupo B na primeira fixação .... 82
Figura 30 - Valores dos torques de remoção do Grupo C na primeira fixação .... 83
Figura 31 - Valores dos torques de remoção com 5 repetições nos 3 grupos ..... 84
16
LISTA DE TABELAS
Tabela 01 - Tabela do teste one way ANOVA ao nível de 5% de significância para
avaliação do torque de fixação ............................................................................. 70
Tabela 02 - Tabela do teste two way ANOVA ao nível de 5% de significância para
avaliação da pré-carga entre grupos e entre parafusos....................................... 73
Tabela 03 - Tabela do teste one way ANOVA ao nível de 5% de significância para
avaliação da pré-carga entre parafusos de ouro.................................................. 74
Tabela 04 - Comparação através do teste de Tukey ao nível de 5% de
significância entre pré-cargas médias dos parafusos do Grupo A ...................... 75
Tabela 05 - Tabela do teste one way ANOVA ao nível de 5% de significância para
avaliação da pré-carga entre parafusos de titânio ............................................... 75
Tabela 06 - Comparação através do teste de Tukey ao nível de 5% de
significância entre pré-cargas médias dos parafusos do Grupo B ..................... 76
Tabela 07 - Tabela do teste one way ANOVA ao nível de 5% de significância para
avaliação da pré-carga entre parafusos de titânio com tratamento de superfície
............................................................................................................................... 77
Tabela 08 - Comparação através do teste de Tukey ao nível de 5% de
significância entre pré-cargas médias dos parafusos do Grupo C .................... 78
17
Tabela 09 - Valores dos torques de remoção do Grupo A (Ncm) na primeira
fixação ................................................................................................................... 80
Tabela 10 - Valores dos torques de remoção do Grupo B (Ncm) na primeira
fixação ................................................................................................................... 81
Tabela 11 - Valores dos torques de remoção do Grupo C (Ncm) na primeira
fixação ................................................................................................................... 83
Tabela 12 - Tabela do teste two way ANOVA ao nível de 5% de significância para
torque de remoção avaliado entre grupos e entre parafusos .............................. 84
Tabela 13 - Tabela do teste one way ANOVA ao nível de 5% de significância para
avaliação do torque de remoção entre parafusos de ouro .................................. 85
Tabela 14 - Comparação através do teste de Tukey ao nível de 5% de
significância entre os torques de remoção médios dos parafusos do Grupo A .. 85
Tabela 15 - Tabela do teste one way ANOVA ao nível de 5% de significância para
avaliação do torque de remoção entre parafusos de titânio ............................... 86
Tabela 16 - Comparação através do teste de Tukey ao nível de 5% de
significância entre os torques de remoção médios dos parafusos do Grupo B . 86
Tabela 17 - Tabela do teste one way ANOVA ao nível de 5% de significância para
avaliação do torque de remoção entre parafusos de titânio com tratamento de
superfície .............................................................................................................. 87
Tabela 18 - Comparação através do teste de Tukey ao nível de 5% de
significância entre os torques de remoção médios dos parafusos do Grupo C . 87
18
________________________________________________________
Sumário
19
SUMÁRIO
RESUMO .............................................................................................................. viii
ABSTRACT ............................................................................................................ x
LISTA DE ABREVIATURAS ................................................................................ xii
LISTA DE FIGURAS ............................................................................................ xiv
LISTA DE TABELAS ........................................................................................... xvi
1 INTRODUÇÃO .................................................................................................... 1
2 REVISÃO DA LITERATURA .............................................................................. 5
2.1 OSSEOINTEGRAÇÃO ..................................................................................... 5
2.2 FALHAS DOS COMPONENTES PROTÉTICOS .......................................... 14
2.3 PRÉ-CARGA ................................................................................................... 21
3 PROPOSIÇÃO ................................................................................................... 51
4 HIPÓTESE ......................................................................................................... 51
5 MATERIAIS E MÉTODO .................................................................................. 53
5.1 LOCAL DE REALIZAÇÃO ............................................................................. 53
5.2 AMOSTRA ..................................................................................................... 53
5.3 CÉLULA MEDIDORA DE CARGA ................................................................ 56
5.4 EXTENSÔMETROS ...................................................................................... 60
5.5 MÉTODO ........................................................................................................ 62
5.6 CONVERSÃO ................................................................................................ 66
5.7 MÉTODO ESTATÍSTICO .............................................................................. 67
6 RESULTADOS .................................................................................................. 70
6.1 TORQUE DE FIXAÇÃO ................................................................................. 70
6.2 PRÉ-CARGA .................................................................................................. 70
6.2.1 Grupo A ....................................................................................................... 73
20
6.2.2 Grupo B ....................................................................................................... 75
6.2.3 Grupo C ....................................................................................................... 76
6.3 TORQUE DE REMOÇÃO .............................................................................. 78
6.3.1 Primeira fixação .......................................................................................... 79
6.3.1.1 Grupo A .................................................................................................... 79
6.3.1.2 Grupo B .................................................................................................... 81
6.3.1.3 Grupo C .................................................................................................... 82
6.3.2 Após 5 fixações ........................................................................................... 83
6.3.2.1 Grupo A .................................................................................................... 85
6.3.2.2 Grupo B .................................................................................................... 86
6.3.2.3 Grupo C .................................................................................................... 87
6.4 RELAÇÃO ENTRE TORQUE DE REMOÇÃO E PRÉ-CARGA ................... 88
7 DISCUSSÃO ..................................................................................................... 90
7.1 RESULTADOS ............................................................................................... 90
7.2 MÉTODO ........................................................................................................ 96
7.3 CÉLULA MEDIDORA DE CARGA ................................................................. 98
8 CONCLUSÕES ............................................................................................... 101
9 REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS .............................................................. 103
ANEXO ............................................................................................................... 114
21
_______________________________________________________
Introdução
1
1. INTRODUÇÃO
O desenvolvimento dos implantes de titânio trouxe inúmeros benefícios
para a reabilitação de pacientes edêntulos. Os procedimentos envolvidos no
tratamento com implantes dentários constituem uma modalidade reparadora que,
quando devidamente indicada e executada, respeitando princípios biológicos e
mecânicos, pode recuperar satisfatoriamente grande parte da função e estética
perdidas com as perdas dentárias (CARR, BRUNSKI, HURLEY, 1996).
Atualmente encontram-se vários estudos clínicos longitudinais que
suportam cientificamente esta modalidade de tratamento, apresentando resultados
clínicos previsíveis e com uma longevidade satisfatória, mas tendo como pré-
requisitos básicos para o sucesso a observação de inúmeros critérios de avaliação
do paciente, desde sua saúde sistêmica até o cumprimento dos requisitos
estéticos e mecânicos que envolvem a confecção de uma prótese implanto-
suportada (MARTIN et al., 2001).
Apesar da evolução significativa de vários sistemas de implantes
dentários comercialmente disponíveis, alguns quesitos quanto ao desenho e
características intrínsecas aos sistemas comercialmente disponíveis ainda podem
2
ser melhorados, como por exemplo, os relacionados ao funcionamento mecânico
de uma prótese implanto-suportada. Atualmente, entre outros pontos relevantes
relacionados ao sucesso clínico das próteses implanto-suportadas, encontra-se
reportada na literatura a freqüente perda (fratura e/ou afrouxamento) de parafusos
protéticos e parafusos para fixação de pilares. Hoyer et al. (2001) consideram a
perda do parafuso para fixação de pilares transmucosos
somente menos
freqüente que problemas relacionados à falha de osseointegração em
acompanhamentos longitudinais de próteses sobre implantes.
Esta perda e/ou afrouxamento de parafusos para fixação de pilares
causa indubitavelmente uma série de transtornos clínicos tanto aos profissionais
envolvidos no processo de restauração quanto aos pacientes. A freqüente
necessidade de manutenção da restauração e o aumento dos custos totais do
tratamento reabilitador são conseqüências diretas deste processo (CANTWELL &
HOBKIRK, 2004).
Muitos autores relacionam a perda do parafuso de fixação com a
constante perda da pré-carga, ou seja, com a constante perda da tensão induzida
desde que o parafuso é fixado ao implante com uma força de torque específica.
Esta força quando corretamente aplicada deve promover a integridade da união do
parafuso que une o pilar ao implante mesmo sob cargas funcionais oriundas da
mastigação, propiciando longevidade clínica aos componentes protéticos (TAN &
NICHOLLS, 2001). Al Raffee et al. (2002) citaram vários fatores que podem alterar
a pré-carga induzida na fixação do parafuso: material dos componentes, fadiga do
3
metal, coeficiente de fricção entre componentes, micromovimentos durante a
função mastigatória, cargas funcionais fora do eixo axial do implante, torque
aplicado insuficiente, elasticidade óssea, além da velocidade de fixação dos
parafusos.
Para a determinação da pré-carga ideal para cada sistema de implante, o
fabricante geralmente recomenda o torque necessário para que a pré-carga
resultante no parafuso de fixação do pilar seja a maior possível sem alterar
características de resistência do parafuso para fixação do pilar transmucoso, valor
que é determinado após uma série de testes mecânicos (LANG et al., 2003).
Visando esclarecer algumas questões mecânicas sobre o funcionamento
de um sistema de prótese unitária implanto-suportada cimentada sobre um
componente parafusado e buscando uma maior longevidade dos parafusos para
fixação de pilares, este estudo avaliou a pré-carga produzida por 3 parafusos de
diferentes materiais (ouro, titânio e titânio com tratamento de superfície), fixados
pelo mesmo valor de torque (30,07±0,28Ncm) através de extensiometria e
medição do torque de remoção.
4
________________________________________________________
Revisão da Literatura
5
2. REVISÃO DA LITERATURA
2.1 OSSEOINTEGRAÇÃO
Adell et al. (1981) definiram osseointegração como o contato íntimo, firme e
direto do osso vital com estruturas de titânio que possuem superfícies de
acabamento e geometrias adequadas. Esta é obtida por procedimentos cirúrgicos
adequados, além da observação do correto período de cicatrização (3 a 4 meses
para a mandíbula e 5 a 6 meses para a maxila) e distribuição adequada das
forças mastigatórias. Os autores definiram este conceito após a instalação de
2.768 implantes, que receberam próteses do tipo overdentures, ou seja,
removíveis, instaladas em 371 pacientes seguidos por um acompanhamento anual
durante 15 anos e que apresentaram uma taxa de sucesso de 89% para a maxila
e 100% para a mandíbula.
Albrektsson et al. (1983) afirmaram que a osseointegração permite a
ancoragem direta do implante ao osso. Salientaram como fator determinante para
que ela ocorra, o conhecimento dos eventos que ocorrem na zona de interface
entre implante e tecido ósseo, onde se localizam as camadas mais externas do
implante. Nesta região, já no processo de fabricação, ocorre a formação de óxidos
6
metálicos (principalmente óxidos de titânio) que possuem alta afinidade com as
biomoléculas advindas do tecido ósseo, pois são cobertos por uma camada de
proteoglicanas e glicosaminoglicanas, que são responsáveis pela adesão entre
células, fibras e outras estruturas. O primeiro contato da superfície do implante
ocorre com o sangue, rico em proteínas e lipídios, que formam uma camada sobre
sua superfície, iniciando o processo de formação óssea, tornando o titânio um
material muito eficaz para que ocorra a osseointegração.
Bränemark (1983) afirmou que para atingir a osseointegração deve-se
entender os processos de cicatrização dos tecidos moles e duros. Citou algumas
condições necessárias para que esta ocorra, como o preparo do tecido ósseo, que
deve ser realizado com o mínimo de injúrias, sendo removido na menor
quantidade possível sem alterar a topografia básica da região. Para o
remodelamento ósseo, que ocorre por volta de 3 a 6 meses, o implante já poderia
sofrer cargas oclusais, pois estas tensões transmitidas ao tecido ósseo
estimulariam um processo de remodelamento para que ele se adaptasse a esta
nova situação durante um período de 1 ano.
Jaffin & Berman (1991) citaram como característica fundamental para
que ocorra a osseointegração, a qualidade e quantidade óssea. Observaram 952
pacientes edentados que receberam 1.054 implantes da marca comercial
Bränemark
®
(Nobel Biocare, Suécia) por 5 anos. Deste total, 10% foram instalados
em um tecido ósseo mais fino, de pouca resistência (Tipo IV), e apresentaram
uma taxa de insucesso de 35% contra 3% dos demais implantes (instalados em
7
tecido ósseo tipo I, II e III), confirmando a importância desta característica.
Afirmaram que a determinação pré-cirúrgica do tecido ósseo tipo IV pode ser um
método para diminuir a taxa de falhas na osseointegração dos implantes. Outros
fatores freqüentes que podem causar falhas na osseointegração são: sobrecargas
oclusais, infecções na cavidade bucal e erro ou imperícia do cirurgião.
Sennerby, Thomsen, Ericson (1992) realizaram um estudo avaliando
através do torque de remoção dois tipos diferentes de tecido ósseo, um mais
cortical (tíbia) e um mais trabecular localizado no fêmur. Foram inseridos 128
implantes de titânio em coelhos, avaliados após 6 semanas, 3 e 6 meses. Em 6
semanas, foi observado um menor torque necessário para a remoção dos
implantes inseridos em osso mais trabecular, além de uma menor quantidade
óssea formada nessa região comparada com o osso cortical. O torque de remoção
necessário para os implantes inseridos na tíbia foram iguais nos 3 períodos,
enquanto que na região com tecido ósseo mais trabecular, este valor aumentou
conforme o tempo. Observaram que a resistência à remoção por torque é
proporcional à quantidade de osso compacto ao redor do implante, também
ressaltando a importância da qualidade e quantidade óssea para a
osseointegração, em comparação à maxila, que apresenta um tecido ósseo mais
trabecular em relação à mandíbula, podendo necessitar de uma ancoragem
bicortical.
Nevins & Langer (1993) avaliaram a osseointegração de 1.203 implantes
da marca comercial Bränemark
®
(Nobel Biocare, Suécia) em pacientes
8
parcialmente edentados na região posterior da maxila e mandíbula. As cirurgias
foram realizadas por 2 periodontistas experientes e observaram uma taxa de
sucesso de 95,5% para a mandíbula e 95,2% para a maxila, sendo que nesta
região as próteses apresentaram melhores resultados, com 99% de sucesso
contra 97% na mandíbula.
Segundo Schwartz & Boyan (1994) para que ocorra a osseointegração, a
forma e velocidade de interação entre proteínas e células são dependentes de
certas características do implante: composição superficial, microtopografia,
rugosidade superficial e energia de superfície. Estes que vão determinar a
velocidade e quantidade de adesão de proteínas, lipídios, sais, açúcares, além de
outras substâncias que criam uma superfície propícia para uma maior adesão de
células aos implantes.
Bryant (1998) também relacionou a osseointegração com a qualidade
óssea, dividindo o tecido ósseo em tipo I (cortical), II (cortical espessa com
trabeculado ósseo denso), III (cortical fina com trabeculado ósseo denso) e IV
(cortical fina com trabeculado ósseo de baixa densidade). Observou que o osso
mandibular apresenta um tecido ósseo mais denso em comparação com a maxila,
o que é extremamente importante no planejamento para a instalação de implantes,
pois um tecido ósseo menos denso além de restringir a área cirúrgica, também
poderia promover micromovimentos do implante durante a cicatrização, pela
dificuldade em atingir a estabilidade primária.
9
Cochran et al. (1998) analisaram em cães os eventos histológicos
ocorridos após o posicionamento de implantes em duas situações: não-submersos
sem carga (sacrificados em 3 meses) e com carga (sacrificados entre 6 a 15
meses). Os autores dividiram os eventos relacionados ao contato primário, que
corresponde ao contato do implante com a cortical existente e os relacionados ao
contato secundário, referindo-se ao contato do implante ao tecido ósseo formado
após a inserção cirúrgica do implante, este que ocorreu completamente aos 3
meses, período em que as fendas entre a cavidade óssea e o implante foram
completamente preenchidas pelo tecido ósseo formado. Os autores avaliaram 2
tipos diferentes de superfície, plasma spray de titânio e jateamento com ataque
ácido, sendo que esta última, em 3 meses, apresentou maior percentual de
contato osso-implante, em 6 meses não houve diferença e em 12 meses também
apresentou melhores resultados.
Cooper et al. (1998) realizaram uma revisão literária para avaliar a
participação dos osteoblastos nos eventos envolvidos na osseointegração.
Observaram em trabalhos in vitro que modificações no comportamento dos
osteoblastos (talvez originadas de diferentes superfícies de implantes) podem
alterar a formação da matriz que dará origem ao novo tecido ósseo. Salientaram a
importância das proteínas na migração de células mesenquimais indiferenciadas
com origem no periósteo e endósteo, células que quando aderidas a estas
proteínas diferenciam-se em osteoblastos, que durante a osseointegração são os
maiores responsáveis pela formação de células, além de produzirem uma matriz
10
óssea não mineralizada (osteóide), que consiste na fase inicial da formação
óssea.
Segundo Davies (1998), o termo “osseointegração” descreve a
ancoragem dos implantes ao tecido ósseo suportando cargas funcionais, e afirma
que o conhecimento dos eventos histológicos que ocorrem ao redor dos implantes
durante o período da osseointegração é fundamental para a escolha da melhor
superfície para os implantes. Para explicar melhor o processo da osseointegração
dividiu-o em 3 fases: primeiramente ocorre a migração de células osteogênicas
diferenciadas para a superfície do implante. Na segunda fase ocorre a formação
de tecido ósseo através da mineralização da matriz intercelular, e na terceira, tem-
se o remodelamento ósseo ao redor do implante. Também salienta a importância
do desenho e tipo de superfície do implante para a obtenção da osseointegração.
Glantz (1998) através de uma revisão literária citou algumas
características necessárias para que ocorra a osseointegração: capacidade de
umedecimento e cobertura da superfície, travamento micromecânico, interação
química e/ou resposta aos mecanismos de força, além de um travamento
macromecânico, e o grau de bioatividade do material do implante, ressaltando
esta última característica, considerando as propriedades dos materiais dos
implantes fundamentais para que ocorra a osseointegração.
Segundo Masuda et al. (1998), o sucesso clínico dos implantes está
associado com a formação e manutenção de tecido ósseo em sua superfície.
11
Também afirmaram que a composição química e a topografia da superfície dos
implantes têm influência importante na formação óssea. Descreveram os eventos
que ocorrem após a colocação do implante, iniciando com o processo de
cicatrização, primeiramente com o desenvolvimento de um processo inflamatório
em função do procedimento cirúrgico, que ocorre em baixa intensidade, e
posteriormente, o espaço entre as roscas do implante e as paredes de seu leito
são preenchidas por um coágulo sangüíneo.
Sennerby & Roos (1998) através de uma revisão literária consideraram a
qualidade óssea e comprimento dos implantes os fatores de maior influência em
fracassos na osseointegração, principalmente em pacientes irradiados e quando
foram colocados em maxilas atróficas e onde foi necessária a utilização de enxerto
ósseo. Também citaram como fatores de risco importantes para falhas na
osseointegração: limitada experiência clínica do operador, falha na prescrição de
antibióticos no pré-operatório e o fumo.
Bahat (2000) avaliou a colocação de 660 implantes da marca comercial
Bränemark
®
(Nobel Biocare, Suécia), em 202 pacientes, na região posterior da
maxila, seguidos por um acompanhamento de 12 anos, todos restaurados com
próteses fixas de metalo-cerâmica. Observou que 13 implantes falharam no
período entre a colocação e o início das cargas oclusais, 12 foram perdidos entre
o início das cargas e antes do primeiro ano, e 10 falharam após este período. A
taxa de sucesso foi de 94,4% no período de 5 a 6 anos e 93,4% após 10 anos.
Concluiu que a qualidade e quantidade óssea não são fatores tão importantes
12
para o sucesso da osseointegração quanto uma correta técnica cirúrgica em
implantes posicionados na porção posterior da maxila.
Brunski, Puleo, Nanci (2000) realizaram uma revisão literária na qual
observaram vários aspectos relativos ao sucesso dos implantes osseointegrados.
Estes autores consideram um correto planejamento muito importante para que
ocorra a osseointegração, citando alguns aspectos: tipo, localização e número dos
implantes, tipo de prótese, natureza da carga, se os implantes sofrerão carga
imediata, custos do tratamento e a quantidade óssea esperada para se formar ao
redor dos implantes. Afirmaram que um melhor entendimento dos eventos que
ocorrem na interface implante/tecido ósseo e dos efeitos que os biomateriais
possuem no tecido ósseo e nas células ósseas é essencial para que se atinja a
osseointegração.
Sykaras et al. (2000) realizaram uma revisão literária onde avaliaram
materiais, desenhos e topografias de superfície para implantes dentais, e
descreveram os eventos que ocorrem imediatamente após seu posicionamento
cirúrgico, com ênfase na interface implante/tecido ósseo. A osseointegração pode
ser descrita como a ossificação que ocorre após a colocação dos implantes, visto
que estes são materiais que permitem a atividade osteogênica, sendo
considerados osteocondutores, pois promovem suporte para o crescimento ósseo
em sua superfície. A camada estável de óxido que se forma na superfície do
titânio é a base para a biocompatibilidade e conseqüente osseointegração. Esta
que é formada após o contato do implante com o ar, e possui uma camada de 2 a
13
10nm, e também atua na proteção contra a corrosão. Também afirmaram que em
sete dias após o início do processo de reparação óssea, a formação de osso
imaturo proveniente do endósteo da cortical óssea superior e inferior já está
presente ao redor do implante, e em aproximadamente 21 dias, o tecido ósseo já
apresenta linhas de reversão e aspecto maduro.
Kronström et al. (2001) realizaram um estudo retrospectivo avaliando
aspectos clínicos e imunológicos em 80 pacientes, comparando 40 destes onde
não se obteve a osseointegração no primeiro estágio cirúrgico com 40 pacientes
(grupo controle) em que a osseointegração ocorreu com sucesso. Relacionaram o
sucesso dos implantes com uma boa estabilidade inicial e citaram alguns fatores
como essenciais para o insucesso na implantodontia: qualidade óssea pobre,
volume ósseo insuficiente e sobrecarga sobre os implantes, mas segundo estes
autores, nenhum fator foi mais importante para o insucesso dos implantes quanto
a presença de anticorpos para as bactérias Bacteroides forsythus e
Staphylococcus aureus, salientando a importância de fatores imunológicos.
Hatley et al. (2001) após a colocação de 80 implantes com 8,5mm de
comprimento em tíbias de 20 coelhos descreveram outro aspecto importante para
a osseointegração, o espaço entre implantes. Neste estudo, os implantes foram
colocados a uma distância de 1; 1,5 e 3mm entre si. Através de análises por
radiografias digitalizadas e histológicas observaram que implantes com a menor
separação (1mm) apresentaram um maior crescimento ósseo, concluindo que a
proximidade entre os implantes não causaria efeitos negativos sobre a
14
osseointegração, pelo contrário, poderia até aumentar a quantidade de tecido
ósseo formado.
Friberg, Ekestubbe, Sennerby (2002) avaliaram clinicamente as falhas
ocorridas em 379 implantes da marca comercial Bränemark
®
(Nobel Biocare,
Suécia) com diâmetros de 3,75; 4 e 5mm. Foram avaliados 98 pacientes por um
período de acompanhamento médio de 2 anos e 8 meses. Observaram que todas
as falhas ocorreram em implantes posicionados na maxila, sendo que 5,5%
ocorreram em implantes com 3,75mm, 3,9% nos implantes com 4mm de diâmetro
e 4,5% das falhas em implantes com 5mm. Estes autores citaram a estabilidade
primária e secundária, assim como períodos de cicatrização adequados como
sendo fatores fundamentais para que ocorra a osseointegração, sugerindo, para
que isso ocorra, adaptações na técnica cirúrgica e períodos mais prolongados de
cicatrização em tecidos ósseos de baixa qualidade.
2.2 FALHAS DOS COMPONENTES PROTÉTICOS
Jemt (1991) realizou um trabalho in vivo para acompanhar os insucessos
relacionados ao posicionamento de implantes dentários. Foram avaliadas 391
próteses fixas suportadas por 2.199 implantes acompanhados por um ano. A
porcentagem de sucesso das próteses e implantes foi de 99,5 e 98,1%
respectivamente. As complicações mais freqüentes foram relacionadas com a
dicção e fratura dos dentes de resina na maxila e mordida dos lábios e bochecha
na mandíbula. Após duas semanas de instalação das próteses, 120 peças (30,6%)
15
apresentaram falhas de fixação dos parafusos protéticos de ouro, sendo que após
3 meses, na segunda avaliação pós-instalação, estes parafusos que apresentaram
falhas estavam estáveis. Observaram que a maior parte dos problemas tanto
protéticos quanto de osseointegração ocorrem na maxila, e o risco de
afrouxamento dos parafusos protéticos de ouro diminui drasticamente se a prótese
apresenta um ajuste passivo em relação a todos os implantes envolvidos.
Jemt et al. (1991) realizaram um estudo multicentro avaliando o
posicionamento de 107 implantes suportando próteses unitárias em 92 pacientes.
Foram avaliadas todas as falhas ocorridas no período de 1 ano, sendo que o
problema mais freqüente foi a perda dos parafusos para fixação de pilares,
seguido de problemas estéticos, fratura de coroa e a necessidade de reparo ou de
refazer as coroas. Observaram que com um total de 87 parafusos na maxila, 19
necessitaram ser reapertados por uma vez e 8 por mais vezes, enquanto que dos
17 mandibulares, 2 necessitaram apenas uma nova fixação, correspondendo a um
total de 26% de parafusos que foram reapertados durante o período de
observação, sendo que 15 destes já apresentaram problemas na primeira
avaliação, 1 semana após a instalação das próteses. A freqüência de perda dos
parafusos para fixação de pilares apresentou uma tendência de diminuição com o
decorrer do período de observação. Quanto aos problemas relacionados à
osseointegração após um ano de função clínica, apenas 3 implantes foram
perdidos (2,8%).
16
Jemt, Lindén, Lekholm (1992) realizaram um estudo retrospectivo avaliando
96 arcadas parcialmente edêntulas em 87 pacientes tratados com 127 próteses
parciais fixas suportadas por 354 implantes. Os pacientes foram acompanhados
por 1 ano e apresentaram uma taxa de 98,6% de sucesso para os implantes, com
a perda de 5 antes da instalação das próteses, sendo 3 na maxila e 2 na
mandíbula. Nenhuma das próteses foi perdida durante o período de
acompanhamento e o problema mais freqüente após a fixação final das próteses
foi a perda dos parafusos protéticos de ouro, representando um total de 13,6% dos
problemas apresentados nas próteses maxilares. Observaram que 49% das
próteses maxilares e 20,8% das mandibulares apresentaram perda dos parafusos
protéticos de ouro, todos foram fixados na primeira consulta de avaliação e
apresentaram-se estáveis na próxima avaliação. Concluíram que o número total
de complicações foi menor que relatados para próteses posicionadas em arcadas
totalmente edêntulas, mas em relação aos problemas relacionados à perda de
parafusos de ouro, apresentaram mais problemas que em arcadas completas,
talvez em função do menor número de implantes como suporte.
Kallus & Bessing (1994) realizaram um estudo para avaliar as possíveis
causas de perda tanto de parafusos protéticos de ouro quanto de parafusos para
fixação de pilares ao fixarem próteses de arcada completa implanto-suportadas.
Participaram deste trabalho os 50 primeiros pacientes de um total de 236 que
responderam ao convite em participar deste estudo com um total de 278
implantes. As próteses sofreram um acompanhamento de 5 anos, sendo que em
26 pacientes, os parafusos de ouro necessitaram ser reapertados. Quanto aos
17
parafusos para fixação de pilares, 286 foram classificados como satisfatórios e 10
como não satisfatórios. A falha dos parafusos protéticos de ouro foi associada com
problemas na adaptação da prótese, sendo de responsabilidade do operador,
recomendando que todas as próteses implanto-suportadas parafusadas devam
ser reapertadas após 5 anos. Estes autores afirmaram que a perda dos parafusos
protéticos de ouro, assim como a dos parafusos para fixação de pilares podem
levar a complicações como acúmulo de tecido de granulação entre implante e pilar
podendo resultar em fístula, além de depósitos de placa entre a prótese e pilares.
Os parafusos para fixação de pilares permanecem estáveis por mais tempo que os
parafusos protéticos de ouro e nenhuma dependência entre um e outro foi
observada.
Waskewics, Ostrowski, Parks (1994) realizaram um estudo fotoelástico
comparando a transmissão de estresses para o sistema de próteses suportadas
por 5 implantes com uma adaptação passiva a próteses com adaptação
insatisfatória. Os parafusos protéticos de ouro foram fixados por um torque de
10Ncm, sendo que as próteses não adaptadas apresentaram um significativo
aumento na produção de estresses em relação às próteses que foram
seccionadas e soldadas. Também avaliaram a ordem de fixação dos parafusos,
que não apresentou nenhuma importância. Os autores salientaram os riscos
decorrentes desta maior produção de estresses das próteses não adaptadas,
como, possivelmente, uma maior facilidade de afrouxamento dos parafusos.
18
Isa & Hobkirk (1995) compararam as forças produzidas durante a fixação de
parafusos protéticos de ouro por um torque de 10Ncm através de extensômetros
variando a adaptação de uma estrutura de 10, 30, 60 e 110µm. Concluíram que
mesmo com a melhor adaptação avaliada (10µm) foram produzidos valores
significativos de estresse, salientando para os riscos de afrouxamento, mesmo
que a estrutura para prótese implanto-suportada aparente uma adaptação
aceitável.
Um dos maiores problemas para que se atinja uma maior longevidade dos
componentes protéticos é a dificuldade em se atingir um ajuste passivo em uma
estrutura metálica para próteses implanto-suportadas. Wee, Aquilino, Schneider
(1999) realizaram uma revisão literária avaliando aspectos que podem melhorar
este problema e concluíram que vários fatores impedem que se alcance este nível
de adaptação considerada ideal. Entretanto, vários autores descrevem uma
tolerância biológica, não estabelecendo relação entre desadaptação e perda da
osseointegração, o que não ocorre em relação aos componentes protéticos.
Guichet et al. (2000) realizaram um estudo in vitro comparando o estresse
produzido por restaurações implanto-suportadas parafusadas e cimentadas
através de um modelo fotoelástico, além da abertura marginal após fixação.
Concluíram que as próteses cimentadas apresentaram um menor nível de
estresse, e que, após a fixação, os modelos parafusados apresentaram uma
menor abertura marginal. Apesar de existirem vários outros aspectos envolvidos
19
para a decisão entre uma prótese parafusada ou cimentada, este trabalho
salientou dois aspectos que se bem avaliados podem diminuir os problemas
protéticos após o posicionamento final da prótese.
Bakaeen, Winkler, Neff (2001) realizaram um trabalho in vitro para
determinar o efeito do estreitamento da largura vestíbulo-lingual da mesa oclusal
(9,8 ou 8,4mm) de molares no torque de remoção em parafusos protéticos de ouro
após cargas oclusais. Também compararam a incidência de perda de parafusos e
seus valores de torque de remoção em coroas suportadas por 1 implante a coroas
suportadas por 2 implantes após cargas. A amostra foi dividida em 4 grupos: A-
coroa estreita suportada por um implante de 5mm de diâmetro, B- coroa estreita
suportada por 2 implantes de 3,75mm de diâmetro, C- coroa larga suportada por
um implante de 5mm de diâmetro e grupo D- coroa larga suportada por 2
implantes de 3,75mm de diâmetro. Os valores de torque de remoção dos
parafusos protéticos foram medidos antes e após a aplicação das cargas. Os
parafusos protéticos sofreram um novo torque 10 minutos após sua primeira
fixação, e o torque de remoção foi medido após 2 minutos para avaliação dos
valores antes das cargas. Concluíram que a restauração de molares suportados
por um implante largo possui maior incidência de perda do parafuso protético se
comparada com 2 implantes, que o estreitamento da mesa oclusal pode reduzir o
grau de perda de parafusos quando se utiliza apenas 1 implante suporte, e que o
torque de remoção não foi afetado pela variação do diâmetro da mesa oclusal em
coroas suportadas por 2 implantes.
20
Siamos, Winkler, Boberick (2002) realizaram um trabalho para avaliar a
influência da variação de pré-carga na perda de parafusos para fixação de pilares
em um sistema de prótese sobre implante submetido a cargas cíclicas. Os
parafusos foram fixados com torques de 25, 30, 35 e 40Ncm. A amostra contendo
40 parafusos foi dividida em três grupos: grupo A, em que foram fixados e após 3
horas sofreram o torque de remoção, grupo B, situação em que os parafusos
foram fixados, receberam o mesmo torque inicial após 10 minutos e após 3 horas
sofreram o torque de remoção e o grupo C em que foram fixados, receberam o
mesmo torque de fixação após 10 minutos e sofreram cargas cíclicas por 3 horas
antes de sua remoção. Apesar da perda de parafusos protéticos ser um dos
problemas mais freqüentes, a fratura de parafusos para fixação de pilares é mais
freqüente em relação aos parafusos protéticos. Estes autores também afirmaram
que a perda de um parafuso só ocorre quando forças externas no sentido de
separar o implante do pilar são maiores que as forças que mantém o sistema
unido, e que para uma união estável, um dos fatores mais importantes a ser
levado em consideração no desenho de um parafuso é que permita uma força de
união inicial adequada (pré-carga), que vai causar um alongamento do mesmo.
Outro fator importante é a resistência do material do parafuso, pois se o torque
inicial ultrapassar este valor, vai causar uma deformação permanente do parafuso,
resultando em uma perda das forças de tensão que mantém o sistema unido.
Neste trabalho também foi descrita outra situação em que ocorre a perda dos
parafusos, pois devido a asperezas de superfície, após a fixação ocorrem
micromovimentos entre as roscas do parafuso e as roscas internas do implante, e
quando este efeito é maior que o alongamento elástico do parafuso ele acaba
21
soltando, pois se estima que de 2 a 10% da pré-carga inicial é perdida pelo
relaxamento por contato. Devido a este efeito, a fricção das roscas é maior no
primeiro aperto, sendo que após repetidos ciclos de fixação/remoção a fricção
diminui e o relaxamento por contato faz com que o torque para remover o parafuso
se torne cada vez menor. Concluíram que uma nova fixação após 10 minutos do
torque inicial deve ser realizada como rotina, diminuindo problemas de
afrouxamento dos parafusos para fixação de pilares e o aumento do torque para
valores acima de 30Ncm pode ser benéfico para a estabilidade implante/pilar e
também diminuir as perdas de parafusos. Outra observação importante foi que o
torque necessário para remover os parafusos foi menor que o torque de fixação
em todas as situações.
2.3 PRÉ-CARGA
Patterson & Johns (1992) realizaram uma revisão literária onde analisaram
falhas por fadiga do metal em parafusos protéticos de ouro para retenção de
coroas implanto-suportadas. Foram avaliados alguns aspectos que influenciam na
longevidade destes parafusos: pré-carga e torque aplicados, cilindro de ouro e
pilar e a forma geométrica dos parafusos. A conseqüência de um desalinhamento
do cilindro de ouro em relação ao pilar também é um aspecto a ser observado em
uma reabilitação. Estes autores descreveram algumas fórmulas para o cálculo de
uma pré-carga ideal em cada situação, e afirmaram que a pré-carga máxima
aplicada sobre os parafusos deve ser de 70 a 80% da carga máxima que podem
suportar sem que ocorra deformação plástica ou fratura.
22
Binon et al. (1994) escreveram um artigo resumindo um simpósio onde
foram avaliados vários conceitos envolvidos em sistemas de prótese sobre
implantes parafusados. Os principais questionamentos do debate foram: As
próteses implanto-suportadas parafusadas poderiam ser fixadas
permanentemente? E porque falham? As análises in vitro podem simular a
realidade clínica? Os parafusos para fixação de pilares poderiam ser mais longos
ou diferentes? O parafuso protético poderia ser mais forte? É necessário que
exista um mecanismo de segurança como o parafuso protético de ouro e se todos
os componentes poderiam ser mais fortes? Apesar da vantagem principal das
próteses parafusadas ser a facilidade de manutenção, a freqüente perda dos
parafusos ainda é um problema, que segundo estes autores é causada
principalmente pelos seguintes aspectos: torque de fixação insuficiente, prótese
inadequada, adaptação protética insatisfatória, carga excessiva, assentamento do
parafuso, desenho inadequado do parafuso e elasticidade óssea. Outro aspecto
importante a ser considerado é a pré-carga, sobre a qual tem-se o conceito de que
o torque necessário para atingir a pré-carga ideal deveria ser 75% do torque
necessário para fraturar o parafuso.
Haack et al. (1995) desenvolveram um método para avaliar a pré-carga
medindo o alongamento de parafusos para fixação de pilares após a aplicação de
um determinado torque para unir pilares de ouro do tipo UCLA
®
ao implante, além
de também avaliar o torque máximo a que eles podem ser submetidos sem que
23
ocorra deformação plástica. As forças foram calculadas por um micrômetro com
uma resolução de 1µm e 0,1µm de erro através da medida do alongamento em 3
regiões de cada parafuso. Para possibilitar estas medidas foram removidas a
porção coronal do pilar e a porção apical do implante. Com estas modificações
foram deixadas 6 roscas do implante, 2 vezes o número necessário para que ele
receba as forças aplicadas ao parafuso. O comprimento dos 5 parafusos de ouro
para fixação de pilar foi medido antes da aplicação do torque, após um torque de
5Ncm, e em incrementos de 2Ncm até o torque recomendado pelo fabricante
(32Ncm). Similarmente os 5 de titânio foram avaliados antes da aplicação do
torque, após um torque de 4Ncm, e após incrementos de 2Ncm até o
recomendado pelo fabricante (20Ncm). Também foi avaliado o torque necessário
para a remoção de cada parafuso. Este processo foi repetido 5 vezes para cada
um dos 10 parafusos, todos no mesmo implante, em temperatura ambiente e sem
lubrificação. O estresse calculado para os parafusos de ouro e titânio
correspondente ao torque máximo recomendado pelo fabricante foi menor que
60% de sua respectiva resistência. Considerando a resistência do parafuso de
ouro (565,4MN/m
2
) e o parafuso com maior alongamento, o estresse foi 57,5% de
sua resistência, enquanto que para o de titânio o estresse foi 56,0%, sugerindo
que poderiam suportar torques maiores que os recomendados para minimizar
problemas de perda. Com os torques recomendados pelo fabricante, a pré-carga
média foi de 468,2±57,9N utilizando parafusos de ouro e 381,5±72,9N utilizando
parafusos de titânio e o alongamento produzido permaneceu nos limites da
variação elástica de cada parafuso. Entretanto, forças mastigatórias
24
provavelmente atuem elevando o estresse sobre os parafusos. Neste trabalho não
foi observada relação entre alongamento e número de ciclos de fixação/remoção,
embora teoricamente tem-se o conceito de que quanto menor o coeficiente de
fricção maior seria a pré-carga, pois esta é diminuída quando grande parte do
torque aplicado é utilizado para regularizar superfícies rugosas e não para causar
o alongamento do parafuso e conseqüente produção de pré-carga, assim, a pré-
carga seria maior a cada fixação do mesmo parafuso.
Sakaguchi & Borgersen (1995) realizaram um estudo para avaliar a natureza
da perda ou deslocamento de componentes protéticos em sistemas de prótese
sobre implante. Para isso utilizaram uma análise de elemento finito observando a
região interna dos contatos com o objetivo de avaliar o mecanismo de transmissão
de cargas entre os componentes protéticos após a aplicação de um determinado
torque (20Ncm para o parafuso de fixação do pilar e 10Ncm para o parafuso
protético de ouro). Neste momento ocorre um alongamento do parafuso para
fixação de pilar produzindo a força de união entre os elementos. Observaram que
quando o parafuso protético de ouro é fixado ao parafuso para fixação de pilar a
força de união do pilar ao implante aumenta em função da diminuição de 50% da
força de união na interface entre o parafuso para fixação de pilar e o pilar, esta
que ocorre devido ao estresse causado na cabeça do parafuso para fixação de
pilar pelas roscas do parafuso protético de ouro. O estresse sofrido pelos
parafusos para fixação de pilar após a pré-carga foi menor que 55% do estresse
máximo que eles podem suportar. Estes autores afirmaram que a pré-carga no
parafuso protético de ouro deve ser menor que no parafuso para fixação de pilar,
25
evitando a redução da força de união na interface pilar/implante. A pré-carga
produzida nos componentes é dependente de alguns fatores como: terminação
das interfaces, fricção entre os componentes, geometria e propriedades dos
materiais. Se os parafusos para fixação de pilar sofrem uma deformação plástica,
a pré-carga e a força de união são perdidas resultando em perda de retenção da
restauração.
Binon (1996) realizou um estudo para avaliar o efeito da desadaptação entre
o hexágono externo do implante e o hexágono interno do pilar na perda do
parafuso para fixação de pilar durante a função mastigatória simulada. Para isso
foram utilizados 50 implantes similares ao sistema Bränemark
®
(Nobel Biocare,
Suécia), da marca comercial 3I
®
(Implant Support Systems, West Palm Beach,
EUA) que receberam pilares do tipo UCLA
®
com diferentes larguras de hexágono,
que sofreram uma carga não axial de 133N. A desadaptação representada em
graus de rotação variou entre 1,94 e 14,87. Os resultados demonstraram que
existiu uma relação direta entre a desadaptação dos hexágonos e a perda do
parafuso para fixação de pilar, e que quanto maior esta desadaptação, maior a
probabilidade de perda. A união mais segura foi encontrada quando a rotação da
desadaptação apresentou-se menor que 2
o
, situação onde a falha do parafuso só
ocorreu após uma média de 6,7 milhões de ciclos, enquanto que em situações
onde a rotação foi maior que 5
o
, a falha ocorreu após 2,5 e 1,1 milhões de ciclos.
Carr, Brunski, Hurley (1996) avaliaram a pré-carga produzida em relação aos
procedimentos de fabricação, acabamento e polimento de cilindros protéticos após
26
a fixação de parafusos protéticos de ouro em um sistema de prótese implanto-
suportada. Para isso foram utilizados cilindros de ouro e cilindros fundidos (a partir
de um padrão plástico ou metálico) que sofreram procedimentos de acabamento e
polimento, comparando com cilindros que não receberam estes procedimentos.
Em cada cilindro protético foram fixados 3 extensômetros para a medida dos
valores de pré-carga. Para a produção da pré-carga os cilindros protéticos foram
fixados ao pilar por um torque de 10Ncm, sendo utilizado um parafuso para cada
espécime que foram fixados 15 vezes para obtenção de uma média. Foram
avaliadas 12 combinações levando em consideração o cilindro de ouro como
controle, o cilindro protético fundido a partir de um padrão plástico (e as diferentes
ligas utilizadas) e o fundido a partir de um padrão metálico, além dos diferentes
tipos de acabamento e polimento. Os resultados mostraram que a pré-carga na
união cilindro protético/parafuso protético de ouro/pilar, pode ser afetada pelos
seguintes aspectos: processo de fundição, escolha do tipo de cilindro, liga de
fundição, revestimento e técnica de polimento/acabamento. Os autores afirmaram
que apenas aumentar o torque em um sistema com alto grau de fricção entre os
componentes provavelmente não resultará em aumento da pré-carga, e
discrepâncias entre o cilindro protético e o pilar (ou implante) podem causar
dissipação da pré-carga e diminuir a força de união. Este estudo indicou que
quando padrões plásticos são utilizados como parte da estrutura metálica, o
acabamento e polimento dos componentes podem aumentar a pré-carga, além
disso, se a máxima pré-carga é desejada, a utilização de cilindros protéticos de
ouro pré-fabricados apresentam uma vantagem sobre padrões plásticos tanto na
pré-carga como na precisão, sendo indicados em situações onde se deseja uma
27
pré-carga mais previsível. Também observaram que as fundições a partir de um
padrão metálico apresentaram uma maior pré-carga que as fundições a partir de
padrões plásticos, sendo que os metálicos não sofreram variações nos valores de
pré-carga em função dos procedimentos de acabamento e polimento.
Segundo Porter & Robb (1998) quando duas superfícies de metal estão em
contato, a adesão e fricção inibem o movimento de uma contra a outra. Um
método para reduzir a fricção é interpondo um filme para lubrificação entre as
superfícies, sendo que um metal com baixa resistência ao cizalhamento como o
ouro puro pode funcionar como um lubrificante seco. Seguindo este princípio,
estes autores realizaram um estudo para avaliar a lubrificação de uma camada
fina de 0,76µm de ouro puro aplicada sobre a superfície de parafusos para fixação
de pilares constituídos por uma liga de ouro-paládio, e avaliaram sua influência no
desenvolvimento de pré-carga na interface implante-pilar. Foram avaliados
parafusos para fixação de pilar com e sem esta camada e fixados com torques de
12, 20 e 32Ncm, divididos em 6 grupos com 10 parafusos cada, sendo 3 grupos
com a camada de ouro (fixados com torques de 12, 20 e 32Ncm) e 3 grupos sem
esta camada com a mesma divisão. Foram posicionados em uma máquina de
testes, e a carga necessária para uma abertura da interface implante-pilar de
0,0064mm foi registrada. Os dados indicaram que a aplicação da camada de ouro
no parafuso fixador de pilar resulta em um aumento de 26, 24 e 24% na pré-carga
se comparados aos mesmos parafusos sem a mesma, ao sofrerem torques de 12,
20 e 32Ncm respectivamente.
28
Para Robb & Porter (1998) quando um torque é aplicado em um parafuso
para fixação de pilar, uma grande parcela é direcionada à fricção entre as
superfícies de contato ao invés de conversão em rotação do parafuso, esta
rotação que pode aumentar pela redução da fricção. Sabendo-se que o ouro puro
pode funcionar como um lubrificante seco quando interposto entre duas
superfícies duras, estes autores realizaram um estudo para determinar se uma
fina camada de ouro com 0,76µm de espessura aplicada sobre o parafuso para
fixação de pilar permitiria uma maior rotação durante sua fixação, aumentando a
pré-carga. Foram divididos em 6 grupos com 10 parafusos cada: 3 grupos com a
camada de ouro (fixados com torques de 12, 20 e 32Ncm) e 3 sem esta camada.
Os resultados mostraram que com a presença da camada de ouro, obteve-se um
aumento na rotação de 73, 76 e 62%, comparando-se com os grupos sem a
mesma, ao serem fixados com torques de 12, 20 e 32Ncm respectivamente.
Lang, May, Wang (1999) afirmaram que quando o parafuso para fixação de
pilar é apertado ao implante, o torque de fixação é chamado pré-carga, que induz
um estresse compressivo nas superfícies do implante e pilar que estão sendo
unidas. Existe um valor de estresse em que esta união está protegida contra
cargas externas desde que não excedam a pré-carga. Quando esta é atingida, o
parafuso sofrerá toda a carga externa aplicada ao sistema. Entretanto, quando a
carga externa total sofrida pelo parafuso é maior que a resistência do mesmo, a
proteção exercida pela pré-carga é perdida e aumenta o risco de perda ou fratura
29
do parafuso. Quando uma carga externa é aplicada ao sistema parte da carga
produz um afrouxamento do estresse de compressão e parte aumenta a carga de
tensão sobre o parafuso. Quando a carga total aplicada ao parafuso (pré-carga e
carga externa) excede o limite de fadiga, sua resistência à fadiga diminui
drasticamente, assim como sua habilidade em manter os componentes unidos.
Visando esclarecer algumas questões mecânicas em próteses implanto-
suportadas, estes autores realizaram um estudo para examinar a força transmitida
ao implante com e sem o uso de um dispositivo de contra-torque durante o
apertamento do parafuso para fixação do pilar, pois pouco se sabe sobre a
condição da união pilar/parafuso para fixação do pilar antes da carga e após o
desenvolvimento da pré-carga. Foram utilizados 30 implantes da marca comercial
Bränemark
®
(Nobel Biocare, Suécia) com 3,75mm de diâmetro por 10mm de
comprimento e 10 com 5mm de diâmetro por 10mm de comprimento além de 10
pilares do tipo Cera One
®
(grupo 1), 10 Estheticone
®
(grupo 2), 10 Procera
®
(Nobel
Biocare, Suécia) (grupo 3) e 10 AurAdapt
®
(grupo 4), estes que foram fixados aos
10 implantes com 5mm de diâmetro. Cada grupo foi dividido em 2 subgrupos,
sendo que em um subgrupo o parafuso foi fixado com um controlador de torque
sem o uso do dispositivo contra-torque, e no outro com a utilização do mesmo. Os
torques aplicados nos parafusos para fixação de pilares foram de 32Ncm para o
grupo 1 e 3, 20Ncm para o grupo 2 e de 45Ncm para o grupo 4. Foram
observadas diferenças significativas na força de fixação transmitida ao implante
com ou sem a utilização do dispositivo de contra-torque nos parafusos para
pilares, sendo que o grupo 1 apresentou um torque médio de 28,62Ncm sem a
utilização do dispositivo de contra-torque contra 2,90Ncm com sua utilização, o
30
grupo 2 apresentou 19Ncm e 1,80Ncm, o grupo 3: 30,10Ncm e 2,20Ncm e o grupo
4: 38,40Ncm e 3,50Ncm respectivamente. Como foram aplicados diferentes
torques para cada grupo, os resultados foram avaliados em porcentagens
utilizando análise de variância (ANOVA). Uma média de 91% da pré-carga gerada
pelo torque de fixação recomendado foi transmitida para a interface implante-osso
na ausência do dispositivo de contra-torque, valores que diminuíram
drasticamente com sua utilização, quando em todos os sistemas de pilares menos
de 10% desta pré-carga foi transmitida. Este dispositivo tem a função de limitar o
contato entre o hexágono externo do implante e o hexágono interno do pilar que
durante a fixação pode transmitir forças ao tecido ósseo podendo resultar em
microfraturas na interface biológica.
Mahon, Norling, Phoenix (2000) realizaram um trabalho onde avaliaram a
dissipação de uma força aplicada sobre um sistema de prótese sobre implantes na
região periimplantar e as deformações sofridas pelo pilar. Este sistema era
constituído por um implante de 10mm de comprimento, um pilar e uma coroa de
ouro parafusada. Foram avaliados diversos diâmetros de implantes sobre cargas
estáticas associados a pilares com diâmetros de 4,1 e 5,0mm. Os implantes foram
divididos em 2 grupos conforme as marcas comerciais. O primeiro grupo, com
implantes da marca comercial Implant Innovations
®
, Inc. (West Palm Beach, EUA),
foi subdividido em 5 grupos, sendo que para cada um dos seguintes diâmetros
(3,25; 3,75; 4,0; 5,0 e 6,0mm) foram avaliados 5 implantes. O segundo grupo
possuía 15 implantes de titânio da marca comercial Bränemark
®
(Nobel Biocare,
Suécia) também com 10mm de comprimento e diâmetros de 3,75; 4,0 e 5,0mm.
31
Todos implantes foram embebidos em blocos de resina fotoelástica e os pontos de
interesse das medidas foram marcados para avaliação fotoelástica do estresse
produzido sobre cargas na região periimplantar, e cada pilar recebeu um
extensômetro para avaliar sua deformação. Cada conjunto sofreu uma carga não
axial de 176N aplicada a 5,0mm do eixo central do implante. Foi observado que o
estresse nos implantes com 6,0mm de diâmetro foi menor que nos de 5,0mm.
Quanto aos pilares, os que foram conectados aos implantes de 5,0 e 6,0mm de
diâmetro da marca comercial Implant Innovations
®
, Inc. (West Palm Beach, EUA),
apresentaram um maior diâmetro (5,0mm), e também tiveram valores de estresse
menores que os de 4,1mm, o que tem relação com a pré-carga produzida no
parafuso do pilar. Assim, a utilização de pilares mais largos pode auxiliar a
prevenir a perda de pré-carga em situações clínicas, o que pode reduzir a
incidência de perda e fratura do pilar e parafuso.
Weiss, Kozak, Gross (2000) realizaram um estudo para avaliar mudanças
nos torques de remoção na união implante/pilar devido aos diferentes tipos de
terminações de pilares utilizando um torque constante. Durante os procedimentos
de moldagem e fabricação de uma prótese implanto-suportada, repetidas fixações
e remoções de parafusos para fixação de pilares podem causar desgaste dos
componentes e diminuir a adaptação friccional entre as partes, resultando em
alteração da resistência na abertura e potencial para perda da pré-carga e do
torque de remoção (retenção). Repetidos ciclos de abertura e fechamento foram
utilizados para simular o relaxamento por contato in vitro dos componentes de 7
sistemas de implantes/pilares de 5 fabricantes. Os valores de torque de remoção
32
dos parafusos foram registrados após 200 consecutivas fixações por um torque de
20Ncm (aplicado por 5 segundos), sendo que o parafuso foi solto após 10
segundos de sua fixação, quando foi registrado o torque de remoção. Observaram
uma diminuição progressiva destes valores nos parafusos para fixação de pilares
em todos os sistemas de implantes, provavelmente devido à diminuição no
coeficiente de fricção entre os componentes em contato. Sistemas do tipo cone
morse e conexões do sistema spline mantiveram uma grande resistência a forças
de abertura. A porcentagem de perda do torque inicial variou de 3 a 20% na
abertura imediata (primeira abertura), e de 4,5 a 36% em média nos 30 primeiros
ciclos de abertura e fechamento, valores que continuaram decaindo até os 200
ciclos. Ficou evidente a importância clínica de repetidos ciclos de abertura e
fechamento, sugerindo que durante os procedimentos clínicos e laboratoriais os
ciclos sejam reduzidos ao máximo antes do torque final para reduzir o risco de
perda do parafuso.
Gratton, Aquilino, Stanford (2001) investigaram micromovimentos e a fadiga
dinâmica através da medida da abertura na união implante-pilar em sistemas de
implantes dentários em função de 3 torques aplicados aos parafusos para fixação
de pilar quando submetidos a cargas que simulam uma situação clínica. Foram
utilizadas 15 restaurações implanto-suportadas unitárias, cada uma contendo um
pilar de ouro tipo UCLA
®
, aleatoriamente divididos em 3 grupos (fixados com
torques de 16, 32 e 48Ncm). Cada grupo foi formado por 5 implantes (3,75mm de
diâmetro por 15mm de comprimento) e 5 parafusos de ouro para fixação de pilar
com engate quadrado. Uma máquina para testes aplicou ciclos compressivos, e
33
utilizou extensômetros de metal líquido para registrar os micromovimentos na
interface de união implante-pilar medindo a abertura desta união após 100, 500,
1.000, 10.000, 50.000 e 100.000 ciclos. O grupo que recebeu torque de 16Ncm
apresentou os maiores movimentos comparados aos grupos que receberam
torques de 32 e 48Ncm em todos os intervalos de ciclos, com valor máximo de
abertura de 17µm. Não foram observados sinais de fadiga, pois o limite máximo de
ciclos deste estudo foi insuficiente para que ela pudesse ocorrer em níveis
mensuráveis. Também concluíram que valores de torques menores apresentaram
um significativo aumento nos micromovimentos na interface implante-pilar, mesmo
em uniões aparentemente estáveis.
Segundo Hoyer et al. (2001) a longevidade de uma restauração unitária
implanto-suportada depende, em parte, de uma conexão estável entre a
restauração protética e o implante. Para avaliar aspectos relativos a este conceito,
estes autores realizaram um estudo investigando a fadiga sofrida pelos parafusos
para fixação de pilar ao unirem pilares do tipo UCLA
®
com diâmetros largos e
convencionais aos implantes através da medida da abertura da união implante-
pilar sobre cargas dinâmicas. Estes autores realizaram o trabalho com a hipótese
de que a pré-carga de um sistema de prótese unitária parafusada sobre implantes
seria perdida pela deformação plástica do parafuso para fixação de pilar causada
pela fadiga. Para isso foram utilizados 5 implantes hexagonais com 3,75mm de
diâmetro por 15mm de comprimento que receberam 5 estruturas com pilares
unitários do tipo UCLA
®
, com 3,75mm de diâmetro (Grupo A) e 5 implantes com
34
6,0mm de diâmetro por 15mm de comprimento que receberam 5 estruturas com
pilares tipo UCLA
®
de 6,0mm de diâmetro (Grupo B). Dois espécimes de cada
grupo sofreram alterações no hexágono interno do pilar, modificação
freqüentemente realizada laboratorialmente. O pilar com diâmetro de 3,75mm foi
unido ao implante por um parafuso de ouro (Gold-tite
®
) fixado com um torque de
32Ncm, e o implante com 6,0mm de diâmetro recebeu um parafuso de titânio
fixado com um torque de 25Ncm. As estruturas sofreram uma carga dinâmica de
120±10N e foram utilizados extensômetros de metal líquido para avaliar a abertura
na união implante-pilar. As medidas foram realizadas em intervalos de ciclos de
1.000, 10.000, 100.000 e 500.000. Foi observado que 2 dos 3 espécimes com
3,75mm e todas as 3 com 6,0mm de diâmetro que não sofreram a modificação
mantiveram suas uniões fechadas com médias de abertura de 14±7µm e 11±10µm
respectivamente sobre cargas dinâmicas após 500.000 ciclos. Ambos os
espécimes que sofreram a alteração de 3,75mm de diâmetro (além do espécime
que não sofreu alteração) falharam em manter a união fechada, uma com fratura
do parafuso (com a abertura sendo maior que 50µm). Um dos dois espécimes com
6,0mm de diâmetro que sofreu a alteração falhou em manter a união fechada
também por fratura do parafuso. A interface implante-pilar de implantes com
hexágono externo de 3,75 e 6,0mm de diâmetro apresentaram aberturas similares
na união após cargas dinâmicas, e ajustes laboratoriais dos pilares diminuíram
significativamente a vida útil do parafuso para fixação do pilar.
35
Martin et al. (2001) realizaram um estudo para avaliar a influência dos
materiais e superfícies de 4 marcas comerciais de parafusos para fixação de
pilares em sistemas de implantes dentários na geração de pré-carga. A perda
destes parafusos continua sendo um problema importante nas restaurações
implanto-suportadas, e alguns fabricantes introduziram parafusos com superfícies
tratadas para aumentar a pré-carga, diminuindo o coeficiente de fricção e
reduzindo o potencial de perda. Foram utilizados 20 parafusos de cada marca
comercial: Gold-Tite
®
(Gt, recoberto com a espessura de 0,76µm de uma liga com
99,9% de ouro, atuando como um lubrificante seco), Torq-Tite
®
(Tt), liga áurica e
liga de titânio, que foram divididos em 2 grupos com 10 parafusos dependendo do
torque aplicado (20 e 32Ncm). Para as medidas foram utilizados 80 sistemas com
implantes possuindo 3,75mm de diâmetro por 18mm de comprimento com
hexágono externo e pilares de titânio, todos fixados em blocos de resina. Foram
medidos os ângulos de rotação nos 4 tipos de parafusos com um torque de 20 e
32Ncm, além dos valores de torque de remoção, que foram registrados 5 minutos
após sua fixação, estes que foram utilizados para o cálculo da pré-carga, o mesmo
procedimento foi repetido 4 vezes para cada espécime, obtendo assim 5 medidas
de cada parafuso. Posteriormente os blocos de implantes foram seccionados e
avaliados por microscopia eletrônica de varredura. Para torques de 20 e 32Ncm,
os maiores ângulos de rotação foram registrados para o grupo (Tt), com 21,2±3,1
e 38,1±8,7 graus respectivamente. Os maiores valores de pré-carga calculada
para torques de 20 e 32Ncm foram encontrados no grupo (Gt), com 596,8±101,2N
e 1015,3±191,2N, respectivamente. As análises microscópicas revelaram um
36
contato das roscas na porção média da superfície superior das roscas dos
parafusos, e o maior número de contatos foram encontrados no grupo (Gt). Apesar
das limitações deste estudo in vitro, como ausência de cargas e a medida indireta
de pré-carga (o ideal seria a medida direta com extensômetros), os parafusos Gt e
Tt com superfícies aumentadas que auxiliam a reduzir o coeficiente de fricção
produziram maiores ângulos de rotação e valores de pré-carga que os parafusos
convencionais de ligas de titânio e ouro.
Nissan et al. (2001) observaram que distribuições desfavoráveis de
estresses oclusais podem resultar em perdas da prótese, de parafusos e até da
osseointegração. Visando esclarecer alguns aspectos relacionados a este
problema, realizaram um estudo para avaliar o efeito de diferentes torques e
seqüências de aplicação, assim como o de diferentes operadores no estresse
gerado em estruturas satisfatoriamente adaptadas para próteses implanto-
suportadas utilizando técnica de impressão esplintada. Foi avaliado o efeito de
torques de 10 e 20Ncm com a utilização de 30 estruturas, sendo que o estresse
produzido foi registrado através de 4 extensômetros. O estresse produzido para o
torque de fixação de 10Ncm variou entre 150,43 e 256Ncm. Para 20Ncm, variou
entre 149,43 e 284,37Ncm. Quanto à seqüência de fixação os valores foram:
150,8 a 308,43Ncm (esquerda para direita), 154,63 a 274,80Ncm (direita para
esquerda) e para os diferentes operadores variou de 100,13 a 206,07Ncm, sendo
que não foram observadas diferenças estatísticas nos valores de estresse em
função do torque de fixação, seqüência de fixação e operadores com a técnica de
impressão esplintada. Concluíram que o potencial de diferentes torques e
37
seqüências de fixação para gerar estresses desfavoráveis pode ser minimizado
com a utilização da técnica de impressão esplintada, promovendo uma estrutura
bem adaptada.
Tan & Nicholls (2001) realizaram um estudo para medir a pré-carga do
parafuso para fixação de pilar na interface implante/pilar após sofrer o torque de
fixação em 7 sistemas de pilares utilizando células medidoras. A pré-carga é a
força de união necessária para manter a integridade da união do parafuso que une
o pilar ao implante e propicia longevidade clínica aos componentes protéticos, e é
dependente do desenho do pilar, diâmetro do parafuso, torque aplicado e
velocidade de aplicação do torque. A relação entre o torque aplicado e a pré-carga
produzida pode variar em função de propriedades do material e diâmetro do
parafuso para fixação de pilar, sua geometria, coeficiente de fricção entre as 2
superfícies em contato, além de situações clínicas. Uma falta de adaptação
passiva pode causar complicações protéticas como falha do parafuso de ouro, do
parafuso para fixação do pilar, fratura do cilindro de ouro, da estrutura metálica e
possível perda da osseointegração. As próteses implanto-suportadas necessitam
um nível de adaptação maior, pois estão ancoradas no osso que possui uma
movimentação de 17 a 66µm, bem menor que a movimentação do ligamento
periodontal de 100 a 200µm. O estresse sofrido pelo parafuso para fixação de pilar
durante a função corresponde ao somatório da pré-carga, estresse de distorção
(informação do fabricante), e estresse das cargas funcionais (que é intermitente e
varia em magnitude). Em função deste problema, este estudo teve por objetivo
38
medir e comparar a pré-carga produzida na união implante/pilar em vários
sistemas de pilares comparando a aplicação lenta e rápida do torque de fixação.
Os torques aplicados seguiram a determinação do fabricante, sendo 20 ou 32Ncm
dependendo do tipo de pilar a ser fixado. A definição do nível de pré-carga talvez
auxilie no entendimento do estresse geral no parafuso na interface implante-pilar.
Foram comparadas 7 marcas comerciais sendo posicionados 2 extensômetros a
180 graus entre si no corpo do pilar e presos por um adesivo. Os implantes
tiveram suas roscas internas removidas e fixadas verticalmente em uma mesa
giratória, esta modificação foi necessária para permitir que vários parafusos de
pilares fossem testados apenas no corpo do pilar e não presos pelas roscas
internas quando as cargas verticais foram aplicadas durante a calibragem. A
menor pré-carga registrada foi 180,6N para o pilar Standard
®
da marca comercial
Bränemark
®
(Nobel Biocare, Suécia) com 5,5mm de altura com velocidade de
aplicação de torque lenta e a máxima foi 666,4N para o Cera One
®
com 2,0mm de
altura, também com aplicação lenta do torque de fixação.
Al Rafee et al. (2002)
avaliaram in vitro o efeito de repetidos torques e
contaminação salivar na resistência de parafusos protéticos de ouro, visto que
torques repetidos podem alterar propriedades mecânicas e a resistência à fratura
de certos parafusos. Foram utilizados 45 parafusos protéticos de ouro do mesmo
fabricante (Implant Innovations
®
, Inc., West Palm Beach, EUA), que foram
divididos em 9 grupos de 5, e submetidos a 2 situações, 4 grupos em que foram
lubrificados com saliva e 4 que não sofreram lubrificação, além do grupo controle
(com 5 parafusos). Os 4 grupos lubrificados com saliva foram subdivididos quanto
39
ao número de remoções: 1, 5, 10 e 20 (sendo 5 parafusos para cada), e foram
fixados com um torque de 10Ncm. Os outros 4 grupos, que não foram lubrificados,
sofreram a mesma subdivisão que os grupos lubrificados quanto ao número de
remoções. Cada unidade consistia de um implante, um pilar, um parafuso para
fixação do pilar, e um cilindro de ouro. O mesmo implante e pilar foram utilizados
durante os testes, entretanto o cilindro de ouro e o parafuso do pilar foram
trocados cada vez em que foi testado um novo parafuso protético. Após os ciclos
foi avaliada a resistência à fratura de cada parafuso em uma máquina de testes
universal e posteriormente foram observados através de microscopia eletrônica de
varredura. Os valores ficaram entre 97,6±2,2kg a 101,2±1,6kg para o grupo dos
parafusos lubrificados e entre 97,6±2,2kg a 102,0±2,1kg para o grupo dos
parafusos não lubrificados. Não foram encontradas diferenças significativas entre
os lubrificados e não lubrificados (o que contraria o conceito de que em um
ambiente úmido, aplicações repetidas de torque no mesmo parafuso aumentariam
a pré-carga), assim como também não foi observada nenhuma redução nos
valores de resistência dos parafusos após os 20 torques. Apesar das limitações
deste trabalho, estes resultados sugerem que os parafusos de ouro podem ser
fixados e removidos 20 vezes sem nenhum efeito na resistência final e a
lubrificação com saliva durante o torque também não tem nenhum efeito aparente
na resistência final.
Lang, Wang, May (2002)
afirmaram que limitar as discrepâncias entre os
hexágonos de pilares e implantes assim como dos movimentos rotacionais do pilar
40
sobre o implante em menos que 5 graus pode resultar em uma união mais estável
do parafuso para fixação de pilar. Entretanto, esta relação após o aperto do
parafuso para fixação de pilar não é conhecida, assim como o efeito de um
dispositivo de contra-torque na limitação do movimento do pilar e na transmissão
de cargas para a interface implante/tecido ósseo durante a fixação do parafuso.
Este estudo examinou a orientação do hexágono do pilar em relação ao hexágono
do implante após a fixação do parafuso para fixação de pilar em vários sistemas
de pilares com e sem o uso do dispositivo de contra-torque. Foram utilizados 30
implantes (3,75mm de diâmetro (RP, plataforma regular) por 10,0mm de
comprimento) e 10 com 5,0mm de diâmetro (WP, plataforma larga) por 10,0mm de
comprimento (que receberam os pilares AuraAdapt
®
), 10 pilares do tipo Cera One
®
(Nobel Biocare, Suécia), 10 Estheticone
®
(Nobel Biocare, Suécia), 10 Procera
®
(Nobel Biocare, Suécia) e 10 AurAdapt
®
(Nobel Biocare, Suécia) (sendo que em 5
de cada tipo de pilar o parafuso foi fixado com a utilização do contra-torque). Os
espécimes foram seccionados em uma direção horizontal no nível dos hexágonos
e suas orientações foram avaliadas quanto ao grau e direção de rotação do
hexágono dos pilares ao redor do hexágono dos implantes. Os níveis máximos de
rotação para os 4 tipos de pilares com ou sem o dispositivo de contra-torque foi
menor que 3,53 graus. A orientação dos hexágonos medida na adaptação da
rotação em todos os sistemas de pilares foi menor que os 5 graus sugeridos como
ideais para uma união estável. Concluíram que a utilização do dispositivo de
contra-torque apresentou pouca influência na orientação dos hexágonos, pois
todos os sistemas avaliados apresentaram valores aceitáveis, mas interfere
41
consideravelmente no estresse transferido à interface osso/implante durante a
fixação do parafuso.
Lee et al. (2002) realizaram um estudo para avaliar os efeitos de uma
força mastigatória simulada em componentes de um sistema de implante dentário
através de uma análise que utilizou a leitura de ondas produzidas durante estes
testes. Para simular o sistema mastigatório foi confeccionado um cilindro
pneumático. Foram utilizados 13 pilares (4mm de altura) fixados a implantes com
hexágono externo (3,75mm de diâmetro por 10mm de comprimento) por parafusos
para fixação de pilares com 20Ncm, e a este sistema foram fixadas coroas
unitárias através de parafusos protéticos de ouro por um torque de 10Ncm. Dez
coroas sofreram uma carga cíclica de 100N a um ângulo de 30
o
em relação ao
longo eixo do implante, e as outras 3 coroas sofreram a mesma carga
verticalmente e serviram de controle. O efeito de 1 milhão de ciclos (equivalente a
um ano de função) e vários torques aplicados (2, 4, 6, 8, 10 e 12Ncm) na perda
dos parafusos foram avaliados por análise de ondas através do registro dos
deslocamentos horizontais das coroas. Dos 10 parafusos avaliados, 4 foram
perdidos antes do total de ciclos (1 milhão), e nenhum parafuso foi perdido no
grupo controle, assim como nenhum parafuso para fixação de pilares em ambos
os grupos. Apesar das limitações deste estudo, observaram que o torque aplicado
possui um efeito significativo na perda de parafusos, e que um torque maior que
10Ncm seria recomendável para a fixação de parafusos protéticos de ouro neste
sistema de implantes com hexágono externo.
42
Tzenakis et al. (2002) avaliaram o efeito de repetidos torques e da
contaminação salivar na pré-carga em parafusos protéticos de ouro para
implantes. Para realizar este trabalho foram utilizados: 1 implante (3,75mm de
diâmetro por 10mm de comprimento), 1 pilar, 15 parafusos para fixação de pilares,
15 cilindros de ouro e 15 parafusos protéticos de ouro. As medidas foram
realizadas através de extensômetros adaptados a uma célula medidora. Os
componentes foram lubrificados com saliva e cada parafuso protético de ouro foi
fixado com um torque de 10Ncm, permanecendo em posição por 5 minutos, sendo
posteriormente removidos, lubrificados e novamente fixados por mais 9 vezes,
protocolo que foi repetido para os outros 14 parafusos. Após as 10 repetições o
cilindro de ouro e o parafuso para fixação de pilar foram descartados. Os
parafusos foram avaliados por microscopia eletrônica antes e após os torques. As
pré-cargas foram medidas na primeira (Grupo 1x), quinta (Grupo 5x) e décima
fixação (Grupo 10x). A pré-carga média aumentou gradativamente quanto ao
número de fixações, sendo de 184,3±28,9N para o Grupo 1x, 202,5±27,7N para o
Grupo 5x e 220,2±29,0N para o Grupo 10x. Apesar das limitações deste trabalho,
valores maiores de pré-carga foram atingidos após o uso repetido de parafusos
protéticos de ouro lubrificados com saliva, o que sugere que nas consultas de
prova sejam utilizados parafusos de ouro, para que se atinja uma pré-carga maior
no torque final.
Drago (2003) realizou um estudo para avaliar a eficácia clínica de
restaurações implanto-suportadas cimentadas a pilares parafusados do tipo
43
UCLA
®
. Foram utilizados parafusos para fixação de pilares com engates
quadrados do tipo Gold-Tite
®
, de ouro-paládio, cobertos por uma camada de
0,76µm de ouro, fixados com um torque de 35Ncm. Este estudo avaliou 73
pacientes que foram tratados com 110 implantes da marca comercial Osseotite
®
(Implant Innovations
®
, West Palm Beach, EUA). As coroas foram cimentadas aos
pilares com cimento provisório e os pacientes foram acompanhados por pelo
menos um ano após carga oclusal. Quatro pacientes com 6 implantes foram
perdidos entre 6 e 12 meses de acompanhamento, nas 104 restaurações unitárias
restantes, um parafuso foi considerado perdido na avaliação após 12 meses
realizada pelo autor, representando 99% de sucesso. Os resultados suportaram a
tese de que parafusos com uma superfície aumentada podem melhorar o contato
parafuso/implante, aumentando os valores de rotação e de pré-carga. Concluíram
que os parafusos Gold-Tite
®
fixados com um torque de 35Ncm mantém uma
conexão implante/pilar estável, pois obteve-se sucesso na prática clínica neste
período mínimo de avaliação.
Lang et al. (2003) realizaram um estudo onde examinaram o
desenvolvimento da pré-carga em sistemas de implantes utilizando análise de
elemento finito, avaliando o efeito do coeficiente de fricção durante e após
aplicação do torque. Foram realizados desenhos geométricos de 2 diferentes tipos
de implantes do sistema Bränemark
®
(Nobel Biocare, Suécia) para inserção em
um software especial. O primeiro implante era do tipo Mark III
®
(Nobel Biocare,
Suécia), com 3,75mm de diâmetro por 10mm de comprimento, associado a um
44
pilar Cera One
®
, e parafuso para fixação de pilar de ouro do tipo Unigrip
®
. O
segundo era composto por um implante cônico do tipo Replace Select System
®
(Nobel Biocare, Suécia) (4,30mm de diâmetro por 10mm de comprimento), um
pilar de titânio Straight Esthetic
®
e parafuso para fixação de pilar de titânio Torq-
Tite
®
. Os parafusos foram submetidos a incrementos de torque de 1Ncm de 0 a
64Ncm. Foram realizados 2 experimentos, avaliando 2 diferentes coeficientes de
fricção. Utilizando análise de elemento finito, no primeiro experimento a pré-carga
foi de 381,7N para o sistema Mark III
®
com um torque de 32Ncm (recomendado
pelo fabricante para o parafuso Unigrip
®
utilizado neste sistema) e para o sistema
Replaced Select
®
foi de 492,6N para o mesmo torque e 532,7N para um torque de
35Ncm (recomendado para o parafuso Torq-Tite
®
utilizado neste sistema). No
segundo experimento, com a diminuição do coeficiente de fricção a pré-carga foi
de 677,6N para o sistema Mark III
®
e 722,9N para o sistema Replace Select
®
para
um torque de 32Ncm e 805,8N para um torque de 35Ncm. Foi observado um
aumento significativo nos valores de pré-carga no segundo experimento com a
diminuição do coeficiente de fricção (0,12, que corresponde aos metais mais
lubrificados), mas ainda inferior ao considerado ideal de 825N correspondente à
pré-carga produzida com a aplicação de 75% do torque necessário para fraturar o
parafuso, comprovando que o coeficiente de fricção é o fator de maior importância
na produção da pré-carga para um determinado torque.
Alkan, Sertgöz, Ekici (2004) realizaram um estudo para investigar a
distribuição do estresse em parafusos protéticos e parafusos para fixação de
pilares em 3 sistemas de implantes após cargas oclusais. Foram utilizados um
45
pilar da marca comercial Bränemark
®
(Nobel Biocare, Suécia) para hexágono
externo parafusado, e 2 da marca comercial ITI
®
(Straumann Inc., Berne, Suíça)
com 8
o
de inclinação do tipo cone morse, sendo 1 cimentado e o outro com
octágono interno parafusado. Os pilares sofreram análise por elemento finito ao
receberem cargas simulando 3 situações oclusais: cargas horizontais (10N),
verticais (35N) e oblíquas (70N), todas aplicadas sobre a superfície oclusal das
coroas de porcelana. Foi observado que o estresse tanto no parafuso para fixação
de pilar quanto no parafuso protético aumenta com cargas horizontais nos 3
sistemas. Para cargas verticais e oblíquas os estresses diminuíram para todos os
sistemas, com exceção do parafuso protético no sistema ITI
®
(Straumann Inc.,
Berne, Suíça) 8
o
do tipo cone morse com octágono interno parafusado após
cargas oblíquas de 70N. Os valores máximos de estresse nas 3 condições de
cargas não ultrapassaram os valores de resistência dos parafusos protéticos e
para fixação de pilares nos 3 sistemas, o que implica que provavelmente não
apresentariam falhas sobre cargas oclusais.
Cantwell & Hobkirk (2004) realizaram um estudo para testar a hipótese
de que mesmo com uma correta fixação de parafusos de ouro, a pré-carga é
perdida com o tempo, sem a atuação de cargas externas. Uma perda da pré-carga
é esperada pela deformação plástica das superfícies de contato. Estima-se que
10% da pré-carga inicial gerada pela aplicação do torque em um sistema de
roscas seja perdida pelo relaxamento das superfícies de contato. Se o valor da
pré-carga for excessivo, o parafuso irá fraturar, em um nível levemente menor que
este, o parafuso irá se deformar plasticamente, resultando em perda da pré-carga.
46
Se a pré-carga do parafuso permanece em seu limite elástico, conseguirá resistir a
separação das partes unidas se as forças aplicadas forem menores que a pré-
carga. A questão principal é: qual a pré-carga ótima para uma situação clínica que
minimize a possibilidade de fratura ou perda do parafuso causada por sobre
apertamento, enquanto maximiza a resistência a fadiga dos componentes? Alguns
sugerem que a pré-carga ideal para um parafuso seja 75% da força necessária
para exceder sua resistência à fratura. Para esta avaliação foi utilizado 1 implante
da marca comercial Bränemark
®
(Nobel Biocare, Suécia), com 10mm de
comprimento por 3,75mm de diâmetro, que foi montado verticalmente em um
bloco de resina, e recebeu 1 pilar Standard
®
com 7mm. Foram posicionados 3
extensômetros eqüidistantes e paralelos ao longo eixo do pilar, que foi fixado com
um torque de 20Ncm. Neste caso o pilar atua como um transmissor de forças,
medindo alterações na pré-tensão no parafuso de ouro que alteram o
comprimento do pilar. A amostra foi constituída de 5 grupos, cada um contendo 1
parafuso protético, 1 cilindro de ouro e 1 parafuso para fixação de pilares, sendo
que o implante e o pilar não foram trocados em todo o experimento. Os parafusos
protéticos receberam um torque de 10Ncm em uma baixa velocidade e o
procedimento repetido 20 vezes. Foi avaliada a perda inicial de pré-carga nos
primeiros 10 segundos após a fixação, e avaliados nas próximas 15 horas. A pré-
carga média gerada nas 5 amostras foi 319,6N, com um desvio padrão de 88N, e
foi observada perda na pré-carga em todos os testes, com uma média de 24,9%
de perda em 15 horas, sendo que 29,5% deste valor foi perdido nos primeiros 2
segundos e 40,2% nos primeiros 10 segundos. Essa variação na geração da pré-
carga e sua progressiva perda com o tempo pode explicar porque os parafusos de
47
ouro são perdidos. Este estudo utilizou parafusos novos, entretanto, têm-se
evidências que subseqüentes apertamentos do mesmo parafuso podem resultar
em uma diminuição da pré-carga no sistema originalmente ativado.
Cehreli, Akça, Tönük (2004) realizaram um estudo para comparar o
torque aplicado utilizando torquímetros manuais novos e usados. Foram avaliados
em implantes do tipo cone morse da marca comercial ITI
®
(Straumann Inc., Berne,
Suíça), utilizando 15 torquímetros divididos em 3 grupos de 5, sendo que os do
grupo 1 nunca tinham sido utilizados, os do grupo 2 foram utilizados entre 50 e
200 vezes e os do grupo 3 entre 500 e 1.000 vezes. Os torques aplicados foram
de 35 e 15Ncm, sendo que os valores reais foram medidos com extensômetros.
Foi observado que os torquímetros novos apresentaram maiores valores de
torques que os dispositivos que já tinham sido utilizados, sendo que os do grupo 3
apresentaram torques de 1,5Ncm menores que os outros grupos para torques de
35Ncm e 1Ncm menores quando foram aplicados torques de 15Ncm, indicando
que o tempo de uso é uma variável significativa na utilização de torquímetros
manuais.
Khraisat et al. (2004) realizaram um estudo para avaliar o efeito de
cargas laterais cíclicas em diferentes localizações de aplicação na perda de
parafusos para fixação de pilar em sistemas de implantes com hexágono externo,
além da avaliação microscópicas das alterações. Este estudo foi realizado visando
esclarecer a grande freqüência de perda destes parafusos em restaurações
unitárias implanto-suportadas. Foram utilizados 15 conjuntos, cada um sendo
48
constituído por 1 implante do sistema Bränemark
®
(Nobel Biocare, Suécia) com
4,0mm de diâmetro por 10mm de comprimento, 1 pilar Cera One
®
(3mm de
altura), que foi fixado com um torque de 32Ncm e uma estrutura metálica de uma
prótese unitária que foi cimentada com fosfato de zinco. Para o grupo A uma carga
cíclica lateral de 50N foi aplicada em uma posição central e perpendicular ao longo
eixo dos implantes, enquanto que para o grupo B a mesma carga lateral foi
aplicada excentricamente, a uma distância de 4mm. Foram realizados 1.000.000
de ciclos, o que corresponde a 40 meses de função, e o grupo C serviu de
controle, pois não recebeu carga nenhuma. Após 10 minutos do torque de fixação
inicial, o parafuso foi reapertado com o mesmo torque para evitar o relaxamento
por contato e atingir a pré-carga ideal, sendo que 5 minutos após este segundo
torque, foi registrado o valor do torque de remoção, este que representa a
quantidade de pré-carga remanescente no sistema. Os valores de torque de
remoção foram registrados antes e após a aplicação da carga e a diferença foi
calculada. O grupo A (-4,26±0,86Ncm) apresentou diferenças significativas nos
valores de torque de remoção se comparados ao grupo B (-0,92±0,99Ncm). Os
autores concluíram que cargas laterais excêntricas podem influenciar na
preservação do torque inicial dos parafusos para fixação de pilar.
Tan, Tan, Nicholls (2004) realizaram um estudo para avaliar o momento
crítico de deformação (CBM), que é o momento em que cargas externas não
axiais ultrapassam a pré-carga da união do parafuso e causam a perda do contato
entre as superfícies dos componentes. Foram utilizados 2 tipos de implantes e 2
49
tipos de pilares, que foram divididos em 4 grupos, cada um com 5 conjuntos
implante-pilar. O CBM foi medido na união parafuso para fixação do pilar/implante
fixados com 25, 50, 75 e 100% do torque recomendado pelo fabricante. Foram
utilizados implante da marca comercial Bränemark
®
(Nobel Biocare, Suécia) com
3,75 (RP- plataforma regular) e 5,0mm (WP- plataforma larga) de diâmetro, com
pilares do tipo Cera One
®
(Nobel Biocare, Suécia) e Multiunit
®
(Nobel Biocare,
Suécia). As tensões geradas foram medidas por extensômetros em várias
distâncias das interfaces implante/pilar, e quando esta tensão desapareceu,
indicou que o contato entre as superfícies foi perdido. Todos os torques e medidas
foram repetidas 5 vezes, cada uma com um novo conjunto implante/pilar. Para os
pilares Cera One
®
(RP) a média do momento em que foi perdido o contato entre
os componentes pela atuação de uma força externa foi de 17,09; 35,35; 45,63 e
62,64Ncm para 25, 50, 75 e 100% do torque recomendado respectivamente,
enquanto que para os pilares Cera One
®
(WP) as médias foram 28,29; 62,97;
92,20 e 127,41Ncm, para os pilares Multiunit
®
(RP) as médias foram 16,08; 21,55;
34,12 e 39,46Ncm, e para os pilares Multiunit
®
(WP) foram 15,90; 32,86; 43,29 e
61,55Ncm, resultados que apresentaram diferenças estatísticas entre grupos e
entre os torques. Os implantes WP apresentaram um CBM significativamente
maior se comparados com os RP para os mesmos pilares, e os pilares Cera One
®
apresentaram valores maiores que os pilares Multiunit
®
para o mesmo diâmetro de
implante, mas deve-se levar em consideração que os torques recomendados para
os pilares Cera One
®
(32Ncm para os de plataforma regular (RP) e 45Ncm para os
de plataforma larga (WP)) são maiores que os recomendados para os pilares
Multiunit
®
(20Ncm para os do tipo RP e 32Ncm para os do tipo WP).
50
________________________________________________________
Proposição, Hipótese
51
3. PROPOSIÇÃO
O objetivo deste trabalho foi comparar os níveis de pré-carga obtidos em 3
tipos diferentes de parafusos para fixação de pilares utilizados em próteses
unitárias implanto-suportadas com pilar para próteses cimentadas (ouro, titânio e
titânio com tratamento superficial) através de extensiometria e medição do torque
de remoção após serem fixados com o mesmo valor de torque (30,07±0,28Ncm).
4. HIPÓTESE
Para esta avaliação partiu-se de uma hipótese nula, ou seja, que a variação
dos 3 materiais avaliados não teria influência na pré-carga produzida nem nos
valores de torque de remoção.
52
________________________________________________________
Materiais e Método
53
5. MATERIAIS E MÉTODO
5.1 LOCAL DE REALIZAÇÃO
Este trabalho foi realizado nas dependências do Laboratório de
Instrumentação do Departamento de Engenharia Mecânica e Mecatrônica da
Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul (PUCRS).
5.2 AMOSTRA
Para este trabalho foram utilizados 3 implantes cilíndricos do tipo parafuso
auto-rosqueante, de titânio liso com hexágono externo (Master Screw
®
, Conexão
®
,
Sistemas de Prótese Ltda., São Paulo, Brasil, referência 517415). Todos os
implantes possuíam 4,0mm de diâmetro (plataforma regular, RP), por 15mm de
comprimento, sendo todos do mesmo lote (5010345031) (Figura 01).
54
Figura 01 - Implantes da marca Figura 02 - Pilar do tipo Cera One
®
Conexão
®
(4,0 x 15mm)
Também foram utilizados 3 pilares transmucosos do tipo Cera One
®
(Conexão
®
, Sistemas de Prótese Ltda., São Paulo, Brasil, referência 045022) do
mesmo lote (5080915121), com 2,0mm de altura, indicados para confecção de
próteses unitárias cimentadas sobre implantes (Figura 02).
Para a fixação dos pilares transmucosos aos implantes foram utilizados 10
parafusos para fixação de pilares de ouro com engate quadrado (Conexão
®
,
Sistemas de Prótese Ltda., São Paulo, Brasil, referência 121022, todos do lote
5073147) (Figura 03), 10 parafusos de titânio com engate quadrado (Conexão
®
,
Sistemas de Prótese Ltda., São Paulo, Brasil, referência 121024, todos do lote
5063223) (Figura 04), e 10 parafusos de titânio com engate quadrado que
sofreram tratamento de superfície, comercialmente denominados Ti-Tite
®
(Conexão
®
, Sistemas de Prótese Ltda., São Paulo, Brasil, referência 121026,
todos do lote 5063035) (Figura 05).
55
Figura 03 - Parafuso de ouro com Figura 04 - Parafuso de titânio com
engate quadrado (Conexão
®
, Sistemas engate quadrado (Conexão
®
, Sistemas
de Prótese Ltda., São Paulo, Brasil) de Prótese Ltda., São Paulo, Brasil)
Figura 05 - Parafuso de titânio com tratamento de superfície
com engate quadrado (Conexão
®
, Sistemas de Prótese Ltda.,
São Paulo, Brasil)
56
Foi realizado um procedimento de teste “piloto” visando aferição da célula
de medição de carga utilizada onde foram destacados para uso um implante (lote
4090534224), um pilar transmucoso (lote 4122925012) e um parafuso de titânio
(lote 5053093) iguais aos descritos anteriormente, porém de lotes diferentes.
5.3 CÉLULA MEDIDORA DE CARGA
Com a utilização de uma célula medidora de carga foram avaliados os três
tipos de parafusos para fixação de pilares (ouro, titânio e titânio com tratamento de
superfície) quanto à pré-carga produzida e o respectivo torque de remoção.
Para a medição da pré-carga gerada durante a fixação do pilar
transmucoso ao implante foi idealizado um aparato, doravante denominado célula
medidora de carga, seguindo os princípios de construção da célula descrita por
Tzenakis et al. (2002), porém com algumas modificações, visto que estes
avaliaram a pré-carga gerada por parafusos protéticos de ouro.
Esta célula foi idealizada no Laboratório de Instrumentação do
Departamento de Engenharia Mecânica e Mecatrônica da Pontifícia Universidade
Católica do Rio Grande do Sul, Brasil e confeccionada pela metalúrgica COTRAC
Ltda. (Porto Alegre, RS, Brasil).
A célula foi confeccionada em aço, e constituída por um cilindro de alumínio
com 15mm de diâmetro por 100mm de comprimento (Figura 06), que possuía em
57
sua porção superior um orifício e uma rosca interna com o mesmo diâmetro dos
implantes, local em que foram fixados (Figura 07). Na sua porção inferior possuía
um orifício onde foi fixado por um parafuso à porção inferior da célula. Junto ao
parafuso havia uma rosca que foi fixada à porção inferior do cilindro para que este
não possua nenhum movimento de rotação (Figuras 08 e 09).
Figura 06 - Cilindro vertical Figura 07 - Orifício superior do cilindro
(15 x 100mm)
A porção inferior desta célula é constituída por uma lâmina metálica de
3,0mm de espessura (Figura 08) onde foram fixados os extensômetros, e na qual
foram mensuradas as alterações causadas pela fixação dos parafusos (pré-carga).
Esta lâmina é parafusada aos braços verticais para possibilitar que a célula seja
desmontada, o que é necessário para a troca dos implantes, e é transpassada
pelo parafuso que une o cilindro à lâmina.
58
Figura 08 - Lâmina sensível (3,0mm de espessura) Figura 09 - Cilindro
transpassada pelo parafuso e rosca de fixação parafusado à lâmina
do cilindro
Na porção superior desta célula, ao contrário da inferior, o “braço”
horizontal é soldado aos verticais. O “braço” horizontal possui uma abertura que
permite a passagem do implante em sua face inferior e em sua face superior
possui um “stop” onde o pilar transmucoso é posicionado de forma que seu
contato com o implante seja totalmente livre de interferências (Figuras 10 e 11).
Figura 10 - “Stop” para o pilar Figura 11 - Pilar Cera One
®
em posição
59
Quando o implante foi posicionado dentro do cilindro, e o cilindro estava
firmemente parafusado à lâmina, tornou o implante, o cilindro e a lâmina sensível
um bloco único. Assim, quando o pilar foi fixado ao implante pelo parafuso, devido
ao “stop” para o pilar transmucoso, fez com que a força gerada puxasse o bloco
em direção ao pilar, em função do alongamento sofrido pelo parafuso para fixação
do pilar. A força (pré-carga) foi medida pelos extensômetros fixados à lâmina
metálica em volts (V) que posteriormente foram convertidos para newtons (N).
Para que o valor total da força do bloco em direção ao pilar seja refletido
na lâmina sensível é importante observar que o cilindro não possua nenhum
contato com o “braço” horizontal superior, e que se tenha contato apenas entre o
implante e o pilar (Figura 12).
Figura 12 - Sem contato entre cilindro e a porção superior da célula medidora
60
5.4 EXTENSÔMETROS
Para a medição das deformações sofridas na lâmina sensível devido ao
aperto dos parafusos foram utilizados 4 extensômetros de resistência elétrica para
aço com 5mm de comprimento e resistência de 350,6±0,6 ohms (Kyowa Eletronic
Instruments
®
, CO., LTD, lote Y2005) (Figura 13), que foram fixados com uma cola
a base de cianoacrilato, dois na porção superior e dois na inferior em cada
extremidade da lâmina sensível (Figura 14). No momento em que são fixados a
uma superfície, os extensômetros acompanham as deformações sofridas por ela,
alterando a resistência à passagem elétrica que os percorre.
Os extensômetros de resistência elétrica medem a deformação
(mecânica) relativa através da determinação da variação da resistência elétrica
(BORCHARDT & ZARO, 1982).
Quando ocorre a fixação do pilar ao implante pelo parafuso, o cilindro é
puxado para cima, ocorrendo uma deformação da lâmina, sendo que sua face
superior é tracionada, e a inferior comprimida.
61
Figura 13 - Extensômetro de Figura 14 - Vista dos 2 extensômetros
resistência elétrica com 5mm posicionados na porção superior da lâmina
de comprimento
Para que os extensômetros possam medir variações relativas de
resistência elétrica, eles devem ser ligados de modo a constituir um circuito tipo
ponte. Assim, os extensômetros de resistência elétrica foram dispostos num
arranjo tipo Ponte de Wheatstone completa, que consiste no arranjo de 4
resistores (neste caso 4 extensômetros) dispostos retangularmente de forma que,
quando o produto de 2 extensômetros opostos se igualam, temos a ponte
equilibrada (quando R1xR3=R2xR4), situação em que deformações mecânicas
decorrentes de variações de temperatura não alteram os valores mensurados.
Cada dupla de extensômetros foi posicionada em uma extremidade da lâmina em
posição análoga, mas em face oposta do objeto em questão (Figura 14),
propiciando que qualquer variação elétrica decorrente de pequenas variações de
dimensões ocorridas na lâmina sensível possa ser aferida. Esta pequena variação
elétrica é amplificada por um circuito integrado especial (Burr-Brown
®
, INA101HP).
Após esta amplificação, o sinal é lido por um osciloscópio (TekTronix
®
, TDS 220,
62
100MHz), que apresenta em sua tela um gráfico de tensão em função do tempo,
gerado em tempo real e apresentado em volts (V).
5.5 MÉTODO
Para a realização do experimento a amostra anteriormente descrita foi
dividida em 3 grupos. Cada grupo foi formado por um conjunto implante/pilar
transmucoso e seus respectivos parafusos para fixação de pilares. O pilar do
grupo A foi fixado ao implante pelos parafusos de ouro, o do grupo B pelos
parafusos de titânio e o do grupo C pelos parafusos de titânio com tratamento de
superfície.
Para o início do teste a célula foi desmontada (na sua porção inferior) e o
implante foi fixado manualmente na porção superior do cilindro até atingir sua
posição final na rosca, momento em que deve possuir uma estabilidade suficiente
para que não rote durante a remoção dos parafusos para fixação de pilar. Após a
fixação do braço horizontal inferior ao restante da célula (Figura 15), o cilindro foi
colocado em posição, sendo que o parafuso inferior (que une o cilindro à lâmina
sensível) é firmemente apertado contra a lâmina sensível e a rosca bem apertada
contra a superfície inferior do cilindro (Figura 16). Neste momento deve ser
avaliado se a lâmina sensível foi posicionada de tal forma que o implante esteja
corretamente alinhado com o orifício superior, e que o cilindro não esteja em
contato com o braço horizontal superior, como já foi advertido anteriormente,
estando pronta para ser utilizada.
63
Figura 15 - Vista inferior da célula medidora Figura 16 - Parafuso inferior e
rosca corretamente apertados
Antes da fixação final do cilindro foi observado se ele manteve o
implante na altura ideal que coincida com o hexágono do pilar, pois esta altura não
é mais modificada até que ocorra a troca do grupo teste. Este posicionamento foi
realizado com sensibilidade manual, onde com o implante adaptado ao pilar acima
do nível ideal, baixou-se lentamente a altura do cilindro, até o ponto exato onde o
pilar transmucoso atinge o “stop” da célula, perdendo o contato com o implante.
Para a padronização do torque de fixação foi utilizado um torquímetro axial
digital (Faixa nominal 15 a 150Ncm, resolução 0,1Ncm, Torqueleader
®
, modelo
TSD150. Tipo I, classe E. N
o
de fabricação 117317), que foi calibrado previamente
ao experimento pela norma de referência ISO 6789:2003(E), apresentando um
erro médio de 0,79% (Figura 17). Junto ao torquímetro foi utilizada uma chave
quadrada com diâmetro de 1,27mm longa (Conexão
®
, Sistemas de Prótese Ltda.,
64
São Paulo, Brasil, referência 062300, lote 5091632) adaptada ao mesmo (Figuras
18 e 19).
Figura 17 - Torquímetro digital
Figura 18 - Chave adaptada Figura 19 - Chave em posição
Durante o mesmo procedimento foram realizadas duas medições: de
pré-carga e de torque de remoção.
Com o posicionamento do conjunto implante/pilar do grupo A, o primeiro
parafuso de ouro foi fixado ao implante com um torque de 30,07±0,28Ncm. Neste
momento foi registrado o valor de pré-carga inicial (em volts), e foi mantido em
65
posição por 5 minutos para estabilização da pré-carga, como recomendado por
Tzenakis et al. (2002), sendo que durante este período a pré-carga foi registrada
também após 1, 2, 3, 4 e 5 minutos de fixação para obtenção de uma média.
Neste momento o parafuso foi removido também com o auxílio do torquímetro
digital e o valor máximo de torque reverso necessário para sua remoção foi
registrado pelo dispositivo (em Ncm). Posteriormente o mesmo parafuso sofreu
mais 4 fixações, nas quais também foram registrados os valores de pré-carga a
cada minuto. Neste procedimento também se obteve uma média dos 5 valores de
torque necessário para remoção seqüencial de cada parafuso. Os próximos nove
parafusos para fixação de pilares de ouro sofreram o mesmo protocolo de
avaliação.
Após o término da avaliação do grupo A, foi realizado um procedimento
de conversão que será descrito posteriormente, pois a célula necessitou ser
desmontada para o posicionamento do conjunto implante/pilar do grupo B, e os
parafusos de titânio foram avaliados seguindo o mesmo protocolo do grupo A.
Posteriormente nova conversão foi realizada, a célula foi novamente desmontada
para o posicionamento do implante e pilar do grupo C e os parafusos de titânio
com tratamento de superfície foram avaliados seguindo o mesmo protocolo dos
grupos A e B e também sofrendo o procedimento de conversão após o teste.
Os testes foram realizados em 3 dias consecutivos com uma variação da
temperatura ambiente entre 21,7
e 24,4
o
C e da umidade relativa entre 65 e 83%,
66
aferidos por um termohigrômetro (TFA
®
, Thermo Hygro, termômetro com exatidão
de um décimo de grau celsius e higrômetro com acurácia de 1%).
5.6 CONVERSÃO
Devido à necessidade da remoção do cilindro da célula para o
posicionamento de um novo implante entre um grupo e outro, perde-se
necessariamente a padronização quanto aos valores de pré-carga em volts.
Após o teste de cada grupo, antes que a célula seja desmontada para o
posicionamento do novo implante foram suspensos pesos (em kg) no cilindro (com
a célula posicionada com sua porção superior para baixo) que gerou um gráfico
para cada grupo. Para isso foram utilizados os valores dos pesos suspensos (em
kg) e os valores (em volts) gerados pelos mesmos. Os pesos utilizados para a
conversão foram os que geravam valores em torno do valor de pré-carga
produzido pelo último grupo testado, fornecendo assim a conversão dos valores
em volts para os quilogramas correspondentes, e posteriormente com a
multiplicação destes valores por 9,81, foi obtida a conversão final para newtons
(N).
Para esta conversão é importante que os pesos sejam suspensos
exatamente na mesma situação em que foram realizados os testes, pois com
qualquer diferença na força de fixação do parafuso que une o cilindro à lâmina
67
sensível, por exemplo, têm-se os valores em volts diferentes para a mesma força
aplicada.
5.7 MÉTODO ESTATÍSTICO
Todas as análises foram realizadas pelo software SAS versão 8.2.
Primeiramente os dados foram submetidos ao teste de normalidade
Kolmogorov Smirnoff, que permitiu que fossem utilizados testes estatísticos
paramétricos.
A comparação do torque de fixação entre os três grupos foi realizada pelo
teste one-way ANOVA.
A pré-carga média entre parafusos nos grupos foi avaliada considerando a
média dos tempos (0 a 5 minutos) durante a primeira fixação pelo teste two-way
ANOVA. Estratificando-se por grupo, comparou-se a pré-carga média de cada
parafuso pelo teste one-way ANOVA. As comparações múltiplas foram feitas pelo
teste de Tukey.
Para a avaliação do torque de remoção foram realizadas duas análises, a
primeira sem testes estatísticos, apenas de forma descritiva, avaliando os valores
gerados pela primeira fixação de cada parafuso (correspondentes aos valores de
pré-carga), pois neste caso foi utilizado um valor de torque de remoção para cada
68
parafuso e não uma média como na avaliação da pré-carga. Pela falta de
repetições necessárias para a aplicação de testes estatísticos foi realizado uma
segunda análise levando em consideração mais 4 fixações de cada parafuso,
onde todos os apertos foram considerados como repetição.
Nesta segunda parte da avaliação do torque de remoção, a análise
estatística foi realizada de forma semelhante aos dados da pré-carga. Para a
avaliação da média de torque de remoção entre grupos e entre parafusos foi
realizada uma análise de variância two-way ANOVA. Posteriormente foi realizada
uma nova análise de variância one-way ANOVA para avaliação das diferenças
entre parafusos para cada grupo, e as comparações múltiplas realizadas pelo
teste de Tukey. Em todas as análises considerou-se um nível de significância de
5%.
A relação entre pré-carga e torque de remoção foi avaliada pelo teste de
correlação não paramétrico de Spearman, pois os dados não apresentam
normalidade. Separando por tipo de material a normalidade é aceita e a relação
avaliada então pelo teste de correlação de Pearson. Para esta avaliação foram
utilizadas as médias dos valores de torque de remoção das 5 fixações de cada
parafuso e a média dos valores de pré-carga correspondentes (e não apenas a
pré-carga gerada na primeira fixação como foi utilizado para a comparação dos 3
materiais).
69
________________________________________________________
Resultados
70
6. RESULTADOS
6.1 TORQUE DE FIXAÇÃO
O torque de fixação médio, considerando todos os parafusos, foi de
30,07±0,28Ncm (IC95% (30,03; 30,17)). Não há diferenças significativas entre
grupos quanto ao torque de fixação (p=0,1244).
Tabela 01 - Tabela do teste one way ANOVA ao nível de 5% de
significância para avaliação do torque de fixação
Causas de
Variação
GL SQ QM F p
Tipo 2 0,3337 0,1669
2,11 0,1244
Erro 147 11,6042
0,0789
Total 149 11,9379
Legenda: GL- graus de liberdade; SQ- soma de quadrados; QM- quadrado médio; F- estatística F
6.2 PRÉ-CARGA
Após a conversão dos valores de volts para newtons, as pré-cargas médias
em cada grupo foram avaliadas.
A conversão está apresentada nas figuras 20, 21 e 22.
71
Conversão ouro
N = 2,72 * V * 9,8
115
120
125
130
135
140
145
4,0 4,2 4,4 4,6 4,8 5,0 5,2 5,4 5,6 5,8 6,0
V
N
Figura 20 - Conversão da pré-carga de volts para newtons para o Grupo A
Conversão titânio
N = 1,31 * V * 9,81
0
5
10
15
20
25
30
35
40
45
50
1,6 1,8 2,0 2,2 2,4 2,6 2,8 3,0 3,2 3,4 3,6 3,8 4,0
V
N
Figura 21 - Conversão da pré-carga de volts para newtons para o Grupo B
72
Conversão titânio com tratamento de superfície
N = (1,11 * V + 1,04) * 9,8
89
90
91
92
93
94
95
96
97
98
99
100
101
102
103
7,2 7,4 7,6 7,8 8,0 8,2 8,4 8,6 8,8
V
N
Figura 22 - Conversão da pré-carga de volts para newtons para o Grupo C
Para a comparação das pré-cargas médias entre os 3 grupos (A- ouro, B-
titânio e C- titânio com tratamento de superfície) foram utilizadas as médias dos 6
valores (0, 1, 2, 3, 4 e 5 minutos) produzidos durante a primeira fixação de cada
parafuso.
A pré-carga nos três grupos em relação a cada parafuso apresentou
diferença significativa (p<0,01) (Tabela 02). Observando a figura 23, os parafusos
de ouro produziram os maiores valores de pré-carga e os de titânio os menores.
73
Tabela 02 - Tabela do teste two way ANOVA ao nível de 5% de
significância para avaliação da pré-carga entre grupos e entre parafusos
Causas de Variação
GL SQ QM F p
Parafuso 9 3217,9019 357,5447 31391,9 < 0,01
Tipo 2 262934,3789
131467,1894
11540000000
< 0,01
Parafuso * Tipo 18 2236,3142 124,2397 < 0,01
Erro 150
1,7085 0,0114
Total 179
268390,30
Legenda: GL- graus de liberdade; SQ- soma de quadrados; QM- quadrado médio; F- estatística F
0
20
40
60
80
100
120
140
160
0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
Parafuso
Pré-carga (N)
Ouro Titânio Titânio com tratamento de superfície
Figura 23 - Média das pré-cargas nos 3 grupos
6.2.1 Grupo A
A média dos valores de pré-carga dos 10 parafusos de ouro foi de
131,72±8,98N, apresentando diferenças significativas entre si (p<0,01) (Tabela
03). O parafuso número 3 apresentou o maior valor de pré-carga (140,48N) e o
número 1 o menor (117,73N), conforme figura 24 e tabela 04.
74
Tabela 03 - Tabela do teste one way ANOVA ao nível de 5% de
significância para avaliação da pré-carga entre parafusos de ouro
Causas de Variação
GL SQ QM F p
Parafuso 9 2471,5744 274,6194 16505,0 < 0,01
Erro 50 0,8319 0,0166
Total 59 2472,4064
Legenda: GL- graus de liberdade; SQ- soma de quadrados; QM- quadrado médio; F- estatística F
Ouro
0
20
40
60
80
100
120
140
160
1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
Parafuso
Pré-carga média (N)
Figura 24 - Média das pré-cargas do Grupo A
75
Tabela 04 - Comparação através do teste de Tukey ao nível de 5% de
significância entre pré-cargas médias dos parafusos do Grupo A
Parafuso Média (N)
3 140,48 a
7 138,21 b
8 131,97 c
6 129,93 d
9 129,64 e
10 128,73 f
5 126,66 g
4 124,77 h
2 123,08 i
1 117,73 j
* Letras diferentes revelam diferenças significativas entre as médias para o teste de Tukey (p<0,05)
6.2.2 Grupo B
Para os parafusos de titânio a média foi de 37,03±5,69N, apresentando
diferenças significativas entre si (p<0,01) (Tabela 05), sendo que o maior valor de
pré-carga foi encontrado no parafuso número 7 (49,68N) e o menor no terceiro
parafuso (25,30N), conforme figura 25 e tabela 06.
Tabela 05 - Tabela do teste one way ANOVA ao nível de 5% de
significância para avaliação da pré-carga entre parafusos de titânio
Causas de Variação
GL SQ QM F p
Parafuso 9 2231,9797 247,9977 17801,3 < 0,01
Erro 50 0,6966 0,0139
Total 59 2232,6763
Legenda: GL- graus de liberdade; SQ- soma de quadrados; QM- quadrado médio; F- estatística F
76
Titânio
0
20
40
60
80
100
120
140
160
1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
Parafuso
Pré-carga média (N)
Figura 25 - Média das pré-cargas do Grupo B
Tabela 06 - Comparação através do teste de Tukey ao nível de 5% de
significância entre pré-cargas médias dos parafusos do Grupo B
Parafuso Média (N)
7 49,68 a
8 43,93 b
10 40,84 c
9 37,24 d
4 36,38 e
5 32,60 f
1 32,36 f
6 32,22 f
2 28,08 g
3 25,30 h
* Letras diferentes revelam diferenças significativas entre as médias para o teste de Tukey (p<0,05)
6.2.3 Grupo C
No Grupo dos parafusos de titânio com tratamento de superfície, a
média dos valores de pré-carga foi de 97,78±4,68N. Existem diferenças
77
significativas entre parafusos (p<0,01) (Tabela 07). O maior valor de pré-carga foi
produzido pelo parafuso 4 (104,09N) e o menor pelo segundo (90,28N) (Figura 26
e Tabela 08).
Tabela 07 - Tabela do teste one way ANOVA ao nível de 5% de
significância para avaliação da pré-carga entre parafusos de titânio com
tratamento de superfície
Causas de Variação
GL SQ QM F p
Parafuso 9 750,6620 83,4069 23173,5 < 0,01
Erro 50 0,1800 0,0036
Total 59 750,8420
Legenda: GL- graus de liberdade; SQ- soma de quadrados; QM- quadrado médio; F- estatística F
Titânio com tratamento de superfície
0
20
40
60
80
100
120
140
160
1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
Parafuso
Pré-carga média (N)
Figura 26 - Média das pré-cargas do Grupo C
78
Tabela 08 - Comparação através do teste de Tukey ao nível de 5% de
significância entre pré-cargas médias dos parafusos do Grupo C
Parafuso Média (N)
4 104,09 a
3 99,68 b
5 98,10 c
9 97,46 d
8 97,22 e
7 95,56 f
10 95,56 f
6 95,47 f
1 93,02 g
2 90,28 h
* Letras diferentes revelam diferenças significativas entre as médias para o teste de Tukey (p<0,05)
6.3 TORQUE DE REMOÇÃO
A avaliação do torque de remoção foi dividida em duas partes, a primeira
(item 6.3.1), na qual para o cálculo destes valores foi considerado apenas o valor
da primeira remoção de cada parafuso, e não médias de aferições após cada
minuto como na avaliação da pré-carga.
Esta análise foi realizada apenas de forma descritiva, sem avaliação
estatística por ausência proposital de repetição. Estes valores serão
apresentados, pois são os valores de torque de remoção correspondentes aos
valores de pré-carga apresentados anteriormente, relacionados apenas à primeira
fixação de cada parafuso.
79
Na segunda parte, para a aplicação de testes estatísticos, foram
consideradas as 4 fixações posteriores sofridas por cada parafuso, e serão
descritos no item 6.3.2.
6.3.1 Primeira fixação
Na Figura 27 são apresentados os valores de torque de remoção de cada
parafuso considerando apenas o valor da primeira remoção.
0
5
10
15
20
25
1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
Parafuso
Torque de Remoção (Ncm)
Ouro Titânio Titânio com tratamento de superfície
Figura 27 - Valores dos torques de remoção da primeira fixação nos 3 grupos
6.3.1.1 Grupo A
Para os parafusos de ouro, a média dos torques de remoção foi de
17,37±0,81Ncm, sendo o maior valor encontrado no primeiro parafuso (18,60Ncm)
e o menor no décimo (16,30Ncm), conforme Tabela 09 e Figura 28.
80
Tabela 09 - Valores dos torques de remoção do Grupo A (Ncm) na primeira
fixação
1
18,60
2
18,00
3
18,10
4
16,60
5
16,60
6
17,90
7
16,90
8
17,90
9
16,80
10
16,30
Ouro
0
5
10
15
20
25
1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
Avaliação dos parafusos de 1 - 10
Torque de remoção (Ncm)
Figura 28 - Valores dos torques de remoção do Grupo A na primeira fixação
81
6.3.1.2 Grupo B
Para os parafusos de titânio, a média dos torques de remoção foi de
18,87±1,72Ncm, sendo o maior valor encontrado no parafuso número 4
(21,60Ncm) e o menor no décimo (16,00Ncm), conforme Tabela 10 e Figura 29.
Tabela 10 - Valores dos torques de remoção do Grupo B (Ncm) na primeira
fixação
1
19,40
2
19,40
3
19,20
4
21,60
5
21,10
6
17,70
7
16,90
8
18,50
9
18,90
10
16,00
82
Titânio
0
5
10
15
20
25
1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
Avaliação dos parafusos de 1 - 10
Torque de remoção (Ncm)
Figura 29 - Valores dos torques de remoção do Grupo B na primeira fixação
6.3.1.3 Grupo C
Para os parafusos de titânio com tratamento de superfície a média dos
torques de remoção foi de 16,32±1,11Ncm, sendo o maior valor encontrado no
parafuso número 7 (18,20Ncm) e o menor no terceiro (14,70Ncm), conforme
Tabela 11 e Figura 30.
83
Tabela 11 - Valores dos torques de remoção do Grupo C (Ncm) na primeira
fixação
1
15,80
2
15,60
3
14,70
4
17,50
5
17,30
6
15,20
7
18,20
8
16,10
9
15,90
10
16,90
Titânio com tratamento de superfície
0
5
10
15
20
25
1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
Avaliação dos parafusos de 1 - 10
Torque de remoção (Ncm)
Figura 30 - Valores dos torques de remoção do Grupo C na primeira fixação
6.3.2 Após 5 fixações
Neste item foram incluídos os dados da primeira fixação, já descritos
anteriormente, somados a 4 fixações posteriores para obtenção de uma média e
84
possibilitar a aplicação de testes estatísticos, assim, todos os apertos foram
considerados como repetição.
O torque de remoção apresentou diferença estatisticamente significante
para cada material nos diferentes parafusos (p<0,001) (Tabela 12) (Figura 31).
Tabela 12 - Tabela do teste two way ANOVA ao nível de 5% de
significância para torque de remoção avaliado entre grupos e entre parafusos
Causas de Variação
GL SQ QM F p
Parafuso 9 64,1499 7,128 5,13 < 0,001
Material 2 134,3443
67,172
48,37
< 0,001
Parafuso * Material 18 92,9807 5,1656
48,37
< 0,001
Erro 120
166,6518
1,389
Total 149
458,1267
Legenda: GL- graus de liberdade; SQ- soma de quadrados; QM- quadrado médio; F- estatística F
Figura 31 - Valores dos torques de remoção com 5 repetições nos 3 grupos
0
5
10
15
20
25
1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
Parafuso
Torque de Remoção (Ncm)
Ouro Titânio Titânio com tratamento de superfície
85
6.3.2.1 Grupo A
Os parafusos de ouro apresentaram um torque de remoção médio de
17,64±1,12Ncm e não apresentam diferença estatística entre si (p=0,3713)
(Tabela 13). As médias de cada parafuso são apresentadas na Tabela 14.
Tabela 13 - Tabela do teste one way ANOVA ao nível de 5% de significância para
avaliação do torque de remoção entre parafusos de ouro
Causas de Variação
GL
SQ QM F p
Parafuso 9 12,443
1,383
1,12
0,371
Erro 40
49,360
1,234
Total 49
61,803
Legenda: GL- graus de liberdade; SQ- soma de quadrados; QM- quadrado médio; F- estatística F
Tabela 14 - Comparação através do teste de Tukey ao nível de 5% de
significância entre os torques de remoção médios dos parafusos do Grupo A
Parafuso
Média
1 18,38 a
2 18,20 a
9 17,96 a
3 17,82 a
10 17,70 a
8 17,68 a
6 17,66 a
5 17,26 a
4 17,22 a
7 16,56 a
* Letras diferentes revelam diferenças significativas entre as médias para o teste de Tukey (p<0,05)
86
6.3.2.2 Grupo B
Os parafusos de titânio apresentaram um torque de remoção médio de
18,75±1,89Ncm e apresentam diferença entre si (p<0,001) (Tabela 15). As médias
de cada parafuso são apresentadas na Tabela 16.
Tabela 15 - Tabela do teste one way ANOVA ao nível de 5% de significância para
avaliação do torque de remoção entre parafusos de titânio
Causas de Variação
GL
SQ QM F p
Parafuso 9 107,713
11,968
7,11
< 0,001
Erro 40
67,292 1,682
Total 49
175,005
Legenda: GL- graus de liberdade; SQ- soma de quadrados; QM- quadrado médio; F- estatística F
Tabela 16 - Comparação através do teste de Tukey ao nível de 5% de
significância entre os torques de remoção médios dos parafusos do Grupo B
Parafuso
Média
4 21,86 a
9 20,04 a b
6 19,56 a b c
1 19,20 a b c
2 19,10 a b c
5 18,34 b c
8 18,30 b c
10 17,26 b c
7 17,00 c
3 16,86 c
* Letras diferentes revelam diferenças significativas entre as médias para o teste de Tukey (p<0,05)
87
6.3.2.3 Grupo C
Os parafusos de titânio com tratamento de superfície apresentaram um
torque de remoção médio de 16,43±1,33Ncm, apresentando diferença significativa
entre si (p=0,004) (Tabela 17). As médias de torque de remoção de cada parafuso
são apresentadas na Tabela 18.
Tabela 17 - Tabela do teste one way ANOVA ao nível de 5% de significância para
avaliação do torque de remoção entre parafusos de titânio com tratamento de
superfície
Causas de Variação
GL
SQ QM F p
Parafuso 9 36,975
4,108
3,29
0,004
Erro 40
49,999
1,250
Total 49
86,974
Legenda: GL- graus de liberdade; SQ- soma de quadrados; QM- quadrado médio; F- estatística F
Tabela 18 - Comparação através do teste de Tukey ao nível de 5% de
significância entre os torques de remoção médios dos parafusos do Grupo C
Parafuso
Média
4 18,14 a
1 17,22 a b
7 17,20 a b
3 16,78 a b
5 16,50 a b
2 16,06 a b
8 15,92 a b
6 15,82 a b
9 15,48 a b
10 15,22 b
* Letras diferentes revelam diferenças significativas entre as médias para o teste de Tukey (p<0,05)
88
6.4 RELAÇÃO ENTRE TORQUE DE REMOÇÃO E PRÉ-CARGA
O torque de remoção e a pré-carga se relacionam de forma inversa, à
medida que a pré-carga aumenta o torque de remoção diminui (r=-0,2332;
p=0,0041).
Separando por tipo de material, essa relação só se mantém para o titânio; à
medida que aumentam os valores de torque de remoção dos parafusos de titânio
a pré-carga diminui (r=-0,27; p=0,06). Para o ouro (r=-0,13; p=0,35) e para o titânio
com tratamento de superfície (r=0,12; p=0,39) não é possível estabelecer uma
relação entre a pré-carga e o torque de remoção.
89
________________________________________________________
Discussão
90
7. DISCUSSÃO
7.1 RESULTADOS
A hipótese nula foi rejeitada, ou seja, a variação dos materiais para
parafusos de fixação de pilares tem influência tanto nos valores de pré-carga
quanto nos de torque de remoção.
No presente trabalho, os parafusos de ouro produziram os maiores
valores de pré-carga (131,72±8,98N), sendo que os parafusos de titânio com
tratamento de superfície produziram uma média de 97,78±4,68N, e os menores
valores foram produzidos pelos parafusos de titânio (37,03±5,69N). Estes
resultados estão em concordância com trabalhos anteriores (HAACK et al., 1995;
TAN & NICHOLLS, 2001), que embora utilizando metodologias diferentes e outras
marcas comerciais, encontraram valores significativamente superiores de pré-
carga para os parafusos de fixação de pilares de ouro sobre os demais materiais
testados, relatando um valor máximo de pré-carga produzido pelos parafusos de
ouro de até 666,4N contra 458,2N para os parafusos de titânio (TAN &
NICHOLLS, 2001). Ainda, resultados do presente estudo sugerem que o
91
tratamento para a superfície do titânio avaliado torna-se eficaz e deve ser
utilizado, pois os parafusos que sofreram este tratamento apresentaram maiores
valores de pré-carga que os parafusos de titânio puro.
Haack et al. (1995) ressaltaram uma questão importante em situações em
que o mesmo parafuso é fixado várias vezes, pois quando o torque é aplicado em
parafusos novos (situação em que a fricção entre roscas é maior), até 10% da pré-
carga inicial pode ser perdida por alisar superfícies em contato (relaxamento por
contato) e não para o alongamento do parafuso e conseqüente produção de pré-
carga, o que vai diminuindo após novas fixações (aumentando a pré-carga).
Neste trabalho foram encontradas diferenças estatísticas nos valores de
pré-carga entre os parafusos dentro do mesmo grupo nos 3 tipos de parafusos, o
que pode ter ocorrido pela falta de padronização do fabricante na confecção dos
parafusos, embora cada grupo de parafusos tenha pertencido ao mesmo lote, ou
também possivelmente devido a alguma falha mecânica ou eletrônica na medição
dos valores.
A comparação de resultados entre diferentes autores é prejudicada pela
variação de marcas comerciais testadas e pela série de variáveis que influenciam
no valor de pré-carga produzido: módulo de elasticidade dos materiais dos
parafusos e das superfícies a serem unidas, desenho do pilar, seu diâmetro,
coeficiente de fricção, adaptação dos componentes, lubrificação (superfície do
parafuso, discrepâncias microscópicas), torque aplicado e sua velocidade de
92
aplicação, temperatura do sistema, desenho do parafuso, principalmente de sua
“cabeça”, e adaptação entre o hexágono do implante e pilar (CANTWELL &
HOBKIRK, 2004; TAN & NICHOLLS, 2001). Assim, é importante que se discuta
aspectos gerais que fazem com que a pré-carga produzida pelos parafusos de
ouro seja maior que as produzidas pelos parafusos de titânio ou dos parafusos de
titânio com tratamento de superfície, visto que para uma comparação quantitativa
de valores do presente trabalho com outros autores fica prejudicada pelo grande
número de variáveis envolvidas. Contudo, o presente estudo indicou uma
tendência de superioridade de pré-carga dos parafusos de ouro, seguida pelos
parafusos de titânio com superfície tratada e, posteriormente pelos de titânio,
confirmando tendência qualitativa de resultados obtidos em outros estudos
(HAACK et al., 1995; ROBB & PORTER, 1998; PORTER & ROBB, 1998; TAN &
NICHOLS, 2001)
Carr, Brunski, Hurley (1996); Drago (2003) salientaram a importância da
fricção entre as roscas, pois quanto menor, maior será a pré-carga produzida no
sistema. Um elemento que pode diminuir a fricção entre componentes é a
presença de um lubrificante, como uma fina camada de ouro, por exemplo, que é
considerado um lubrificante seco.
Justificando os maiores valores de pré-carga encontrados para os
parafusos de ouro neste trabalho, pode-se avaliar os achados de Robb & Porter
(1998), que realizaram um estudo em que compararam parafusos para fixação de
pilares de uma liga de ouro-paládio e os mesmos cobertos por uma fina camada
93
de ouro puro (0,76µm), que possui a função de diminuir a fricção entre
componentes. Observaram um significativo aumento do ângulo de rotação dos
parafusos cobertos pela camada de ouro e conseqüente aumento da pré-carga,
pois a camada de ouro faz com que maior parte do torque aplicado seja convertido
em rotação do parafuso.
Seguindo este conceito, Porter & Robb (1998) compararam parafusos dos
mesmos materiais do estudo citado anteriormente, avaliando a força necessária
para abrir a união implante/pilar em 0,0064mm. Observaram um aumento da pré-
carga produzida pelos parafusos cobertos pela camada de ouro de 26, 24 e 24%
quando foram fixados por torques de 12, 20 e 32Ncm respectivamente.
Outro método utilizado para avaliar a pré-carga através do alongamento
do parafuso de pilar é a análise de elemento finito. Lang et al. (2003) utilizaram 2
sistemas diferentes da mesma marca comercial para avaliar as pré-cargas em
função do coeficiente de fricção. Observaram que a pré-carga produzida foi menor
que a ideal que seria 75% da resistência do parafuso, e que com a diminuição do
coeficiente de fricção os valores de pré-carga aumentam drasticamente.
Em vista disso, outra questão a ser explorada seria se os valores de torque
recomendados pelos fabricantes não poderiam ser maiores para que se atinja uma
maior longevidade da união pilar/implante, uma vez que o afrouxamento desta
união gera conseqüências clínicas indicadas como falhas protéticas na literatura.
94
Haack et al. (1995) também avaliaram a pré-carga produzida por parafusos
para fixação de pilares de ouro e titânio através da medida de seu alongamento.
Observaram que o estresse sofrido foi menor que 60% de suas resistências
durante a aplicação do torque recomendado pelo fabricante. Concluindo que
ambos os parafusos poderiam receber torques maiores que os recomendados
pelos fabricantes sem que ocorram deformações plásticas, apesar de Al Rafee et
al. (2002) recomendarem que o parafuso sofra um estresse de no máximo 65% de
sua resistência à fratura.
Apesar dos resultados apresentarem uma clara vantagem dos parafusos
de ouro quanto à pré-carga produzida, para que se possa simular uma situação
mais próxima do que ocorre clinicamente seria necessária a aplicação de cargas
dinâmicas para simular o ciclo mastigatório, como um trabalho realizado por Hoyer
et al. (2001), que compararam a abertura da interface implante/pilar em função de
diâmetros de implantes diferentes através de extensiometria após a aplicação de
cargas cíclicas.
Hoyer et al. (2001) sugeriram que o mecanismo que faz com que a pré-
carga seja perdida após cargas mastigatórias seria a fadiga dinâmica dos
componentes. Isso ocorre quando forças cíclicas superam a resistência do
material do parafuso, causando deformações plásticas, assim como
micromovimentos do sistema. Sugeriram que em futuros trabalhos de comparação
95
entre materiais para parafusos de pilares seja avaliado seu comportamento ao
longo do tempo, simulando ciclos mastigatórios.
Os valores de torques de remoção foram divididos em duas partes para que
se mantivessem os valores correspondentes à pré-carga gerada na primeira
fixação, mesmo que de forma descritiva. Na segunda parte, considerando cinco
fixações para cada parafuso, e com valores muito próximos aos gerados após a
primeira fixação, foram utilizados para análise estatística.
Diferente do que ocorreu para os valores de pré-carga, os parafusos de
titânio apresentaram a maior média de torque de remoção, com 18,75±1,89Ncm,
depois os de ouro (17,64±1,12Ncm), seguidos pela média mais baixa apresentada
pelos parafusos de titânio com tratamento de superfície (16,43±1,33Ncm).
Contudo, a pré-carga ainda é a variável mais importante na escolha do material a
ser utilizado, além de que na medição dos valores de torque de remoção existiram
algumas causas de vieses que poderiam ter sido mais bem controladas, e que
serão discutidas no item 7.2.
A maioria dos trabalhos disponíveis não especifica valores de torque de
remoção de parafusos, apenas os utiliza como auxiliar na avaliação de pré-carga.
Um dos poucos trabalhos que mensuraram valores de torque de remoção foi
realizado por Khraisat et al. (2004), mas avaliaram o efeito de diferentes direções
de cargas cíclicas e não diferentes materiais. Os parafusos foram fixados com um
96
torque de 32Ncm, sendo que após 10 minutos aplicaram o mesmo torque para
evitar o efeito de relaxamento por contato, estratégia esta sugerida por vários
fabricantes.
7.2 MÉTODO
Os torques aplicados seguiram as recomendações do fabricante para os
parafusos de ouro e titânio (30Ncm), sendo que para os parafusos de titânio com
tratamento de superfície, mesmo que o fabricante recomende a fixação com um
torque de 35Ncm, optou-se pela fixação com o mesmo valor dos materiais
anteriores, com uma média de 30,07±0,28Ncm para a comparação entre materiais
eliminando a variável torque de fixação.
Outra variável citada por vários autores é a velocidade de fixação (e
remoção) dos parafusos, que neste trabalho não foi padronizada. Embora o
mesmo operador tenha fixado e removido todos os parafusos e passado por um
experimento piloto também com função de calibragem, provavelmente não se
atingiu a mesma padronização proporcionada por um dispositivo mecânico,
embora este também possua limitações. No entanto, Tan & Nicholls (2001)
realizaram um estudo em que através de extensiometria relacionaram a
velocidade de torque aplicado com a pré-carga produzida, e na maioria dos
sistemas avaliados com velocidades menores de aplicação de torque, obtiveram
valores maiores de pré-carga.
97
Quanto ao tempo ideal de medição da pré-carga e do torque de remoção,
Cantwell & Hobkirk (2004) realizaram um estudo avaliando a perda de pré-carga
em função do tempo em parafusos protéticos utilizando extensiometria,
observaram que 24,9% da pré-carga total foi perdida em 15 horas, sendo que
desta perda a maior parte ocorre nos 2 primeiros segundos (29,5%) e até o
décimo segundo temos 40,2% da perda total, justificando assim a escolha por
remover os parafusos após 5 minutos (MARTIN et al., 2001; TZENAKIS et al.,
2002; CANTWELL & HOBKIRK, 2004), para que o torque de remoção seja
avaliado já com alguma estabilização padronizada da pré-carga entre os grupos.
Tzenakis et al. (2002) afirmaram que devido ao relaxamento por contato
tem-se uma constante perda de pré-carga desde a fixação do parafuso protético
de ouro até o período de sua remoção (neste caso 5 minutos), e que
aproximadamente metade desta perda ocorre imediatamente após a aplicação do
torque.
Para minimizar os efeitos desta perda da força de união entre
pilar/implante em função do tempo, seria recomendável que o torque aplicado
fosse o maior possível para a produção de maiores valores de pré-carga, mas
tem-se a limitação da resistência da interface implante/tecido ósseo (KHRAISAT et
al., 2004) e a do material dos parafusos, sugerindo que a resistência dos materiais
dos parafusos seja um ponto a ser melhorado para a produção de maiores valores
de pré-carga dos sistemas de implantes dentários.
98
Para futuras pesquisas sobre este assunto sugere-se a aplicação de
cargas cíclicas, para que se determine a perda de pré-carga após ciclos
mastigatórios.
7.3 CÉLULA MEDIDORA DE CARGA
Acredita-se que a célula desenvolvida no presente estudo atingiu o
objetivo de simular a situação clínica e realizar a aferição da pré-carga, fazendo
com que toda a força de atração do pilar ao implante produzida durante a fixação
do parafuso tenha sido transmitida e mensurada na lâmina sensível com o uso de
extensiometria.
Existem alguns aspectos em relação à célula medidora que foram
observados durante o desenvolvimento dos testes que poderiam ser discutidos
visando uma maior praticidade no manuseio da mesma para experimentos futuros.
Primeiramente, sua porção superior é soldada e não parafusada como a
inferior, o que fez com que na troca de implantes, para o teste de um novo grupo,
toda a célula necessitasse ser desmontada, o que foi contornado com uma nova
calibragem individual para cada teste realizado, visando a conversão dos valores
medidos em volts para newtons.
99
A célula utilizada neste trabalho foi modificada daquela descrita por
Tzenakis et al. (2002), que avaliaram a pré-carga produzida por parafusos
protéticos. Diferentemente, no presente estudo foram avaliados parafusos para
fixação de pilares, necessitando desta maneira áreas de medição diferentes bem
como extensômetros compatíveis com as forças a serem aferidas.
100
________________________________________________________
Conclusões
101
8. CONCLUSÕES
Em virtude dos resultados obtidos e analisados estatisticamente pode-se
concluir que:
- O material de escolha para utilização em parafusos para fixação de pilares
é o ouro, visto que este produziu os maiores valores de pré-carga, seguido dos
parafusos de titânio com tratamento de superfície e dos de titânio,
respectivamente.
- O tratamento superficial sofrido pelos parafusos de titânio com nome
comercial Ti-Tite
®
apresentou um valor significativamente maior em relação à pré-
carga se comparados aos parafusos de titânio puro.
- Quanto aos valores de torque de remoção, os parafusos de titânio
apresentaram os maiores valores, seguido dos de ouro e dos de titânio com
tratamento de superfície, respectivamente.
102
________________________________________________________
Referências Bibliográficas
103
9. REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS*
ADELL, R. et al. A 15-year study of osseointegrated implants in the treatment of
the edentulous jaw. Int. J. Oral Surg., Copenhagen, v.10, n.6, p.387-416, Dec.
1981.
AL RAFEE, M.A. et al. The effect of repeated torque on the ultimate tensile
strength of slotted gold prosthetic screws. J. Prosthet. Dent., St. Louis, v.88, n.2,
p.176-82, Aug. 2002.
ALBREKTSSON, T. et al. The interface zone of inorganic implants in vivo: Titanium
implants in bone. Annals of Biomechanical Engineering, New York, v.11, p.1-27,
1983.
ALKAN, I.; SERTGÖZ, A.; EKICI, B. Influence of occlusal forces on stress
distribution in preloaded dental implant screws. J. Prosthet. Dent., St. Louis, v.91,
n.4, p.319-25, Apr. 20
1
04.
*
De acordo com: ASSOCIAÇÃO BRASILEIRA DE NORMAS TÉCNICAS. NBR 6023: informação e
documentação: referências, elaboração. Rio de Janeiro, 2002.
104
BAHAT, O. Bränemark system implants in the posterior maxilla: Clinical study of
660 implants followed for 5 to 12 years. Int. J. Oral Maxillofac. Implants,
Lombard, v.15, n.5, p.646-53, Sep./Oct. 2000.
BAKAEEN, L.G.; WINKLER, S.; NEFF, P.A. The effect of implant diameter,
restoration design, and occlusal table variations on screw loosening of posterior
single-tooth implant restorations. J. Oral Implantol., v.27, n.2, p.63-72, 2001.
BINON, P.P. et al. The role of screws in implant systems. Int. J. Oral Maxillofac.
Implants, Lombard, v.9, p.48-63, 1994. Supplement.
BINON, P.P. The effect of implant/abutment hexagonal misfit on screw joint
stability. Int. J. Prosthodont., Lombard, v.9, n.2, p.149-60, Mar./Apr. 1996.
BORCHARDT, I.G.; ZARO, M.A. Extensômetros de resistência elétrica. Porto
Alegre: Editora da UFRGS, 1982. 69p.
BRÄNEMARK, P.I. Osseointegration and its experimental background. J.
Prosthet. Dent., St. Louis, v.50, n.3, p.399-410, Sep. 1983.
BRUNSKI, J.B.; PULEO, D.A.; NANCI, A. Biomaterials and biomechanics of oral
and maxillofacial implants: Current status and future developments. Int. J. Oral
Maxillofac. Implants, Lombard, v.15, n.1, p.15-46, Jan./Feb. 2000.
105
BRYANT, S.R. The effects of age, jaw site, and bone condition on oral implants
outcomes. Int. J. Prosthodont., Lombard, v.11, n.5, p.470-90, Sep./Oct. 1998.
CANTWELL, A.; HOBKIRK, J.A. Preload loss in gold prosthesis-retaining screws
as a function of time. Int. J. Oral Maxillofac. Implants, Lombard, v.19, n.1, p.124-
32, Jan./Feb. 2004.
CARR, A.B.; BRUNSKI, J.B.; HURLEY, E. Effects of fabrication, finishing, and
polishing procedures on preload in prostheses using conventional gold and plastic
cylinders. Int. J. Oral Maxillofac. Implants, Lombard, v.11, n.5, p.589-98,
Sep./Oct. 1996.
CEHRELI, M.C.; AKÇA, K.; TÖNÜK, E. Accuracy of a manual torque application
device for morse-taper implants: A technical note. Int. J. Oral Maxillofac.
Implants, Lombard, v.19, n.5, p.743-8, Sep./Oct. 2004.
COCHRAN, D.L. et al. Bone response to unloaded and loaded titanium implants
with a sandblasted and acid-etched surface: A histometric study in the canine
mandible. J. Biomed. Mater. Res., New York, v.40, n.1, p.1-11, Apr. 1998.
COOPER, L. et al. Generalizations regarding the process and phenomenon of
osseointegration. Part II. In vitro studies. Int. J. Oral Maxillofac. Implants,
Lombard, v.13, n.2, p.163-74, Mar./Apr. 1998.
106
DAVIES, J.E. Mechanisms of endosseous integration. Int. J. Prosthodont.,
Lombard, v.11, n.5, p.391-401, Sep./Oct. 1998.
DRAGO, C.J. A clinical study of the efficacy of gold-tite square abutment screws in
cement-retained implant restorations. Int. J. Oral Maxillofac. Implants, Lombard,
v.18, n.2, p. 273-8, Mar./Apr. 2003.
FRIBERG, B.; EKESTUBBE, A.; SENNERBY, L. Clinical outcome of Bränemark
system implants of various diameters: A retrospective study. Int. J. Oral
Maxillofac. Implants, Lombard, v.17, n.5, p.671-7, Sep./Oct. 2002.
GLANTZ, P. O. The choice of alloplastic materials for oral implants: Does it really
matter? Int. J. Prosthodont., Lombard, v.11, n.5, p. 402-7, Sep./Oct. 1998.
GRATTON, D.G.; AQUILINO, S.A.; STANFORD, C.M. Micromotion and dynamic
fatigue properties of the dental implant-abutment interface. J. Prosthet. Dent., St.
Louis, v.85, n.1, p.47-52, Jan. 2001.
GUICHET, D.L. et al. Passivity of fit and marginal opening in screw or cement-
retained implant fixed partial denture designs. Int. J. Oral Maxillofac. Implants,
Lombard, v.15, n.2, p.239-46, Mar./Apr. 2000.
107
HAACK, J.E. et al. Elongation and preload stress in dental implant abutment
screws. Int. J. Oral Maxillofac. Implants, Lombard, v.10, n.5, p.529-36, Sep./Oct.
1995.
HATLEY, C.L. et al. The effect of dental implant spacing on peri-implant bone
using the rabbit (Oryctolagus cuniculus) tibia model. J. Prosthodont.,
Philadelphia, v.10, n.3, p.154-9, Sep. 2001.
HOYER, S.A. et al. Dynamic fatigue properties of the dental implant-abutment
interface: Joint opening in wide-diameter versus standard-diameter hex-type
implants. J. Prosthet. Dent., St. Louis, v.85, n.6, p. 599-607, June 2001.
ISA, Z.M.; HOBKIRK, J.A. The effects of superstructure fit and loading on
individual implant units: Part I. The effects of lightening the gold screws and
placement of a superstructure with varying degrees of fit. Eur. J. Prosthodont.
Restor. Dent., Larkfield, v.3, n.6, p.247-53, Dec. 1995.
JAFFIN, R.A.; BERMAN, C.L. The excessive loss of Bränemark fixtures in type IV
bone: A 5-year analysis. J. Periodontol., Chicago, v.62, n.1, p.2-4, Jan. 1991.
JEMT, T. Failures and complications in 391 consecutively inserted fixed
prostheses supported by Bränemark implants in edentulous jaws: A study of
treatment from the time of prosthesis placement to the first annual checkup. Int. J.
Oral Maxillofac. Implants, Lombard, v.6, n.3, p.270-6, Fall 1991.
108
JEMT, T. et al. Osseointegrated implants for single tooth replacement: A 1-year
report from a multicenter prospective study. Int. J. Oral Maxillofac. Implants,
Lombard, v.6, n.1, p.29-36, Spring 1991.
JEMT, T.; LINDÉN, B.; LEKHOLM, U. Failures and complications in 127
consecutively placed fixed partial prostheses supported by Bränemark implants:
From prosthetic treatment to first annual checkup. Int. J. Oral Maxillofac.
Implants, Lombard, v.7, n.1, p.40-4, Spring 1992.
KALLUS, T.; BESSING, C. Loose gold screws frequently occur in full-arch fixed
prostheses supported by osseointegrated implants after 5 years. Int. J. Oral
Maxillofac. Implants, Lombard, v.9, n.2, p.169-78, Mar./Apr. 1994.
KHRAISAT, A. et al. Effect of lateral cyclic loading on abutment screw loosening of
an external hexagon implant system. J. Prosthet. Dent., St. Louis, v.91, n.4,
p.326-34, Apr. 2004.
KRONSTRÖM, M. et al. Early implant failures in patients treated with Bränemark
system titanium dental implants: A retrospective study. Int. J. Oral Maxillofac.
Implants, Lombard, v.16, n.2, p.201-7, Mar./Apr. 2001.
109
LANG, L.A.; MAY, K.B.; WANG, R.F. The effect of the use of a counter-torque
device on the abutment-implant complex. J. Prosthet. Dent., St. Louis, v.81, n.4,
p.411-7, Apr. 1999.
LANG, L.A.; WANG, R.F.; MAY, K.B. The influence of abutment screw tightening
on screw joint configuration. J. Prosthet. Dent., St. Louis, v.87, n.1, p.74-9, Jan.
2002.
LANG, L.A. et al. Finite element analysis to determine implant preload. J.
Prosthet. Dent., St. Louis, v.90, n.6, p.539-46, Dec. 2003.
LEE, J. et al. Wave analysis of implant screw loosening using an air cylindrical
cyclic loading device. J. Prosthet. Dent., St. Louis, v.88, n.4, p.402-8, Oct. 2002.
MAHON, J.M.; NORLING, B.K.; PHOENIX, R.D. Effect of varying fixture width on
stress and strain distribution associated with an implant stack system. Implant.
Dent., Baltimore, v.9, n.4, p.310-20, 2000.
MARTIN, W.C. et al. Implant abutment screw rotations and preloads for four
different screw materials and surfaces. J. Prosthet. Dent., St. Louis, v.86, n.6,
p.24-32, July 2001.
110
MASUDA, T. et al. Generalizations regarding the process and phenomenon of
osseointegration. Part I. In vivo studies. Int. J. Oral Maxillofac. Implants,
Lombard, v.13, n.1, p.17-29, Jan./Feb. 1998.
NEVINS, M.; LANGER, B. The successful application of osseointegrated implants
to the posterior jaw: a long-term retrospective study. Int. J. Oral Maxillofac.
Implants, Lombard, v.8, n.4, p. 428-32, 1993.
NISSAN, J. et al. Stress levels for well-fitting implant superstructures as a function
of tightening force levels, tightening sequence, and different operators. J.
Prosthet. Dent., St. Louis, v.86, n.1, p.20-3, July 2001.
PATTERSON, E.A.; JOHNS, R.B. Theoretical analysis of the fatigue life of fixture
screws in osseointegrated dental implants. Int. J. Oral Maxillofac. Implants,
Lombard, v.7, n.1, p.26-33, Spring 1992.
PORTER, S.; ROBB, T. Increasing implant-abutment preload by thin-gold coating
abutment screws [abstract]. J. Dent. Res., Washington, v.77, p.837, June 1998.
ROBB, T.; PORTER, S. Increasing abutment screw rotation by applying a thin-gold
coating [abstract]. J. Dent. Res., Washington, v.77, p.837, June 1998.
111
SAKAGUCHI, R.L.; BORGERSEN, S.E. Nonlinear contact analysis of preload in
dental implant screws. Int. J. Oral Maxillofac. Implants, Lombard, v.10, n.3,
p.295-302, May/June 1995.
SCHWARTZ, Z.; BOYAN, B.D. Underlying mechanisms at the bone-biomaterial
interface. J. Cell. Biochem. v.56, n.3, p.340-7, Nov. 1994.
SENNERBY, L.; THOMSEN, P.; ERICSON, L.E. A morphometric and biomechanic
comparison of titanium implants inserted in rabbit cortical and cancellous bone. Int.
J. Oral Maxillofac. Implants, Lombard, v.7, n.1, p.62-71, Sping 1992.
SENNERBY, L.; ROOS, J. Surgical determinants of clinical success of
osseointegrated oral implants: A review of the literature. Int. J. Prosthodont.,
Lombard, v.11, n.5, p.408-20, Sep./Oct. 1998.
SIAMOS, G.; WINKLER, S.; BOBERICK, K.G. The relationship between implant
preload and screw loosening on implant-supported prostheses. J. Oral Implantol.,
v.28, n.2, p.67-73, 2002.
SYKARAS, N. et al. Implant materials, designs, and surface topographies: Their
effect on osseointegration. A literature review. Int. J. Oral Maxillofac. Implants,
Lombard, v.15, n.5, p.675-90, Sep./Oct. 2000.
112
TAN, K.B.; NICHOLLS, J.I. Implant-Abutment screw joint preload of 7 Hex-top
abutment systems. Int. J. Oral Maxillofac. Implants, Lombard, v.16, n.3, p.367-
77, May/June 2001.
TAN, B.F.; TAN, K.B.; NICHOLLS, J.I. Critical bending moment of implant-
abutment screw joint interfaces: Effect of torque levels and implant diameter. Int. J.
Oral Maxillofac. Implants, Lombard, v.19, n.5, p.648-58, Sep./Oct. 2004.
TZENAKIS, G.K. et al. The effect of repeated torque and salivary contamination on
the preload of slotted gold implant prosthetic screws. J. Prosthet. Dent., St. Louis,
v.88, n.2, p.183-91, Aug. 2002.
WASKEWICZ, G.A.; OSTROWSKI, J.S.; PARKS, V.J. Photoelastic analysis of
stress distribution transmitted from a fixed prosthesis attached to osseointegrated
implants. Int. J. Oral Maxillofac. Implants, Lombard, v.9, n.4, p.405-11, July/Aug.
1994.
WEE, A.G.; AQUILINO, S.A.; SCHNEIDER, R.L. Strategies to achieve fit in implant
prosthodontics: A review of literature. Int. J. Prosthodont., Lombard, v.12, n.2,
p.167-78, Mar./Apr. 1999.
WEISS, E.I.; KOZAK, D.; GROSS, M.D. Effect of repeated closures on opening
torque values in seven abutment-implant systems. J. Prosthet. Dent., St. Louis,
v.84, n.2, p.194-9, Aug. 2000.
113
_______________________________________________________
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