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UNIVERSIDADE DO SAGRADO CORAÇÃO
ROBERTO BITTENCOURT SYDNEY
ESTUDO COMPARATIVO DA PRECISÃO DE MODELOS OBTIDOS
COM GUIA MULTIFUNCIONAL E INDEX EM PRÓTESE SOBRE
IMPLANTES
BAURU
2007
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2
UNIVERSIDADE DO SAGRADO CORAÇÃO
ROBERTO BITTENCOURT SYDNEY
ESTUDO COMPARATIVO DA PRECISÃO DE MODELOS OBTIDOS
COM GUIA MULTIFUNCIONAL E INDEX EM PRÓTESE SOBRE
IMPLANTES
Dissertação apresentada à Pró-reitoria
de Pesquisa e Pós-graduação, na
Universidade do Sagrado Coração,
como parte integrante dos requisitos
para obtenção do título de mestre no
Programa de Mestrado em
Odontologia
Área de concentração: Implantologia
Orientador: Prof.
o
Dr.
o
Carlos Eduardo
Francischone
BAURU
2007
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3
Sydney, Roberto Bittencourt
S982e
Estudo comparativo da precisão de modelos obtidos
com guia multifuncional e index em prótese sobre implantes /Aline
Rogéria Freire de Castilho--2007.
101f.
Orientador: Prof. Dr. Carlos Eduardo Francischone
Dissertação de Mestrado (Implantologia)-
Universidade do Sagrado Coração - Bauru - SP.
1.Osseointegração 2.Moldagem 3.Passividade
4.Prótese fixa 5. Implantes 6. Desajuste 7. Precisão
8. Técnicas de transferência I.Francischone, Carlos Eduardo
II.Título.
4
À minha família, cujo apoio constante é o responsável por
possibilitar a dedicação e investimento pessoal na
profissão. Sem vocês eu não estaria aqui tão rápido. Amo
vocês.
À Fabiane, pela compreensão das ausências e
ajuda na superação das dificuldades. Só com
muito amor isso pode concretizar-se.
5
Aos colegas do curso Maurício Barreto, Ronaldo Brum,
Gonçalo Pimentel, José Márcio Amaral, Ronaldo Barcellos,
e Paulo Nary: minha família de Bauru. Não tenho palavras
para agradecer o companheirismo, a amizade, a
transparência e a confiança. Ninguém se separa.
Ao professor Carlos Eduardo Francischone, pela
confiança depositada em mim, pelo carinho e ética
que regem seus atos. Um exemplo de mestre e
amigo, que ajudou na constituição deste grupo tão
unido.
6
AGRADECIMENTOS
Às funcionárias da clínica de Odontologia da Universidade do Sagrado coração, pelo
carinho e eficiência com que dedicam-se a suas atividades.
Aos professores Dirceu Calgaro e José Gilmar Batista, pelo auxílio na idealização e
confecção dos nossos modelos e guias no início do estudo
Ao laboratório Vieira, na pessoa do TPD Marcelo Vieira, pela cuidadosa confecção
dos nossos modelos de gesso.
À professora Daniela Castilio pelo apoio e aceite em participar da banca deste
trabalho.
Ao professor Eymar Lopes, pela análise estatística.
Aos colegas Ricardo Pasquini e Carlos Villatore, pelo constante apoio e estímulo.
7
A curiosidade é uma das
manifestações mais características de
uma mente vigorosa (Samuel
Johnson).
8
RESUMO
Um dos aspectos fundamentais para o sucesso clínico das próteses implanto-
suportadas é a adaptação passiva das estruturas protética sobre os pilares. Dentre
as variáveis clínicas e laboratoriais intrínsecas ao tratamento reabilitador estão as
técnicas de transferência, pois influenciam decisivamente na fabricação de modelos
de trabalho fiéis. O objetivo do presente trabalho foi verificar a qualidade de modelos
de trabalho criados a partir da técnica de transferência com guia multifuncional,
comparando sua precisão com as do index para prova. Para tanto, foram utilizadas
duas estruturas de titânio fresadas pré-fabricadas sobre dois modelos de maxila que
serviram como controle, sendo o primeiro com 6 implantes em posição favorável
para reabilitação e o segundo com 6 implantes em posição desfavorável. A
qualidade da adaptação da estrutura sobre os modelos de trabalho (modelos teste) e
index foram avaliadas com microscópio comparador. Os resultados mostraram que a
técnica avaliada gerou modelos precisos, com diferença média máxima de 5 µm em
relação ao controle. Não houve diferença entre os modelos teste e os index, tanto
quando os implantes estavam em posição favorável como desfavorável. Pode-se
concluir que, ao utilizar o guia multifuncional para moldagem de transferência de
implantes e relacionamento interoclusal, não há necessidade de confecção de index,
independentemente da posição dos implantes.
Palavras-chave: osseointegração, moldagem, passividade, prótese fixa,
implantes, adaptação, desajuste, precisão, técnicas de transferência.
9
ABSTRACT
Passive fit between the infra-structure and the abutments is one of the main
aspects that determine the clinical success of implant-supported prosthesis. Among
the clinical and laboratorial steps that may influence passivity are the transfer and
impression techniques, once they affect the construction of accurate master casts.
The objective of this paper is to verify the quality of master casts built from the
multifunctional guide technique for impression and transfer of implants, comparing its
accuracy with the precision of models built only by indexing for infra-structure fit test.
Two CNC (computer numeric controlled) milled infra-structures were fabricated over
2 resin maxillas (controls): one with 6 implants in favorable positions for rehabilitation
and one with 6 implants in unfavorable positions. Quality of infrastructure fit on the
multifunctional guide models (test) and index was evaluated under light microscopy.
The technique tested resulted in accurate models , with maximum average distortion
of 5 µm from control. There were no differences between the test group and the
index group, under favorable and unfavorable conditions. We can conclude that
when using the multifunctional guide technique for implant impression and transfer,
there is no need for indexing implants for infra-structure accuracy test, even when the
fixtures are in an unfavorable position for rehabilitation.
Key-words: osseointegration, impression, passivity, fixed prostheses,
implants, adaptation, misfit, precision, transfer technique
10
LISTA DE ILUSTRAÇÕES
Figura Página
1 – Modelos controle, com os implantes em posição
favorável(esquerda) e desfavorável (direita)........................................................53
2 – Duplicação do modelo controle com implantes em
posição favorável e barra em acrílico...................................................................54
3 – Duplicação do modelo controle com implantes em
posição desfavorável e barra em acrílico............................................................54
4 – Adaptação passiva da Procera Implant Bridge nos
modelos controle.................................................................................................55
5 – Conjunto guia multifuncional – transferentes, unidos
com resina Pattern. O guia multifuncional recebeu
camada de adesivo para poliéter e o modelo uma
camada de vaselina sólida..................................................................................56
6 – Impregum F sendo injetado ao redor dos pilares e
transferentes para a cópia dos tecidos moles.....................................................56
7 – Análogos parafusados nos transferentes e aplicação
de gengiva artificial..............................................................................................57
8 – Manguitos no modelo e primeiro vazamento de gesso.
Após a remoção dos dispositivos, novo vazamento foi
realizado no espaço criado..................................................................................57
9 – Modelos teste, prontos para observação ao microscópio....................................57
10 – Confecção dos gabaritos....................................................................................58
11 – Dispositivo criado para suportar o modelo
11
durante a observação ao microscópio................................................................59
12 – Com o dispositivo, foi possível observar a
adaptação entre os pilares e a barra na melhor
angulação possível.............................................................................................59
13 – Medição da desadaptação entre a barra e os
modelos no microscópio comparador.................................................................60
12
LISTA DE TABELAS
Tabela Página
1 – Média de desadaptação dos modelos
controle nas condições experimentais................................................................62
2 – Média de desadaptação dos modelos
teste nas condições experimentais.....................................................................63
3 – Média de desadaptação dos index nas
condições experimentais.....................................................................................64
4 – Comparação entre os modelos controle e as
condições experimentais com o parafuso
no 1º pilar............................................................................................................65
5 – Comparação entre os modelos controle e as
condições experimentais com o parafuso no
4º pilar.................................................................................................................66
6 – Comparação entre os modelos controle e as
condições experimentais com todos os parafusos
apertados.............................................................................................................67
13
SUMÁRIO
Introdução………………………......………...............................…….14
Revisão da literatura………………......…….............................…….16
Proposição………………………….......................................……….52
Material e Método………………......................................…………..53
Resultados………………………......................................…………..61
Discussão…………………………......................................…………68
Conclusões………………………......................................………….78
Referências Bibliográficas………..............................……......……..79
Anexos……………………………...........................……………........86
14
1. INTRODUÇÃO
O sucesso de qualquer trabalho de reabilitação depende, dentre outros
fatores, da qualidade dos procedimentos de moldagem, confecção dos modelos de
trabalho e da transferência das características intermaxilares dos pacientes
(HENRY, 2002). As alterações dimensionais dos materiais de moldagem, da resina
acrílica e do gesso são algumas das variáveis que podem prejudicar o assentamento
final das próteses. Isto incentivou o desenvolvimento de inúmeras técnicas e
materiais que visam a reprodução mais fiel possível da situação clínica (HELLDÉN
& DÉRAND, 1998; LONGONI, SARTORI & DAVIDE, 2004).
No caso das reabilitações totais sobre implantes, a dificuldade está em
conseguir uma correta transferência da posição dos implantes e pilares protéticos,
visando o assentamento passivo da estrutura, uma vez que sua ausência pode levar
ao desenvolvimento de estresse nos implantes e até perda da osseointegração
(JEMT & BOOK, 1996; JEMT, LEKHOLM & JOHANSSON, 2000; KUNAVISARUT,
LANG, STONER & FELTON, 2002). Além disso, outra dificuldade é o concomitante
registro da relação intermaxilar do paciente. Visando resolver esses problemas, foi
desenvolvida a técnica do guia multifuncional (DARIO, 1998), que busca, em um
passo, transferir a posição dos pilares protéticos, do tecido gengival e registrar os
dados necessário para a confecção da prótese final. Após a moldagem com o guia
funcional, também pode-se confeccionar um index, com o objetivo de conferir a
adaptação da estrutura e realizar procedimentos de soldagem antes da prova em
boca.
15
O objetivo do presente trabalho foi analisar a qualidade da adaptação de uma
prótese total implanto-suportada confecionada com o guia multifuncional em duas
situações distintas: implantes posicionados favoravelmente e implantes em posição
desfavorável. Buscou-se, ainda, avaliar a necessidade ou não da confecção do
index em cada um destes casos.
16
2. REVISÃO DA LITERATURA
FEHLING, HESBY & PELLEU (1986) realizaram um estudo para determinar o
intervalo ótimo entre a fabricação de uma moldeira individual de resina acrílica e o
procedimento de moldagem. Foram avaliadas vinte moldeiras mandibulares, 10 da
marca Fastray e 10 Formatray. Os resultados mostraram que ambos os materiais se
comportaram similarmente. Contração das bordas das flanges vestibulares e
expansão unilateral das bordas das flanges vestíbulo-linguais foram observadas, o
que indica distorção. Alterações dimensionais lineares ocorreram durante 6 horas, o
que sugere que uma moldagem feita com moldeira de resina acrílica deve ser
vazada o mais rápido possível. Alterações dimensionais lineares significativas
somente foram observadas até 40 minutos do início da fabricação das moldeiras.
Concluem os autores que, apesar da preferência recair sobre uma moldeira
produzida com antecedência, é aceitável realizar uma moldagem em moldeira de
acrílico autopolimerizável após 40 minutos de sua fabricação.
ZINNER, SMALL & PANNO (1989) discutiram o planejamento do tratamento
com implantes através da confecção de próteses provisórias e guias cirúrgicos.
Citam como objetivos das próteses pré-cirúrgicas o estabelecimento da DVO e
oclusão cêntrica, a criação de um plano harmonioso de oclusão inter e intra-arco e a
otimização estética pela determinação de uma linha de sorriso agradável. Após a
obtenção destas características, duplica-se a prótese provisória e fabrica-se o guia
cirúrgico, que auxiliará o cirurgião durante a instalação das fixações. Os autores
recomendam uma abordagem sempre conjunta entre protesista e cirurgião.
17
HUMPHRIES, YAMAN & BLOEM (1990) mediram a precisão dos modelos-
mestres fabricados a partir de 3 técnicas de impressão utilizadas para os implantes
tipo Branemark. Com esse objetivo, criaram um modelo a partir de uma placa
metálica de alumínio baseado nas dimensões médias da mandíbula humana. Quatro
análogos de pilar foram fixados e quatro pontos de referência foram precisamente
fresados na placa. Esses pontos estavam a 5 mm das bordas da placa em ambas
direções e mediam 0,153 mm em profundidade e 0,306 mm em diâmetro. Para
permitir a medição padronizada do modelo inicial e modelos-mestres, 4 transferentes
foram preparados, sendo fresados 4 pontos de referência no centro rotacional da
porção superior com as mesmas dimensões dos pontos da placa. Esses pontos
experimentais foram utilizados para determinar a precisão dos modelos-mestres,
sendo a posição relativa dos transferentes mantida durante a transferência do
modelo inicial para os demais. Para as moldagens foram fabricadas moldeiras
acrílicas individuais, abertas e fechadas. Os transferentes foram ligados aos
análogos de pilar do modelo inicial através das seguintes técnicas: 1 – transferentes
cônicos não esplintados, ligados aos análogos com pressão digital; 2 – transferentes
quadrados não esplintados, ligados aos análogos com pino guia; 3 - transferentes
quadrados esplintados com resina autopolimerizável (Duralay) e ligados aos
análogos com pinos guia. Quatro moldagens foram realizadas para cada um dos
grupos utilizando silicona de condensação (President). Buscando simular as
condições clínicas, o modelo inicial foi mergulhado em banho maria a 37
º C
antes
da moldagem, permanecendo por mais 8 minutos durante a presa do material. Após
a fabricação dos modelos-mestres, os 4 transferentes experimentais com os pontos
de referência foram instalados nos pilares respectivos e os procedimentos de
medida foram realizados com o sistema de medição gráfica computadorizada de
18
Michigan, capaz de medições de 3 µm em coordenadas X, Y e Z. Para orientar o
aparato, 3 dos 4 pontos de referência foram usados para alinhar o plano de
referência. Uma sonda com ponta de dimensões iguais foi posicionada em cada
ponto e as medições foram realizadas. A análise dos pontos de referência mostrou
uma alteração dimensional positiva (0,07% a 0,19%), dentro da variação descrita
para os materiais usados. Os resultados indicaram que o grupo 1 reproduziu os
pontos experimentais em 92% dos casos, o grupo 2 em 50% e o 3 em 42%. A
totalidade dos modelos do grupo 1 apresentaram diferença numérica menor de 50
µm, enquanto nos grupos 2 e 3 a diferença variou de menos de 50 µm, para mais de
100 µm.
SPECTOR, DONOVAN & NICHOLLS (1990) avaliaram a habilidade de 3
técnicas de moldagem em reproduzir as posições de implantes no modelo de
trabalho. Foi criado um modelo de mandíbula com 6 implantes posicionados para
reabilitação total fixa, sobre o qual foram realizadas 15 moldagens em 3 grupos (5
por grupo): 1– os transferentes foram unidos com resina acrílica (Duralay) e fio
dental, sendo então moldados com polissulfeto (Permlastic) em moldeira aberta; 2-
moldagem com polivinilsiloxano (Reprosil) em moldeira fechada; 3- moldagem com
silicona de condensação (Xantopren/Optosil) em moldeira fechada. Para medir a
posição das réplicas dos pilares, 6 transferentes foram fresados formando uma
borda edentada circular na superfície superior. Essa borda guiou o posicionamento
do microscópio para os planos X e Y. A base da edentação foi usada para medição
do plano Z. Foram feitas separadamente 3 medições de cada coordenada, valendo a
média. Para determinar o erro inerente à colocação e remoção dos transferentes, um
análogo de pilar foi montado em um bloco de resina e as medidas foram registradas
enquanto ele era repetidamente removido e recolocado. Os resultados mostraram
19
distorções na posição dos pilares de 0,02 mm a 0,18 mm, não havendo diferença
entre as três técnicas avaliadas. O procedimento de retirada e colocação dos
transferentes gerou um erro de 0,0015 mm no eixo Z. Concluem os autores que,
apesar dos erros medidos serem pequenos, o estudo demonstrou o potencial de
distorções com as técnicas de transferência utilizadas.
CARR (1991) utilizou um modelo de mandíbula em gesso com 5 implantes
para comparar as técnicas de moldagem utilizando transferentes redondos e
quadrados. Foi produzida uma moldeira individual, a qual foi utilizada em todas as
moldagens: 7 pela técnica indireta (redondos) e 7 pela direta (quadrados). O material
de escolha foi o poliéter (Polygel, Caulk-Dentsply) e a avaliação da precisão das
transferências foi feita com base em uma estrutura confeccionada sobre o modelo
inicial, utilizando microscópio comparador . Os resultados mostraram maior
desajuste na técnica indireta, evidenciado pela falta de adaptação em ambos os
pilares terminais. Segundo o autor, as 2 técnicas requerem uma manipulação cega:
uma na colocação do análogo e a outra no total assentamento do conjunto
transferente-análogo no molde. Entretanto, a diferença está na necessidade da
remoção e reposicionamento da técnica indireta. Concluem os autores que modelos
mais precisos serão produzidos com maior freqüência utilizando a técnica direta. A
imprecisão encontrada com a técnica indireta parece correlacionar com a relação
não paralela dos pilares, gerando uma aparente deformação do material de
moldagem.
GOLL (1991) descreveu os procedimentos clínicos necessários para
produção de estruturas implanto-suportadas com adaptação precisa. Os cuidados
recomendados iniciam na fase de seleção dos componentes, passando pela
20
confecção cuidadosa do modelo mestre e terminando numa minuciosa fase
laboratorial.
HOCHWALD (1991) apresentou um método para confecção de modelo
mestre e coroa provisória logo após a cirurgia de primeiro estágio, permitindo a
instalação do provisório no mesmo momento da reabertura. Para tanto, constrói-se o
guia cirúrgico e, após a instalação do implante, adapta-se o guia às superfícies
oclusais dos dentes adjacentes e une-se o montador ao guia com resina acrílica.
Após a presa, remove-se o conjunto guia-montador, que é levado ao modelo inicial.
A região edêntula é desgastada para dar espaço para o análogo, que é envolvido
por gesso. Sobre esse novo modelo, é fabricada a coroa provisória.
WATSON et al (1991) teceram considerações sobre o desenho e a fabricação
de próteses implanto-suportadas na maxila. A princípio, discutiram sobre as relações
maxilo-mandibulares, concluindo que é mais fácil a reabilitação nos pacientes classe
I ou II - divisão I. A correção do posicionamento das fixações com pilares inclinados
foi considerada importante manobra para uma reabilitação estética. O planejamento
prévio do caso, com enceramento diagnóstico preciso, foi ressaltado, pois é ele que
guiará o posicionamento das fixações e ditará a necessidade do uso de flanges
gengivais. Com relação à higiene, os autores indicam a confecção de um espaço de
cerca de 1,5 mm sob a estrutura por palatino, para acesso de escova interdental.
Considerando a fala, afirmam que alguns pacientes têm dificuldade de adaptação
devido ao espaço entre a estrutura e a gengiva, sendo necessária a instalação de
um preenchimento de silicone por palatino durante alguns meses.
LIOU et al (1993) estudaram a precisão do reposicionamento de transferentes
redondos em materiais de moldagem elastoméricos. Três sistemas (Dental Imaging
Associates, Implant Innovations Inc e Steri-Oss) foram avaliados com 5 operadores
21
reposicionando os transferentes em 2 materiais (Impregum e Extrude). Foram
avaliados os desvios angulares dos transferentes entre o controle (posição original)
e a posição após o reposicionamento nas moldagens. Os resultados mostraram que
nenhum transferente pode ser reposicionado com precisão pelos 5 operadores.
Entretanto, houveram diferenças significativas entre os 3 sistemas. Desvios
angulares menores foram encontrados para os sistemas Steri-Oss e Dental Imaging
Associates, quando comparados com o Implant Innovations Inc. Não houve
diferença significativa entre os dois materiais de moldagem.
APARICIO (1994) descreveu e relatou o controle de 2 anos de uma técnica
para obtenção de adaptação passiva de próteses metalocerâmicas sobre implantes
do tipo Branemark. A técnica consiste na união físico-química dos cilindros de ouro à
estrutura metálica através do tratamento das superfícies metálicas e uso de cimento
resinoso aplicado na boca. Em 2 anos, 64 próteses (39 maxilares e 25
mandibulares), suportadas por 214 pilares, com período de observação médio de 9
meses, foram avaliadas a partir de 3 parâmetros: ausência de sensação de tensão
ou dor durante a instalação; adaptação final dos parafusos com uma volta máxima
de 1/3 sem haver resistência; testes de ajuste da estrutura utilizando apenas 1
parafuso de ouro na posição mais distal e exame visual com magnificação. Os
resultados mostraram que todos os pilares cumpriram os parâmetros clínicos
estudados, sendo que nenhum mostrou sinais de perda da cimentação e nenhum
parafuso de ouro soltou. Oito parafusos de pilar estavam levemente soltos em 5
pacientes, sendo o fato atribuído à contaminação pelo cimento. Um implante maxilar
foi perdido, em paciente com bruxismo. Conclui o autor que esta técnica pode ser
aplicada rotineiramente na clínica diária.
22
ASSIF, MARSHAK & NISSAN (1994) sugerem uma técnica para moldagem
de implantes que substitui a esplintagem dos implantes com fio dental e resina
acrílica, reduzindo as alterações dimensionais do procedimento. Para tanto, é feita
uma moldagem inicial com hidrocolóide irreversível e transferentes para moldeira
fechada, sendo construído sobre o modelo uma moldeira individual em resina
acrílica. Essa moldeira é fabricada 48 horas antes da moldagem e possui orifícios
sobre cada implante, por onde podem passar os transferentes para moldeira aberta.
A técnica consiste na moldagem inicial com o material de escolha, cujo excesso é
removido dos orifícios da moldeira. Após a presa, os transferentes são unidos à
moldeira com resina acrílica. Após a construção do modelo mestre, a esplintagem
dos transferentes é recortada com broca e serve como um index para verificação da
precisão da estrutura.
KALLUS & BESSING (1994) investigaram a ocorrência de afrouxamento de
parafusos de ouro e dos pilares em próteses totais fixas implanto suportadas, após 5
anos em função. Foi encontrada relação entre afrouxamento do parafuso e
desadaptação da estrutura, considerada um fator dependente do operador. Os
autores recomendam reapertamento das próteses após 5 anos.
MARSHALL, HANSEN & KREITMAN (1994) relatam uma técnica para obter
adaptação passiva em uma reabilitação total sobre implantes com próteses metalo-
cerâmicas. Os procedimentos consistem no enceramento da prótese em 3 partes, 1
anterior e 2 posteriores. As porções posteriores são fundidas primeiro e a anterior é
reencerada, para adaptar perfeitamente às posteriores. Após a fundição da última
peça, é aplicada a porcelana e as próteses são unidas no modelo mestre utilizando
encaixe com parafuso.
23
McCARTNEY & PEARSON (1994) descreveram uma técnica que permite a
verificação e correção do modelo mestre e funciona como um padrão de
transferência do análogo para próteses sobre implantes. O procedimento consiste na
realização de uma moldagem preliminar, na qual são instalados os transferentes e
análogos de pilar revestidos com uma grossa camada de material de moldagem.
Neste modelo inicial, sobre os transferentes dos pilares, são posicionadas barras
metálicas envoltas com Duralay, seguindo o contorno da futura estrutura metálica.
Os transferentes são levados à boca, onde as barras são unidas entre elas com
Duralay e então retornam ao modelo. Como os análogos estão revestidos com
material borrachoso, podem ser retirados do gesso e reposicionados na angulação
ideal, quando é realizado o trabalho definitivo.
JEMT & LIE (1995) mediram a distorção de 15 próteses implanto-suportadas
em relação aos modelos mestres através de uma técnica fotogramétrica
tridimensional. Todas as próteses foram confeccionadas como fundições de liga de
ouro em peça única com dentes de resina. Cinco eram maxilares e 10 localizada na
mandíbula, ambas edêntulas. A distorção dos cilindros foi em sua maior parte
observada no plano horizontal, enquanto o aspecto vertical pareceu mais estável. A
distorção tridimensional média dos pontos centrais foi 42 (desvio padrão = 15) e 74
(desvio padrão = 38) µm para a maxila e mandíbula, respectivamente. As medições
revelaram uma variação de 16 a 80 e 15 a 165 µm. A média de distorção angular
tridimensional dos cilindros foi 51 (desvio padrão = 35) µm na mandíbula e 70
(desvio padrão = 75) µm na maxila. Foi encontrada uma correlação entre a distorção
dos pontos centrais e a espessura e curvatura dos arcos implantares, indicando
maior deslocamento quando o arco era mais espesso e mais curvo. A distorção dos
pontos centrais tridimensionais também foi estatisticamente maior na maxila, o que
24
pode ser explicado pela curvatura do arco e maior número de implantes. Outros
problemas com a adaptação da prótese superior podem estar relacionados com
maior quantidade de liga nas fundições e desalinhamento dos implantes.
ASSIF, MARSHAK & SCHMIDT (1996) estudaram a precisão de três técnicas
de moldagem para implantes. Para isso, fabricaram um modelo de mandíbula em
gesso com 5 implantes posicionados para reabilitação total, sobre os quais foi
construída uma estrutura metálica. Essa estrutura serviu como guia para o
posicionamento dos implantes no modelo mestre final, em metal, além de ser o guia
para avaliação da qualidade dos procedimentos de transferência. Quinze moldagens
foram realizadas para cada técnica estudada, todas utilizando moldeira individual
aberta e poliéter. O primeiro grupo consistiu na união dos transferentes com resina
autopolimerizável (Duralay); no segundo, foi utilizado apenas o poliéter; no terceiro,
os transferentes foram unidos diretamente na moldeira individual. A análise da
precisão das técnicas foi realizada através de medições de tensão. Os resultados
mostraram diferença estatisticamente significante entre os grupos 1 e 2 e entre 1 e
3, mas não entre 2 e 3. Concluem os autores que a técnica utilizando transferentes
interconectados rigidamente com resina acrílica autopolimerizável é o método
preferido para moldagem para restaurações implanto-suportadas.
BINON (1996) estudou o efeito da desadaptação no hexágono entre implante
e pilar na estabilidade do parafuso. Uma série de 10 pilares UCLA em titânio,
incrementalmente mais largos, foram carregados fora de seu eixo com 133 N e
ciclados a 1150 impactos verticais e 28 rotações no sentido anti-horário por minuto
para determinar a estabilidade do parafuso. Os hexágonos internos dos pilares
variaram de 0,1065 a 0,1110 polegadas. A espessura do hexágono externo foi de
2,684 mm. A desadaptação rotacional entre os hexágonos interno e externo variou
25
de 1,94 graus para o menor pilar a 14,87 graus para o maior. A falha do parafuso
variou de 134.000 a 9,3 milhões de ciclos. Afirmam os autores que o estudo indicou
uma relação direta entre a desadaptação do hexágono e afrouxamento do parafuso.
Quanto maior a desadaptação, maior a probabilidade de afrouxamento. A
desadaptação rotacional menor que 2 graus criou a união do parafuso mais estável
e previsível.
DARIO (1996) relatou uma técnica para moldagem de implantes e
estabelecimento das relações maxilo-mandibulares em um mesmo procedimento.
Inicialmente, é fabricada uma moldeira individual a partir do enceramento
diagnóstico ou de uma prótese total pré-existente. Os postes de impressão são
ligados aos implantes ou pilares e a moldeira é testada, sendo que os postes devem
estar livres em todas as direções. Neste momento, testa-se também a DVO. A
moldeira é preenchida com material pesado e o leve é injetado ao redor dos
componentes. A moldeira é posicionada, uma pequena quantidade de material leve
é adicionada sobre a superfície oclusal e o paciente é guiado para a relação
cêntrica. O modelo é vazado sem a remoção do molde, que é utilizado para
montagem do conjunto no articulador.
HIGGINBOTTOM & WILSON (1996) descrevem uma técnica para confecção
de guia cirúrgico para colocação de implantes. Primeiramente, é confeccionado o
enceramento diagnóstico, que dá origem ao guia de diagnóstico. Esse guia inicial
possui marcadores radiográficos que conferem a posição ideal das fixações no osso
disponível. Após as correções necessárias, o guia cirúrgico é construído com anéis
metálicos que direcionam as brocas para as posições pré-estabelecidas.
JEMT (1996) mediu e comparou a precisão de adaptação de próteses
implanto-suportadas nos arcos edêntulos utilizando réplicas do modelo mestre e os
26
implantes intra-orais como referências. Sete próteses maxilares e 10 mandibulares
foram aleatoriamente selecionadas e medidas através de uma técnica fotogramétrica
tridimensional. Os resultados indicaram que próteses rotineiramente conectadas a
implantes podem demonstrar distorção entre a estrutura e fixações individuais que
podem chegar a centenas de micrômetros. Quando modelos-mestres foram
utilizados como referência, a distorção tridimensional média do ponto central dos
cilindros de ouro foi de 37 µm (desvio padrão = 18) e 75 µm (desvio padrão = 40)
para a mandíbula e maxila, respectivamente. Quando os implantes foram utilizados
como referência, o deslocamento médio foi de 90 µm (desvio padrão = 51) e 111 µm
(desvio padrão = 59). A distorção média foi significativamente maior para as medidas
intra-orais em ambos os arcos (p<.001 e p<.05). Além disso, a distorção geral foi
significativamente maior para as próteses maxilares quando os modelos mestres
foram usados como referência (p<.05). Entretanto, para as medidas intra-orais,
nenhuma diferença estatisticamente significante na adaptação entre os arcos pode
ser observada (p<.05). Segundo o autor, este fato pode ser possivelmente explicado
pelo achado de que as medições intra-orais das próteses mandibulares indicaram
uma deformação e rotação da mandíbula que não foi observada nas próteses
maxilares. Outro fator na falta de significância estatística é o pequeno tamanho da
amostra.
JEMT & BOOK (1996) avaliaram in vivo a adaptação e a perda óssea
marginal em próteses sobre implantes para pacientes edêntulos de maxila. Dois
grupos de 7 pacientes foram criados, sendo que o primeiro foi acompanhado
prospectivamente por 1 ano e o segundo teve suas próteses removidas e analisadas
5 anos após a cirurgia de reabertura. As medições da adaptação das próteses foram
realizadas com uma técnica fotogramétrica tri-dimensional e os níveis do osso
27
marginal foram medidos a partir de radiografias intra-orais convencionais. Os
resultados mostraram que nenhuma das próteses apresentou completa passividade
aos implantes. Distorções similares das próteses foram encontradas nos 2 grupos,
indicando que os implantes pareceram estar estáveis e não se moveram, mesmo
após vários anos em função. A amplitude máxima da distorção tri-dimensional dos
pontos centrais dos cilindros foi aproximadamente 275 µm para ambos os grupos. A
desadaptação média do ponto central foi de 111 (desvio padrão 59) e 91 (desvio
padrão 51) µm para os grupos de 1 e 5 anos, respectivamente. A perda óssea
marginal média correspondente foi 0,5 e 0,2 mm. Não foram observadas correlações
estatísticas entre a mudança de nível do osso marginal e diferentes parâmetros de
desadaptação protética. Concluem os autores que pode haver uma certa tolerância
biológica para a desadaptação, e que o grau de desadaptação observado no estudo
foi clinicamente aceitável com relação à perda óssea marginal observada.
FRANCISCHONE, PINHEIRO & VALERA (1997) avaliaram a adaptação
marginal de copings sobre pilares ceraone. Observaram maiores desadaptações
com os componentes calcináveis, pois após a fundição a peça precisa ser usinada, o
que gera maiores imperfeições.
HUSSAINI & CANELA-PRICHARDO (1997) descrevem uma técnica para
moldagem dos implantes em uma maxila edêntula na fase de instalação dos
implantes, possibilitando a instalação da prótese provisória no mesmo dia da cirurgia
de segundo estágio. O primeiro passo consiste na moldagem dos arcos e montagem
no articulador, sendo as moldagens armazenadas. No modelo maxilar, confecciona-
se uma base rígida e estável, evitando a região onde os implantes serão instalados.
Com resina Triad (Dentsply), confeciona-se um rodete curvo de 3 mm de diâmetro,
extendendo-se de um lado a outro da base, paralelo ao rebordo e lingual aos locais
28
dos futuros implantes. O rodete deve ter a altura dos transferentes quando provado
na boca (aproximadamente 9 mm). Após a instalação dos implantes, instala-se os
transferentes e posiciona-se a base. Enquanto segura-se firmemente a base, une-se
ela ao final dos transferentes com resina acrílica autopolimerizável (GC Pattern
Resin). Ao final da polimerização, remove-se os transferentes e a base, instalando-
se os análogos. Todo o conjunto é levado ao modelo inicial, que é modificado para
que a base possa ser completamente assentada. O modelo é umedecido e a porção
removida é reestabelecida. Para recuperar o contorno do tecido mole perdido, após
a presa do gesso a moldagem inicial é reposicionada e um material elastomérico é
utilizado para preencher os espaços vazios. O novo modelo é então montado no
articulador substituindo o original, tornando possível a fabricação da prótese
provisória.
HUSSAINI & WONG (1997) descrevem uma técnica de moldagem para
reabilitação total sobre implantes que busca minimizar os erros inerentes à distorção
dos materiais utilizados. O método consiste na instalação de transferentes
quadrados nos implantes, presos por um parafuso longo. É construída uma matriz
com fio dental e resina acrílica (GC Pattern Resin) ou resina composta unindo os
transferentes. Os mesmos são desparafusados e removidos da boca, quando a
resina é seccionada entre cada peça com um disco fino. Os transferentes retornam à
boca e são unidos novamente. A moldagem é realizada com polivinilsiloxano
(Reprosil) e moldeira aberta. No laboratório, apenas as porções apicais dos
análogos são unidas com gesso para moldagem. Após a presa, cada espaço
interproximal é seccionado com um disco fino, umedecido e secado. As partes são
novamente unidas com outra porção de gesso para moldagem. Utiliza-se gengiva
artificial para a porção coronal dos análogos e modelo é completado com gesso.
29
Uma estrutura confeccionada sobre um modelo realizado com essa técnica foi
comparado microscopicamente com uma estrutura sobre um modelo confeccionado
convencionalmente, vazando o gesso de uma só vez (gesso tipo III). Os resultados
mostraram desadaptações maiores para a técnica convencional.
HELLDÉN & DÉRAND (1998) descreveram um método simplificado para
conseguir adaptação passiva entre estruturas metálicas de titânio e implantes
(CrescoTi Precision Method), realizando também avaliação do método através das
técnicas fotoelástica e de medição de tensão. O método consiste na montagem
temporária da estrutura metálica nos análogos dos implantes no modelo mestre
utilizando 2 ou 3 parafusos de retenção, os quais, entretanto, não são apertados.
Nesse momento, qualquer desadaptação pode ser observada. Cera pegajosa é
utilizada para grudar a estrutura no modelo, e o conjunto é montado em gesso em
um dispositivo parecido com um articulador: a estrutura montada no apoio superior,
e o modelo no inferior. As unidades são separadas e cilindros de titânio novos são
instalados no modelo mestre. Um plano horizontal é definido e dentro dele são
recortados os cilindros e também a base da estrutura, que é liberada do gesso e
adaptada aos cilindros através de solda a laser, restabelecendo a altura inicial do
trabalho. Para a análise fotoelástica, 3 implantes de 3,7 x 13 mm foram posicionados
paralelamente e em linha reta em um bloco de resina medindo 15 x 30 x 55 mm. A
distância entre as fixações foi de 10 e 20 mm, respectivamente, e a porção superior
dos implantes não excedeu 2 mm da resina. Quatro estruturas de titânio foram
confeccionadas, 2 utilizando a técnica CrescoTi. Nessa etapa já se observou
desadaptações de 70 e 40 µm nas estruturas de não precisão. As estruturas foram
montadas no modelo e passaram pelo processo de análise. Os resultados
demonstraram redução dos estresses na porção de resina com a técnica CrescoTi.
30
Para a avaliação do teste de tensão, a mesma técnica citada acima foi realizada
observando-se resultados favoráveis para o método descrito.
JEMT & LEKHOLM (1998) utilizaram coelhos e uma técnica fotogramétrica
para analisar a distorção gerada no osso e na estrutura de uma prótese sobre 3
implantes mal adaptada. Quatro coelhos receberam 3 implantes cada na porção
proximal da tíbia. Após um período de cicatrização de 8 semanas, uma estrutura de
titânio foi conectada com desadaptação no implante central. Fotografias
tridimensionais foram tiradas antes e após a instalação do parafuso no implante
central, o que induziu uma pré-carga média calculada em 246 N. As medições e
comparações da topografia das estruturas e osso antes e após o apertamento do
parafuso indicaram um padrão complexo e inconsistente de deformação.
Geralmente, pode ser observado que o ápice do cilindro central apresentou
movimento vertical de 150 µm em direção ao osso, sempre em combinação com
rotação de toda a estrutura. A cabeça do implante central pareceu mostrar alteração
de 50 a 200 µm em direção à estrutura. A deformação óssea foi basicamente
localizada entre os implantes, onde compressões de aproximadamente 0,5 mm
foram observadas. Esta concentração de deformação óssea como resultado da
desadaptação pode ser um fator contribuinte para a perda óssea marginal inicial,
ocasionalmente observada após a inserção de próteses implanto-suportadas.
SICILIA et al (1998) revisaram características importantes necessárias aos
guias cirúrgicos (boa orientação, contraste, fixação correta, conforto e liberdade de
escolha ao cirurgião) e descreveram a técnica para criação de um guia que
preenche tais requisitos. A técnica consiste na adaptação de 2 fios ortodônticos na
vestibular do enceramento diagnóstico: 1 no terço incisal e outro na altura da papila,
sendo presos a um bloco de resina adaptado à incisal dos dentes remanescentes.
31
Essa mesma técnica pode ser utilizada para desdentados totais, fixando o apoio de
resina sobre a mucosa.
ASSIF et al (1999) avaliaram a precisão de 3 técnicas de moldagem de
implantes usando 3 materiais diferentes para esplintagem. Para isso, criaram em
laboratório um modelo metálico mimetizando uma mandíbula, com 5 implantes
posicionados para reabilitação fixa total, assim como descrito no trabalho de 1996.
Sobre essas fixações, foi construída uma estrutura metálica adaptada perfeitamente
e foram realizadas 15 moldagens para cada um dos 3 materiais de esplintagem
estudados. No grupo A os transferentes foram unidos com resina acrílica
autopolimerizável (Duralay) e as moldagens realizadas com poliéter (Impregum). No
grupo B, o material de união foi uma resina acrílica de presa dual (Accuset) e para a
moldagem foi utilizado novamente poliéter (Impregum). O grupo C consistiu na união
dos transferentes e moldagem com gesso para moldagem (Kerr Snow White Plaster
No2). A precisão de adaptação da estrutura metálica nos modelos dos diferentes
grupos foi testada através de medições de tensão/deformação. Os resultados
mostraram diferenças estatisticamente significantes entre os 3 grupos, estando
essas diferenças entre os grupos A e B e entre C e B, mas não entre A e C. Os
grupos A e C foram significativamente mais precisos que o grupo B e suas
discrepâncias gerais foram também menores. O grupo C foi o que apresentou
melhor comportamento. Discutem os autores que o mal resultado do grupo B pode
ter sido causado pela polimerização incompleta da resina, devido à expansão
durante a polimerização ou então pela direção da fonte de luz durante a ativação do
material.
JEMT, BÄCK & PETERSSON (1999) descreveram uma nova técnica para
fabricação de estruturas metálicas em peça única sobre implantes utilizando
32
fresagem controlada numericamente por computador, comparando a adaptação
destas estruturas com próteses fundidas convencionalmente. O estudo envolveu 20
pacientes, cada um recebendo 5 implantes Bränemark na mandíbula edêntula. A
adaptação das 10 primeiras próteses confeccionadas por fresagem computadorizada
foi medida através de uma técnica fotogramétrica tridimensional. A distorção do
ponto central dos cilindros das estruturas foi medida em relação às réplicas do
modelo mestre. Essas medidas foram comparadas com 10 próteses selecionadas
aleatoriamente confeccionadas por fundição. Os resultados não mostraram
diferenças significantes entre os 2 grupos. A distorção tridimensional dos cilindros
nas próteses variou de 3 a 80 µm; não foi observada nenhuma estrutura passiva. Foi
observada maior distorção no plano horizontal (eixos x e y) do que no vertical (eixo
z). Afirmam os autores que a precisão de adaptação das primeiras próteses
confecionadas por fresagem controlada por computador apresentaram adaptação
comparável àquela das estruturas convencionais fundidas. Conseqüentemente, esta
nova técnica pode ser uma opção válida para a fabricação rotineira de estruturas
para próteses implanto-suportadas.
CASTILIO & PINTO (2000) realizaram mensurações horizontais em modelos
de gesso tipo IV posicionados em um perfilômetro para comparar 2 técnicas de
moldagem em implantes odontológicos, utilizando 2 tipos de materiais. Os 2
materiais testados foram um hidrocolóide irreversível (Jeltrate – Dentsply) e um
polissulfeto (Coe-Flex – GC América). Na primeira técnica, foi utilizado transferente
cônico; na segunda, transferentes quadrados foram unidos com resina Duralay
utilizando fio dental trançado entre eles. As moldagens foram feita em um modelo de
mandíbula de polietileno com 3 implantes. Os resultados não mostraram diferenças
estatisticamente significantes entre os materiais de moldagem testados. As duas
33
técnicas de transferência determinaram alterações horizontais estatisticamente
significantes, sendo que a técnica com o transferente cônico foi melhor que a técnica
com transferente quadrado. Os 4 grupos resultaram em modelos que apresentaram
diferenças estatisticamente significantes quando comparados ao modelo padrão.
DUMBRIGUE, GURUN & JAVID (2000) descrevem uma técnica de
esplintagem dos transferentes utilizando barras de resina acrílica. Essas barras são
fabricadas pela injeção do material em canudos. As barras são mantidas por 24
horas antes do uso para polimerização total e então são cortadas e adaptadas de
acordo com o caso.
FRANCISCHONE, VASCONCELOS & BRÄNEMARK (2000) ressaltaram a
importância do planejamento reverso dentro da implantodontia. Segundo os autores,
o correto diagnóstico através do enceramento e confecção de guias aumenta a
previsibilidade do tratamento reabilitador.
JEMT, LEKHOLM & JOHANSSON (2000) estudaram a resposta óssea ao
redor de implantes instalados na tíbia de coelhos suportando estruturas
desadaptadas recebendo diferentes graus de pré-carga. Doze coelhos receberam 2
implantes com 10 mm e 1 implante intermediário com 7 mm de comprimento em
cada tíbia. Após um período de integração de 9 semanas, 9 dos animais receberam
uma estrutura controle com perfeita adaptação nos 3 implantes. Na outra tíbia destes
coelhos e nas duas tíbias dos coelhos restantes, 15 estruturas foram conectadas
com uma desadaptação vertical de 1 mm nos implantes intermediários, que foram
parafusados com torques variando de 15 N/cm a 26 N/cm nas diferentes estruturas
testadas. A fáscia e a pele foram suturados sobre os implantes. Após um período de
carga de 2 a 3 semanas, os animais foram sacrificados e medições
histomorfométricas foram realizadas e correlacionadas aos diferentes níveis de pré-
34
carga do implante central. A análise dos resultados revelou um contato médio osso-
metal para as 3 melhores roscas consecutivas do implante intermediário de 40%
para ambos os grupos (p>.05). Comparativamente às outras regiões das roscas,
menor contato osso-metal foi encontrado na ponta das roscas dos implantes teste no
grupo que recebeu pré-carga baixa (p<.05). Entretanto, a mesma relação não foi
observada no grupo com pré-carga alta. Uma correlação significante foi observada
entre o aumento da pré-carga no parafuso do implante central e um maior contato
osso-implante, principalmente no ápice das roscas (p<.01). Os autores concluíram
que níveis de stress devido à desadaptação de magnitudes clínicas não parecem
atrapalhar por si a cicatrização. Ao contrário, níveis clínicos de pré-carga parecem
promover significativamente uma remodelação óssea no ápice das roscas do
implante.
MULCAHY et al (2000) ralataram o uso de um método para medição da
desadaptação na interface de próteses implanto-suportadas de maneira que o plano
e o sistema de referência das coordenadas ficam externamente à estrutura, podendo
ser restabelecido entre as medições de uma maneira verificável. Com isso, aumenta-
se a validade da comparação entre medidas em um mesmo estudo, devido à menor
taxa de erro.
ORMANIER & NISSAN (2000) examinaram, in vitro, o efeito da geração de
calor na superfície dos implantes relacionado à reação exotérmica de presa de
resinas acrílicas autopolimerizantes aplicadas sobre o pilar. Duas marcas de resina
acrílica foram comparadas: Duralay e GC Pattern. As resinas foram aplicadas em
pilares de titânio conectados a um implante cilíndrico de titânio em diversas
quantidades controladas, tanto com a técnica do pincel como aplicando a resina na
fase de moldagem. O implante foi instalado em uma mandíbula de resina em banho
35
de água a 37º C. As mudanças de temperatura foram registradas através de
termômetros nas porções cervical e apical das fixações. Para comparar os grupos,
foi realizada análise de variância. Um aumento máximo médio de temperatura de 4 a
5º C foi observado na cervical para ambos os materiais, aplicando a resina na fase
de modelagem em quantidade média, com um valor máximo de 6º C. Mudanças de
temperatura similares foram observadas com as duas resinas e entre as duas
técnicas. O uso de spray refrigerante reduziu o aumento de temperatura para menos
de 1,5º C.
ORTOP & JEMT (2000) reportaram a performance clínica de próteses
implanto-suportadas com estrutura em titânio produzidas por fresagem controlada
numericamente por computador, comparando os resultados com próteses com
estruturas de liga de ouro fundidas convencionamente, após 1 ano de função. Um
grupo consecutivo de 65 pacientes com 67 próteses receberam estruturas de titânio
fresadas em 23 maxilas e 44 mandíbulas. Durante o mesmo período, 61 pacientes
consecutivos foram tratados convencionalmente com 31 próteses maxilares e 31
mandibulares. Um total de 14 de 729 implantes instalados foram perdidos durante o
período de acompanhamento (1,9%). Todas as próteses estavam funcionando bem
após o primeiro ano, exceto por 1 prótese com estrutura fundida que foi substituída
por uma overdentures devido à perda de implantes. A taxa de sobrevivência foi de
100% para as próteses confecionadas por fresagem e 97,8% para os implantes
correspondentes. O grupo controle apresentou taxa de 98,3% para prótese e 98,3%
para os implantes. Ocorreram poucos problemas em ambos os grupos, sendo as
performances clínica e radiográfica semelhantes. Foram observadas em 6 casos
fraturas de facetas de resina. A perda óssea marginal média foi 0,4 mm (desvio
padrão = 0,35) na maxila e 0,4 mm (desvio padrão = 0,33) na mandíbula para o
36
grupo teste, sendo o padrão do grupo controle semelhante. Concluem os autores
que as estruturas de titânio fresadas controladas numericamente por computador
podem ser utilizadas como alternativa às fundições convencionais nas arcadas
edêntulas, apresentando performances clínica e radiográfica semelhantes durante o
primeiro ano de função.
VIGOLO, MAJZOUB & CORDIOLI (2000) compararam in vitro a precisão de
modelos-mestre para reposição dentária unitária. Para tanto, um modelo maxila de
resina polimerizável com um implante da 3i de 3,75 por 10 mm posicionado no
segundo pré-molar direito com canal transmucoso de 3 mm foi utilizado. O primeiro
molar e o primeiro pré-molar foram cortados no sentido vestíbulo-palatino com disco
de diamante para obter 2 planos de referência. Quarenta moldagens com moldeiras
individuais foram realizadas utilizando poliéter (Impregum), divididas em 2 grupos de
20: no grupo A, transferentes quadrados não modificados foram utilizados; no grupo
B, os transferentes quadrados foram jateados e receberam aplicação de adesivo
para Impregum no nível supragengival. As medidas foram realizadas com o projetor
de perfil da Nikon. Os resultados mostraram que ambos os grupos apresentaram
pequenas variações angulares. Enquanto a máxima variação para o grupo B foi de 1
grau e 0,2 minutos, para o grupo A foi 3 graus e 38 minutos. Concluem os autores
que os modelos-mestres obtidos no grupo B apresentaram uma quantidade de
movimento rotacional significativamente menor que no grupo A. Apesar dessa
diferença talvez não ser clinicamente significativa, a obtenção de modelos mais
precisos reduz o tempo clínico necessário para pequenas modificações e ajustes.
WATANABE et al (2000) parafusaram 4 estruturas implanto-suportadas
confecionadas de maneiras diferentes e analisaram a tensão gerada ao redor das
fixações. Três implantes IMZ foram envolvidos no centro de um bloco de poliuretano
37
e 16 estruturas foram confeccionadas de acordo com 4 métodos: fundição de peça
única; fundição de peça única, secção em 2 pontos e soldagem; confecção da
estruturas em 3 partes e soldagem; técnica de adaptação passiva utilizando copings
de titânio específicos. Seis medidores de tensão foram posicionados na superfície do
bloco, a 1 mm dos implantes, que foram numerados. As estruturas foram instaladas
e parafusadas com torque de 14,5 Ncm. O procedimento foi realizado 7 vezes para
cada teste e as tensões foram medidas após o apertamento do último parafuso. Em
todas as estruturas, tensão foi produzida quando os parafusos foram apertados e foi
liberada quando foram soltos. Maiores magnitudes de tensão foram observadas com
as técnicas de fundição em peça única e fundição/seccionamento/soldagem.
Quando a ordem do apertamento dos parafusos foi alterada, a técnica de confecção
em 3 partes/soldagem apresentou diferenças significativas na distribuição da tensão,
o que não foi observado na técnica de adaptação passiva. A técnica de adaptação
passiva apresentou tensão significativamente melhor quando comparada os outros
testes.
WEE (2000) comparou a quantidade de torque necessária para rodar um
transferente quadrado em uma moldagem e avaliou a precisão de modelos-mestres
fabricados a partir de diferentes materiais de moldagem. Um modelo inicial foi
fresado a partir de um bloco de alumínio e 5 réplicas de pilar foram cimentadas
simetricamente no arco com cimento resinoso. Os materiais avaliados foram poliéter
Impregum F, silicona de adição Extrude, silicona de condensação Elasticon e
polisulfeto Permlastic, em várias consistências. Dez moldagens foram realizadas a
partir do modelo inicial (1 para cada material) e o torque foi avaliado. Apenas 3
materiais possuíram valores de torque detectáveis (poliéter de consistência média,
silicona de adição de consistência alta e polisulfeto de consistência média), e com
38
cada um deles foram realizadas 10 moldagens no modelo mestre. A análise da
distorção da moldagem foi feita pela medida, com microscópio comparador, da
distância linear entre bolas de aço posicionadas em cada réplica de pilar. Os
resultados mostraram que o maior torque foi fornecido pelo poliéter de consistência
média, seguido pela silicona de adição (consistência alta) e pelo polisulfeto
(consistência média). Os modelos fabricados a partir das moldagens com poliéter ou
silicona de adição foram significativamente mais precisos que aqueles fabricados a
partir das moldagens com polisulfeto. Sugerem os autores que o uso de poliéter
(médio) ou silicona de adição (alta) deve ser recomendado para moldagens diretas
sobre implantes.
CHENG & WEE (2001) descrevem um procedimento para a fabricação de
index para copiar e manter o contorno anatômico da prótese total de prova no
modelo-mestre. A técnica consiste na confecção de um modelo mestre após a fase
de osseointegração e enceramento de uma prótese total experimental. Com essa
prótese, avalia-se o posicionamento e tamanho dos dentes, suporte tecidual,
fonética e estética. Assim que os parâmetros estiverem corretos, sela-se a prótese
no modelo mestre e molda-se com alginato, gerando outro modelo, sobre o qual é
feito uma matriz de plástico através de vácuo. Recorta-se a matriz, deixando uma
borda de 5 mm na superfície do tecido. Assim preparada, a matriz é reposicionada
no modelo mestre, permitindo a seleção dos pilares e o enceramento da estrutura.
WISE (2001) estudou a adaptação de próteses fixas sobre implantes
fabricadas sobre modelos-mestres feitos com gesso para troquel e gesso de
expansão ultra-baixa. A pesquisa consistiu na confecção de 2 modelos para simular
a posição de pilares na boca: um com distância inter-pilares (centro a centro) de 50
mm e outro com 35 mm. Em cada modelo foi realizada moldagem com gesso, e para
39
cada moldagem foram fabricados 10 modelos-mestre em gesso pedra (Velmix) e 10
em gesso para moldagem (Gnathostone). Uma simulação de prótese fixa, também
em gesso, foi criada em cada modelo inicial, sendo conferida sua passividade. Essa
prótese foi, então, posicionada em cada modelo mestre, retida por apenas um
parafuso apertado a 10 Ncm. Concomintantemente, a mesma técnica foi utilizada a
partir de réplicas de 10 pacientes com pilares na região de canino. Os resultados
sugeriram que os modelos mestre vazados em gesso de expansão ultra-baixa e
distância inter-pilares de 35 mm foram mais precisos que os modelos com distância
de 50 mm e que os vazados com gesso pedra convencional.
AL-TURKI et al (2002) estudaram o efeito de 2 níveis de desadaptação de
próteses implanto-suportadas na estabilidade do parafuso protético. Dois níveis de
discrepância vertical (100 e 175 µm) foram introduzidos entre uma prótese total fixa
sobre 5 implantes e o pilar terminal. Uma prótese sem desadaptação foi utilizada
como controle. Carga cíclica foi aplicada verticalmente no cantilever de 12 mm
próximo ao pilar terminal por 48 horas. Sete jogos de parafusos foram testados para
cada tamanho de desadaptação. Os resultados revelaram uma significante
instabilidade dos parafusos nos níveis de desadaptação de 100 e 175 µm.
DE LA CRUZ et al (2002) compararam as moldagens convencionais com
index de verificação feitos de diferentes materiais, em próteses implanto-suportadas.
Além disso, mediram a precisão de 3 marcas de resina utilizadas na construção dos
index. O estudo consistiu na confecção de 30 index e 20 moldagens a partir de 3
implantes Steri-Oss de hexágono externo posicionados em uma base de gesso, de
acordo com os seguintes grupos (10 procedimentos por grupo): 1 – index com resina
GC Pattern; 2 – index com resina Duralay; 3 – index com resina Triad Gel; 4 –
molgagem com moldeira fechada; 5 – moldagem com moldeira aberta (4 e 5
40
utilizaram polivinilsiloxano President, Coltene AG). Uma base de gesso foi construída
para cada grupo e as medidas foram realizadas pela estimativa das coordenadas X
e Y dos ângulos dos hexágonos externos, com microscópio comparador; pelo uso do
Teorema de Pitágoras para as distâncias entre os centros dos implantes; por
medições verticais (plano Z) com paquímetro vertical. Os resultados mostraram que
os index não foram mais precisos que os procedimentos usuais de moldagem. As
moldagens com moldeira aberta apresentaram uma distorção vertical maior quando
comparadas aos outros grupos. Index com resina Triad Gel mostraram distorção
significativamente maior em uma das distâncias interimplantares do que as
moldagens com moldeira fechada, enquando gabaritos com duralay exibiram
distorção significativamente maior do que as moldagens com moldeira aberta e
fechada. Apesar de não haver diferença estatisticamente significante entre os outros
grupos, a moldagem com moldeira fechada mostrou a menor distorção média em
todas as medições. Concluem os autores que a precisão oferecida pelos index não
foi significativamente superior aos procedimentos de moldagem.
HENRY (2002) revisou as diretrizes para reabilitação da maxila edêntula com
implantes, discutindo conceitos como plano de tratamento e fatores de risco. Afirma
o autor que a carga imediata na maxila deve ser considerada experimental até que
dados baseados em evidências científicas estejam disponíveis.
JEMT et al (2002) avaliaram a performance clínica e radiográfica após 5 anos
de próteses maxilares fixas implanto-suportadas confeccionadas ou com titânio
soldado ou com estruturas fundidas com liga de ouro. Para isso, 58 pacientes
consecutivos receberam 349 implantes osseointegráveis tipo Bränemark na maxila
edêntula em 6 centros diferentes. Vinte e oito pacientes receberam, aleatoriamente,
próteses com estrutura de titânio soldadas a laser; os outros 30 pacientes
41
receberam próteses com estruturas convencionais fundidas com liga de ouro. Após 5
anos, os resultados mostraram taxas de sobrevivência e sucesso semelhantes entre
as duas estruturas. Para os implantes, a partir da data de instalação,a taxa de
sucesso foi de 91,4% para as estruturas de titânio e 94,0% para as de ouro. Após a
entrega da prótese, as taxas foram de 94,9% e 95,6%, respectivamente. A taxa de
sucesso e sobrevivência das próteses foram de 96,4% e 93,3%. Um paciente de
cada grupo perdeu todos os implantes e voltou a usar dentaduras no primeiro ano de
função. Outro paciente com estrutura de ouro teve a prótese substituída após 4 anos
devido ao problema com o material de revestimento. Não foram observadas fraturas
de componentes dos implantes durante o período de controle. A perda óssea teve
média de 0,59 mm (desvio padrão: 0,97 mm), sem diferença estatística entre os 2
grupos. Concluem os autores que as estruturas de titânio soldadas a laser
apresentaram uma performance clínica favorável, comparável às estruturas
convencionais de ouro fundido, quando da reabilitação de pacientes edêntulos na
maxila com próteses fixas implanto-suportadas após 5 anos em função. As falhas
concentraram-se em um pequeno número de pacientes em cada grupo de estudo.
JEMT & ORTOP (2002) reportaram a performance clínica de 3 anos de
próteses implanto-suportadas com estruturas de titânio fresadas
computadorizadamente nos arcos edêntulos e compararam os resultados com
próteses confecionadas com estruturas convencionais fundidas com liga de ouro.
Um grupo consecutivo de 126 pacientes receberam aleatoriamente 67 próteses
fresadas em 23 maxilas e 44 mandíbulas edêntulas e 62 próteses fundidas em 31
maxilas e 31 mandíbulas. Foram coletados dados radiográficos de 1 ano e clínicos
de 3 anos. No período estudado, 1 prótese foi perdida em cada grupo devido à
perda de implantes, sendo a taxa de sobrevivência de 98,2% para ambos os grupos.
42
Pacientes com hábito de tabagismo perderam mais implantes que não-fumantes (p=
.006). Poucos problemas foram observados. Nenhuma fratura de metal foi
observada no grupo teste, enquanto 2 estruturas e 1 parafuso de pilar fraturaram no
grupo controle. Fraturas das facetas de resina foram as complicações mais comuns,
com uma incidência levemente maior no grupo controle. Afirmam os autores que as
estruturas de titânio fresadas podem ser utilizadas como alternativa a fundições
convencionais nos arcos edêntulos, apresentando performance clínica similar àquela
das estruturas fundidas durante os 3 primeiros anos de função.
KUNAVISARUT et al (2002) utilizaram análise de elemento finito para
investigar o efeito da desadaptação, cantilever e forças oclusais na distribuição de
stress em próteses implanto-suportadas, componentes e osso. Para isso, 2 modelos
tridimensionais foram construídos: uma prótese fixa de 2 unidades suportada por 2
implantes e uma prótese fixa de 2 unidades suportada por 2 implantes com
cantilever distal. As variações incluíram o posicionamento de um gap de 111 µm no
cilindro de ouro no implante mesial ou distal. O efeito de carga de 100 N foi testado
em todos os modelos, e o modelo com cantilever também recebeu cargas de 50, 200
e 300 N . Os resultados mostraram que quando a desadaptação foi posicionada
próximo à força aplicada, o stress aumentou significantemente nos componentes e
osso em ambos os modelos. O aumento de stress em cada componente variou de 8
a 64% no modelo sem cantilever e 43 a 85% no com cantilever. O maior valor foi
encontrado no parafuso de ouro distal. O efeito da desadaptação foi demonstrado
claramente pelo padrão de distribuição do stress em ambos os modelos. A presença
do cantilever e forças oclusais excessivas amplificaram o efeito da desadaptação
protética.
43
MATSUSHITA & KIHARA (2002) relataram a dificuldade do assentamento
inicial correto das moldeiras nas moldagens de implantes pela técnica aberta,
sugerindo uma técnica modificada que facilita o procedimento. A técnica consiste na
realização de uma abertura pequena na porção vestibular da moldeira individual, na
altura dos implantes. Depois de verificada a saída dos transferentes pelas
perfurações da parte superior da moldeira sem contactá-la, é colocado, somente na
porção dentada a ser copiada, material de consistência leve. A moldeira é levada à
boca na posição correta e então é injetado material pela perfuração lateral até o
extravasamento pelos orifícios superiores. Segundo a experiência dos autores,
assim consegue-se a cópia fiel dos tecidos moles periimplantares sem dificuldade.
WAT et al (2002) relatam uma nova técnica para confecção de guias
cirúrgicos de precisão para instalação de implantes. A técnica consiste no
enceramento do caso e confecção de uma peça em acrílico estendendo pela oclusal
de vários dentes vizinhos. Nessa peça é feita uma perfuração, correspondendo à
localização desejada da fixação, sendo preenchida com guta percha. Utilizando esse
guia inicial, o paciente realiza os cortes tomográficos da área. Com ajuda de um
papel para transferência, é desenhada sobre a tomografia o corte da região a ser
operada. O modelo é então cortado paralelamente à perfuração inicial e o desenho é
transferido para o gesso. Uma nova perfuração é feita na angulação correta, e a
partir daí é construído o guia cirúrgico definitivo, que pode vir de uma peça nova ou
pela modificação do guia radiográfico.
OSTORP et al (2003) investigaram e compararam a precisão de fabricação de
estruturas metálicas fresadas controladas numericamente por computador
produzidas repetidamente com fundições convencionais, analisando a distorção
após aplicação de diferentes materiais de revestimento. Vinte estruturas de titânio
44
idênticas foram fabricadas pela técnica de fresagem e cinco estruturas
convencionais foram fundidas como grupo controle, todas no mesmo modelo mestre.
As medições de adaptação foram realizadas com uma máquina de medição ligada a
um computador, durante diferentes estágios de manipulação da estrutura fresada e
após a aplicação dos materiais de revestimento. Os resultados apontaram uma
precisão de fabricação e adaptação estatisticamente melhores para as estruturas
fresadas (p < .05). A aplicação dos materiais de revestimento não afetou a
adaptação de maneira estatisticamente significante (p > .05). Concluem os autores
que é possível fabricar estruturas suportadas por implantes através da técnica de
fresagem controlada por computador com um alto nível de precisão e
reproductibilidade.
LONGONI, SARTORI & DAVIDE (2004) descreveram uma técnica para
obtenção de adaptação passiva em próteses implanto-suportadas. Durante a
fabricação de uma prótese total fixa implanto-suportada, os autores utilizaram
componentes industrializados de titânio e realizaram cimentação intra-oral e solda a
laser, obtendo perfeita adaptação da estrutura.
NACONECY et al (2004) avaliaram a deformação de uma estrutura metálica
conectada a 15 modelos de gesso fabricados utilizando 3 técnicas de transferência.
Cinco modelos de gesso foram fabricados através de moldagens de um modelo de
resina com poliéter para cada técnica. No grupo 1 foi utilizada a técnica direta com
esplintagem dos transferentes quadrados com resina autopolimerizável e moldeira
individual; no grupo 2, técnica direta sem esplintagem dos transferentes e com
moldeira individual; no grupo 3, técnica indireta com transferentes cônicos e moldeira
individual. A medição da deformação foi realizada através de 16 medidores de
tensão fixadas na estrutura nos 4 segmentos entre os pilares. Os resultados
45
apontaram para uma reprodução mais precisa no grupo 1, sem diferença
significativa entre os grupos 2 e 3.
PONTUAL et al (2004) descrevem um caso clínico no qual foi utilizado um
novo modelo para instalação de implantes que receberiam carga imediata. O novo
aparato consiste em um guia cirúrgico biarticulado e uma barra de titânio pré-
fabricada que funciona como estrutura intermediária para a prótese imediata. O guia
é posicionado sobre a tomografia computadorizada e os locais planejados para
receberem as fixações são transferidos para ele na forma de cilindros de titânio, que
direcionam a localização, angulação e profundidade das osteotomias. Para evitar
erros no momento da cirurgia, o guia é estabilizado com 2 parafusos de fixação
bilaterais. Após a instalação dos 4 implantes, pilares UCLA são conectados e a barra
é posicionada, permitindo a passagem dos UCLA pelo espaço pré-existente. Resina
acrílica autopolimerizável é utilizada para unir os intermediários à barra. O registro
maxilar é feito com silicone, o conjunto barra-UCLA é removido, os análogos são
posicionados e é confeccionado o modelo mestre, onde a prótese definitiva é
produzida. A instalação é feita 36 horas depois.
SWALLOW (2004), através de relato de caso, descreveu uma técnica para
obtenção de uma supraestrutura passiva na reabilitação total dos maxilares com
implantes. A primeira etapa citada pelo autor é a observação do paralelismo entre
implantes, através do uso de guias cirúrgicos com guias para as brocas. No caso
relatado, foi realizada uma moldagem preliminar logo após a instalação dos
implantes, permitindo a confecção de uma prótese provisória para ser instalada na
reabertura. Sobre esse molde, também foi construída uma moldeira individual aberta
e os transferentes quadrados foram unidos com resina Pattern, sendo essa união
seccionada com uma serra fina após a presa do material. Na boca, os transferentes
46
foram unidos novamente e a moldagem foi realizada com elastômero. Para verificar
o posicionamento dos análogos no modelo mestre, foi utilizada a técnica de AVT,
que consiste na fabricação de uma estrutura foto-polimerizável sobre o modelo, a
qual é levada à boca. Se a estrutura permanecer intacta, o modelo é fiel. Se houver
torção ou fratura, os segmentos são separados e unidos intra-oralmente, sendo os
análogos reposicionados no modelo. No caso da não passividade da estrutura após
este procedimento, o autor recomenda o uso da técnica de Ford, que utiliza
materiais ativados pelo calor para alterar a estrutura. Outro fator importante relatado
por SWALLOW é o sistema de encaixe dos análogos nos transferentes; no caso,
foram utilizados implantes da marca Spline Twist MTX, que apresentam uma
plataforma protética com 6 projeções e caixa que interdigitam com o pilar. Conclui o
autor que a utilização de uma técnica de moldagem com esplintagem, a técnica AVT
e a de Ford com os implantes do sistema Spline pode eliminar muitos dos problemas
associados à adaptação e estabilidade a longo prazo das estruturas para próteses
implanto-suportadas.
DUYC K et al (2005) procuraram determinar se a desadaptação protética
compromete a osseointegração de implantes em carga imediata ou tardia e se
implantes que acabaram de ser instalados adaptam-se às próteses. Em cada um de
5 coelhos brancos, 2 condições experimentais foram comparadas. Uma tíbia
recebeu o implante teste, com desadaptação vertical de 500 micrômetros com a
prótese, que foi parafusada imediatamente após a instalação do implante. O
implante controle foi instalado na outra tíbia e cicatrizou por 9 semanas antes da
conexão da prótese com desadaptação vertical de 500 micrômetros. As próteses
foram mantidas durante 12 semanas, quando os animais foram sacrificados. Os
resultados mostraram cicatrização de todos os implantes. Não houveram diferenças
47
estatisticamente significantes nas respostas biológicas dos implantes teste e
controle. Um deslocamento maior e significativo dos implantes em direção à prótese
foi observado no grupo teste, o que levou a uma redução da desadaptação nestes
implantes. Concluem os autores que a desadaptação da prótese por si não leva à
falha biológica de implantes em carga imediata ou tardia. Além disso, implantes em
carga imediata parecem se adaptar topograficamente à prótese, minimizando a
desadaptação existente.
PEREIRA et al (2005) analisaram a alteração dimensional de modelos de
gesso obtidos através de 2 técnicas de vazamento. Foi confeccionado um modelo
mestre em aço com 2 réplicas de intermediários para implantes, moldado com
silicona de adição e, a partir de 20 moldes, fora obtidos dois grupos de 10 para os
procedimentos de vazamento: grupo 1 – gesso IV na proporção água/pó
recomendada pelo fabricante, com espatulação mecânica (grupo controle); grupo 2 –
gesso IV com proporção de água 10% maior que a recomendada pelo fabricante,
com espatulação manual, mantendo a mesma medida de pó. Para a leitura dos
resultados, foi utilizado um microscópio comparador para medir a distância entre as
faces externas e internas das réplicas dos intermediários protéticos. Para a análise
estatística, foi aplicado o teste de Tuckey, o qual não mostrou diferença significante
entre as distâncias no grupo 1 e as do modelo mestre, o que não foi observado entre
as do grupo 2 e as do modelo mestre. Concluem os autores que, quando não é
seguida a correta proporção água/pó para gesso tipo IV, ocorre distorção no modelo
de trabalho. O excesso de água na manipulação do gesso dificulta a obtenção de
peças com adaptação passiva, uma vez que os modelos apresentam-se com
alteração dimensional.
48
CEHRELI & AKCA (2006) compararam tensões induzidas pela desadaptação
em estruturas implanto-suportadas fabricadas por 2 técnicas de moldagem com 2
materiais elastoméricos diferentes. Inicialmente, foi fabricado um modelo mestre com
4 implantes Straumann. Neste modelo, 21 moldagens ao nível do implante foram
realizadas pela técnica direta utilizando poliéter e transferentes parafusados ou
então pela técnica indireta utilizando poliéter ou polivinilsiloxano com transferentes
tipo “snap-on”. Dois modelos foram selecionados aleatoriamente de cada grupo de 7
e um total de 4 estruturas, suportadas por 2 ou 4 implantes, foram fundidas em liga
de ouro para cada grupo. As tensões induzidas por desadaptação foram registradas
durante a conexão da estrutura em cada modelo de trabalho e no modelo mestre. A
conexão no modelo mestre aumentou as tensões consideravelmente na maioria das
estruturas quando comparada com a conexão nos modelos onde foram fabricadas
(p<.05). As diferenças na amplitude das tensões entre a conexão no modelo de
fabricação da estrutura e no modelo mestre foram maiores para os modelos
fabricados por poliéter e técnica direta do que para os fabricados por poliéter em
técnica indireta e polivinilsiloxano em técnica indireta. Concluem os autores que a
técnica indireta utilizando transferentes “snap-on” para implantes Straumann leva a
estruturas aceitáveis, independentemente do material de moldagem utilizado.
JEMT & JOHANSSON (2006) realizaram controle de 15 anos de pacientes
edêntulos na maxila que receberam tratamento com implantes osseointegrados e
próteses fixas. Sessenta e seis pacientes, tratados com 450 implantes Branemark
lisos, foram acompanhados com relação à manutenção, complicações e
características radiográficas. Um total de 44 pacientes, representando 247
implantes, foram perdidos, não chegando ao controle de 15 anos. Os que puderam
ser avaliados todo o período representaram um grupo com uma tendência a maior
49
sobrevivência das fixações (p > .05). As falhas durante o período do estudo foram de
37 implantes e 5 próteses. A maioria das fixações falharam no segundo estágio (15)
e outros 9 durante o primeiro ano de função. A taxa de sucesso para os 15 anos foi
de 90,9% para os implantes e 90,6% para as próteses. Os maiores problemas
encontrados foram fraturas das facetas de resina (nos estágios iniciais) e desgaste
severo (períodos finais do controle). Não foram observadas fraturas de implante ou
afrouxamento dos parafusos da prótese ou dos pilares. A perda óssea marginal
média foi de 0,5 mm (desvio padrão: 0,47) após 5 anos, com mínimas alterações nos
anos seguintes. A porcentagem de pacientes apresentando pelo menos 2 mm de
perda óssea foi 4,9% no intervalo de 0 a 5 anos e 4,0% entre 10 e 15 anos. Apenas
1,3% dos implantes apresentaram perda maior de 3 mm após 15 anos. Nenhum
parâmetro radiográfico apresentou relação com os períodos de reavaliação do
estudo. Concluem os autores que o tratamento com implantes na maxila funciona
bem em uma perspectiva de 15 anos, mas houve uma tendência pequena de
maiores falhas nos pacientes perdidos durante o controle. O acúmulo de pequenas
quantidades de perda óssea durante os anos resultou em um número crescente de
implantes e pacientes com níveis ósseos abaixo da terceira rosca, o que pode
aumentar a necessidade de manutenção no futuro.
KARL et al (2006) estudaram, através de um método in vivo de elemento
finito, a quantidade de carregamento ósseo que ocorre quando da fixação de
estruturas de 5 elementos cimentadas ou parafusadas. Os resultados mostraram
valores que variaram de 32 µm/m a 458 µm/m em diferentes pontos. A análise de
elementos finitos revelou estresses entre 5 e 30 MPa na área cortical, enquanto no
osso trabecular os valores variaram de 2 a 5 MPa. Um estresse de magnitude
semelhante foi encontrado com o carregamento axial de 200N em um implante.
50
Concluem os autores que, assumindo que o carregamento axial de 200 N está
dentro da capacidade de adaptação óssea, a quantidade de estresse que resulta da
fixação de estruturas isoladamente não constitui um risco. O nível de precisão de
adaptação que pode ser obtido na fabricação de estruturas implanto-suportadas
parece ser suficiente para produzir restaurações que não causam dano ósseo.
KIM et al (2006) estudaram o deslocamento de componentes dos implantes
da moldagem até o modelo definitivo. Duas técnicas de moldagem foram avaliadas:
uma técnica de moldeira aberta sem esplintagem dos componentes e uma técnica
de moldeira aberta com esplintagem através de resina fotoativada. Cinco modelos
definitivos foram obtidos em cada técnica, sendo as medições realizadas com uma
máquina computadorizada para medição de coordenadas. Os deslocamentos
médios durante a conexão de transferentes e réplicas de pilares foram de 31,2 e
30,4 µm, respectivamente. Durante a moldagem, ocorreu menor deslocamento no
grupo não esplintado (P=.001). Durante a fabricação do modelo definitivo,
entretanto, maior deslocamento foi observado neste grupo. Concluem os autores
que a conexão de um pilar causou tanta distorção quanto a causada somente pela
moldagem ou confecção do modelo mestre. Não houve diferença estatisticamente
significante entre as técnicas de moldagem utilizadas.
51
3. PROPOSIÇÃO
Considerando que a precisão dos modelos de trabalho é um fator
determinante no sucesso longitudinal das próteses implanto-suportadas, o objetivo
do presente trabalho foi analisar os seguintes pontos:
1- A precisão dos modelos teste, criados a partir do guia multifuncional como
técnica de transferência;
2- Diferenças entre os modelos obtidos pela técnica do guia multifuncional e
index, nas duas condições clínicas;
3- A influência do posicionamento dos implantes na precisão dos modelos;
4 A necessidade de confecção de index quando utiliza-se a técnica do guia
multifuncional.
52
4. MATERIAL E MÉTODO
Para a realização do presente estudo, foram confeccionados dois modelos de
maxila em resina acrílica com seis análogos de implantes (Exopro S/A - P.I.
Branemark Philosophy Bauru – Brasil), nomeados modelos controle, posicionados
para a reabilitação com uma prótese fixa tipo protocolo. Em um dos modelos, os
análogos foram instalados em posição ideal (a); o segundo (b) representou uma
situação clínica complicada, com os implantes não paralelos entre si. Sobre os
análogos foram instalados pilares protéticos (Exopro S/A - P.I. Branemark
Philosophy Bauru – Brasil), os quais receberam o torque recomendado pelo
fabricante (figura 1).
Figura 1 – Modelos controle, com os implantes em posição favorável (esquerda - a)
e desfavorável (direita - b).
Com transferentes quadrados para moldeira aberta (Exopro S/A - P.I.
Branemark Philosophy Bauru – Brasil) e moldeiras individuais, ambos os modelos
foram duplicados. Sobre os análogos dos pilares (Exopro S/A - P.I. Branemark
Philosophy Bauru – Brasil), e para cada modelo, foi confeccionado um padrão de
53
barra para dentes de estoque (figuras 2 e 3). O conjunto barras acrílicas e modelos
foi enviado para a Nobel Biocare para a confecção de duas estruturas metálicas em
titânio tipo Procera Implant Bridge (Nobel Biocare).
Figura 2 – Duplicação do modelo controle com implantes em posição favorável e
barra em acrílico
Figura 3 – Duplicação do modelo controle com implantes em posição desfavorável e
barra em acrílico
As estruturas foram provadas nos modelos controle. Quando algum pilar
mostrou desadaptação com a estrutura, ele e o análogo foram removidos da resina
acrílica, parafusados na estrutura e reincluídos no modelo, gerando adaptação
passiva entre os pilares e a Implant Bridge (figura 4).
54
Figura 4 – Adaptação passiva da Procera Implant Bridge nos modelos controle
Neste momento, realizou-se uma montagem aleatória de dentes sobre os
modelos controle para a confecção de dois guias multifuncionais. Os guias foram
adaptados para apresentarem estabilidade e darem espaço para o posicionamento
dos transferentes quadrados, que foram instalados sobre os pilares protéticos. Os
modelos receberam uma camada de vaselina sólida e os transferentes foram unidos
com resina Pattern (GC America Inc). Após a polimerização, foram separados com
um disco fino e então unidos novamente. O guia multifuncional recebeu aplicação de
adesivo para poliéter (3M Espe) e foi unido aos transferentes com a mesma resina
(figura 5). Neste momento, foi injetado material de moldagem (Impregum F – 3M
ESPE) com uma seringa plástica ao redor dos pilares e transferentes, para a cópia
dos tecidos moles (figura 6). No total, foram confeccionados 10 moldes, 5 de cada
modelo controle.
55
Figura 5 – Conjunto guia multifuncional – transferentes, unidos com resina Pattern. O
guia multifuncional recebeu camada de adesivo para poliéter e o modelo uma
camada de vaselina sólida.
Figura 6 – Impregum F sendo injetado ao redor dos pilares e transferentes para a
cópia dos tecidos moles.
O conjunto guia multifuncional-transferentes foi separado dos modelos,
análogos de pilares protéticos (Exopro S/A - P.I. Branemark Philosophy Bauru –
Brasil) foram parafusados nos transferentes e o conjunto recebeu aplicação de
isolante (Separator - Zhermack) e então gengiva artificial (Gingifast – Zhermack -
figura 7). Ao redor dos análogos, foi posicionado um manguito de borracha (figura 8),
perfeitamente adaptado no componente e na gengiva artificial subjacente. Os
manguitos receberam uma camada de vaselina sólida em sua porção externa e
então foi vazado gesso pedra especial, corretamente proporcionado e espatulado
mecanicamente. Após a presa do gesso, os manguitos foram removidos e nova
camada de gesso foi vazada nos espaços restantes (figura 8). Com a presa da
56
segunda porção de gesso especial, os modelos foram separados dos moldes e
recortados, ficando prontos para a avaliação microscópica (figura 9).
Figura 7 – Análogos parafusados nos transferentes e aplicação de gengiva artificial
Figura 8 – Manguitos no modelo e primeiro vazamento de gesso. Após a remoção
dos dispositivos, novo vazamento foi realizado no espaço criado.
Figura 9 – Modelos teste, prontos para observação ao microscópio.
Paralelamente à confecção dos modelos, foram confeccionados 10 index, 5
de cada modelo controle. Para tanto, os transferentes quadrados foram parafusados
57
aos pilares protéticos dos modelos controle e unidos com resina Pattern (GC
America Inc). Após a polimerização, foram separados com um disco fino e unidos
novamente. Entre os implantes distais, foi unida uma broca aos transferentes, com o
objetivo de evitar mudança na posição dos mesmos. Esse conjunto foi separado do
modelo, parafusado aos análogos e estabilizado em um bloco de gesso especial
(figura 10).
Figura 10 – Confecção dos index.
Para possibilitar a observação ao microscópio, foi criado um suporte que
permitiu a estabilização dos modelos com a barra paralela aos pilares e permitiu
girar os modelos, observando cada pilar na melhor angulação possível. O suporte
consistiu na união de duas placas de acrílico. Uma das placas foi perfurada, por
onde foi introduzido um tubo de seringa plástica com um suporte na ponta. Esse
tubo permitiu girar os modelos, que foram unidos ao suporte através de um velcro
(figuras 11 e 12).
58
Figura 11 – Dispositivo criado para suportar o modelo durante a observação ao
microscópio.
Figura 12 – Com o dispositivo, foi possível observar a adaptação entre os pilares e a
barra na melhor angulação possível.
Os modelos e index foram levados ao microscópio comparador (Mitutoyo),
onde foram realizadas as medidas de desadaptação entre a barra e os modelos
controle, entre a barra e os análogos dos modelos teste e entre a barra e os index
(figura 13). As medições foram realizadas com 1 parafuso no pilar distal da direita, 1
parafuso no pilar central esquerdo e com todos os parafusos, sob 10 N de torque.
Foram realizadas 3 medições em cada pilar, em 3 posições previamente
estabelecidas com marcações na estrutura utilizando caneta esferográfica com
ponta fina. Os dois pilares distais receberam 2 medições por vestibular e 1 por
palatino; os outros receberam 3 medições por vestibular. As posições de medições
foram selecionadas de acordo com a facilidade de acesso. Os dados foram
registrados, submetidos à análise estatística de variância e teste de Student e
tabelados.
59
Figura 13 – Medição da desadaptação entre a barra e os modelos no microscópio
comparador
60
5. RESULTADOS
As leituras de desadaptação, realizadas com o microscópio comparador e
cujos valores individuais constam nos anexos, nos permitiram chegar aos resultados
que se seguem, expostos nas tabelas de 1 a 6.
O teste de Student mostrou haver diferença estatisticamente significante entre
o controle e as condições experimentais quando o parafuso foi apertado no 1º pilar,
4º pilar ou com todos os parafusos apertados, na situação favorável (anexo 19,
p<.05). Os respectivos desvios padrão foram 14, 12 e 5.
Na situação desfavorável, o teste de Student mostrou haver diferença
estatisticamente significante entre o controle e as condições experimentais quando o
parafuso foi apertado no 4º pilar e quando todos os parafusos foram apertados
(p<.05). Não houve diferença estatística quando o parafuso foi apertado no 1º pilar
(anexo 20, p>.05). Os desvios padrão foram 14 (1º pilar), 7 (4º pilar) e 1 (todos os
pilares).
A análise de variância mostrou não haver diferença estatisticamente
significante entre os modelos teste e os index quando o parafuso estava apertado no
1º pilar, 4º pilar ou com todos os parafusos apertados, tanto na situação favorável
quanto na desfavorável (anexo 21, p>.05).
Testando as posições do parafuso, a análise de variância mostrou haver
diferença estatisticamente significante entre a situação favorável e a desfavorável
(anexo 22, p<.05).
61
Na situação favorável, foi observada diferença estatística entre parafuso no 1º
pilar e todos os parafusos (p<.05) e parafuso no 4º pilar e todos os parafusos (anexo
23, p<.05). Não houve diferença entre 1º e 4º pilar (anexo 23, p>.05).
Na situação desfavorável, a diferença foi significante entre parafuso no 1º e 4º
pilar (p<.05) e parafuso no 1º e em todos os pilares (anexo 24, p<.05). Não houve
diferença estatística entre parafuso no 4º e em todos os pilares (anexo 24, p>.05).
Tabela 1 – Média de desadaptação dos modelos controle nas condições
experimentais.
Modelo controle Posição do parafuso
Média de desadaptação
(µm)
Implantes em posição favorável 1 47
Implantes em posição favorável 4 32
Implantes em posição favorável Todos 12
Implantes em posição desfavorável
1 36
Implantes em posição desfavorável
4 15
Implantes em posição desfavorável
Todos 10
62
Tabela 2 – Média de desadaptação dos modelos teste nas condições experimentais.
Modelo teste Posição do parafuso
Média de desadaptação
(µm)
Implantes em posição favorável 1 53
Implantes em posição favorável 4 52
Implantes em posição favorável Todos 16
Implantes em posição desfavorável
1 39
Implantes em posição desfavorável
4 18
Implantes em posição desfavorável
Todos 11
63
Tabela 3 – Média de desadaptação dos index nas condições experimentais.
Tabela 4 – Comparação entre os modelos controle e as condições experimentais
com o parafuso no 1º pilar.
Index Posição do parafuso
Média de desadaptação
(µm)
Implantes em posição favorável 1 58
Implantes em posição favorável 4 51
Implantes em posição favorável Todos 17
Implantes em posição desfavorável
1 38
Implantes em posição desfavorável
4 22
Implantes em posição desfavorável
Todos 12
64
Modelo
Posição dos
implantes
Média de
desadaptação
(µm)
Diferença entre modelo controle e
condições experimentais (µm)
Controle
Favorável 47 -
Teste Favorável
53
6
Index Favorável 58 11
Controle
Desfavorável 36 -
Teste Desfavorável 39 3
Index Desfavorável 38 2
Tabela 5 – Comparação entre os modelos controle e as condições experimentais
com o parafuso no 4º pilar.
Modelo
Posição dos
implantes
Média de
desadaptação
Diferença entre modelo controle e
condições experimentais (µm)
65
(µm)
Controle
Favorável 32 -
Teste Favorável 52 20
Index Favorável 51 19
Controle
Desfavorável 15 -
Teste Desfavorável 18 3
Index Desfavorável 22 7
Tabela 6 – Comparação entre os modelos controle e as condições experimentais
com todos os parafusos apertados.
Modelo
Posição dos
implantes
Média de
desadaptação
Diferença entre modelo
controle e condições
66
(µm) experimentais (µm)
Controle
Favorável 12 -
Teste Favorável 16 4
Index Favorável 17 5
Controle
Desfavorável 10 -
Teste Desfavorável 11 1
Index Desfavorável 12 2
67
6. DISCUSSÃO
A reabilitação da maxila edêntula com implantes osseointegrados é um
procedimento já embasado por diversos estudos, inclusive de longo prazo. JEMT &
JOHANSSON (2006) realizaram controle de 15 anos de pacientes tratados com
próteses fixas implanto-suportadas na maxila edêntula, observando 90,9% de
sucesso para as fixações e 90,6% para as próteses.
Na busca de taxas de sucesso cada vez mais altas, o controle de diversos
fatores, que vão desde a etapa de planejamento até a manutenção, é necessário.
Durante a fase de confecção da prótese, a busca de uma estrutura passiva, com
mínima quantidade de desadaptação e que dê estabilidade ao conjunto restaurador,
é necessária (GOLL, 1991; WATSON et al, 1991).
Diversos estudos têm procurado associações entre a presença de
desadaptação e uma maior quantidade de perda óssea marginal ou afrouxamento
mais freqüente dos parafusos. JEMT & BOOK (1996) observaram uma perda óssea
de 0,5 mm associada a presença de uma desadaptação vertical de 111 µm, mas não
houveram correlações estatísticas entre a mudança no nível ósseo marginal e
diferentes parâmetros de desadaptação protética. Isso levou os autores a concluírem
que pode haver uma tolerância biológica para a desadaptação, sendo um valor de
111 µm clinicamente aceitável. Em 1998, JEMT & LEKHOLM estudaram estruturas
sobre 3 implantes com desadaptação de 1mm no implante central em coelhos e
concluíram que a presença de desadaptação gera uma deformação óssea que pode
ser um fator contribuinte para perda óssea marginal inicial. A presença de cantiléver
e forças oclusais excessiva amplificam a tensão criada pela desadaptação
68
(KUNAVISARUT, LANG, STONER & FELTON, 2002). Entretanto, com relação ao
estabelecimento da osseointegração, JEMT, LEKHOLM & JOHANSSON (2000)
observaram que níveis de stress devido à desadaptação de magnitudes clínicas não
parecem atrapalhar a cicatrização. Em 2005, DUYCK et al concluíram que a
desadaptação da prótese por si não leva à falha biológica de implantes em carga
imediata ou tardia, sendo que implantes em carga imediata parecem se adaptar
topograficamente à prótese, minimizando a desadaptação existente. No presente
estudo, desadaptações maiores que 111 µm somente foram observadas quando 1
parafuso foi apertado na estrutura; quando todos os parafusos foram apertados, o
ponto de medida com maior desadaptação no modelo teste foi de 31 µm.
Com relação ao afrouxamento dos parafusos, KALLUS & BESSING (1994)
encontraram relação com a presença de desadaptação na estrutura. Em 1996,
BINON observou que quanto maior a dasadaptação entre o hexágono do implante e
o do pilar UCLA, em próteses unitárias, menor a estabilidade do parafuso. Quando o
nível de desadaptação é de 100 a 175 µm entre o abutment terminal e a estrutura
em uma prótese fixa com cantiléver, os parafusos ficam significantemente mais
instáveis.
Embora os trabalhos mostrem que existe uma tolerância a certos níveis de
desadaptação, é prudente a confecção de uma estrutura que seja passiva e precisa.
Para que este objetivo seja alcançado, várias técnicas têm sido desenvolvidas,
buscando controlar ao máximo as variáveis relacionadas aos materiais,
procedimentos clínicos e laboratoriais. A precisão de adaptação dos componentes
protéticos, a contração de polimerização das resinas acrílicas, a fidelidade do
material de moldagem, a expansão do gesso e o processo para fabricação da
69
estrutura são alguns dos fatores que devem ser considerados. Baseado nesses
pontos é que a técnica de moldagem utilizada no presente estudo foi desenvolvida.
FEHLING, HESBY & PELLEY (1986) indicaram que a moldagem com
moldeiras de acrílico autopolimerizável deve ser feita no mínimo após 40 minutos de
sua fabricação. O guia multifuncional, que funciona como moldeira individual na
técnica analisada, é uma duplicação em acrílico da prótese do paciente ou
enceramento. Para as moldagens realizadas no trabalho, a produção do guia
aconteceu com mais de 24 horas de antecedência.
O guia multifuncional, além de funcionar como moldeira individual, auxilia na
transferência das relações intermaxilares para o articulador. Confeccionado a partir
dos princípios de planejamento reverso (FRANCISCHONE; VASCONCELOS &
BRÄNEMARK, 2000), o guia permite o estabelecimento prévio da dimensão vertical
de oclusão, relação cêntrica, criação de um plano de oclusão harmonioso inter e
intra-arco e a otimização estética pela determinação de uma linha de sorriso
agradável (ZINNER, SMALL & PANNO, 1989; DARIO, 1996; HIGGINBOTTOM &
WILOSN, 1996)
Vários estudos têm avaliado a utilização de copings redondos ou quadrados e
a união ou não dos quadrados durante a moldagem para transferência de implantes
para reabilitação total, chegando a conclusões conflitantes. HUMPHRIES, YAMAN &
BLOEM (1990) observaram maior fidelidade na transferência com copings cônicos;
LIOU et al (1993), estudando a precisão de reposicionamento de copings redondos,
mostraram que nenhum coping pode ser reposicionado com precisão durante a
pesquisa. SPECTOR, DONOVAN & NICHOLLS, no mesmo ano, mostraram que
todas as técnicas possuem potencial para gerar distorções, corroborando com as
observações de CASTILIO & PINTO (2000). ASSIF, MARSHAK & SCHMIDT, em
70
1996, observaram melhores resultados com a união dos transferentes, tanto entre
eles como na moldeira individual, resultado semelhante ao observado por
NACONECY et al (2004); ASSIF et al (1999) estudaram diferentes materiais para
união dos transferentes, obtendo melhores resultados para a resina acrílica
autopolimerizável (Duralay) e o gesso para moldagem. O efeito da geração de calor
na superfície dos implantes devido à autopolimerização das resinas Duralay e GC
Pattern foi objeto de estudo de ORMANIER & NISSAN, em 2000, que observaram
alterações de 5 a 6º C na cervical das fixações, reduzidas com o uso de spray
refrigerante. Buscando minimizar os efeitos da contração durante a união de
transferentes, DUMBRIGUE, GURUN & JAVID (2000) recomendam a pré-
fabricação de barras de resina, que são unidas aos componentes com uma
quantidade pequena de material.
A própria conexão de transferentes e réplicas de abutments gera
deslocamentos de cerca de 31,2 µm. Entretanto, esta distorção não é maior do que
a causada pela moldagem ou confecção do modelo mestre (KIM, NICHOLLS, HAN &
LEE, 2006).
A metodologia presente, guiada pelos resultados da literatura, utilizou copings
quadrados unidos entre si e no guia multifuncional com resina acrílica
autopolimerizável GC Pattern, devido a sua maior facilidade de manipulação e
menor grau de contração. Buscando minimizar a alteração dimensional, após a
união dos transferentes eles foram separados com um disco fino e unidos
novamente, agora com uma pequena quantidade de material, uma vez que a
contração de polimerização está relacionada ao volume de resina (ANUSAVICE,
1998).
71
Vários materiais de moldagem utilizados para transferência de implantes têm
sido objeto de análise. Os que apresentam melhores resultados são o poliéter e a
silicona de adição. WEE (2000) comparou a quantidade de torque necessária para
rodar um coping de impressão quadrado em uma moldagem e observou melhores
resultados com estes materiais, justificando a escolha do poliéter como material no
presente estudo.
A confecção dos modelos de trabalho adiciona mais variáveis ainda à
precisão da prótese, como a expansão do gesso. WISE (2001) observou que
modelos mestre vazados em gesso de expansão ultra-baixa e distância inter-
abutment de 35 mm foram mais precisos que os modelos com distância de 50 mm e
que os vazados com gesso pedra convencional. Em 2005, PEREIRA et al
ressaltaram a importância da fidelidade à proporção água/pó recomendada pelo
fabricante. O excesso de água na manipulação do gesso pode dificultar a obtenção
de peças com adaptação passiva, uma vez que, no trabalho, resultou em modelos
com alterações dimensionais.
Para a confecção dos modelos teste do presente trabalho, foi utilizada uma
técnica para controle da expansão do gesso que envolveu tanto a precisão na
proporção água/pó quanto o controle da quantidade de gesso tomando presa em um
mesmo momento. A adaptação dos manguitos de borracha nos análogos permite
que a expansão do grande volume inicial de gesso não atinja os componentes. O
segundo vazamento, ao redor dos análogos, envolve um volume muito menor,
conseqüentemente com menor distorção, resultando em modelos mestre com
qualidade superior.
Outro fator de importância para obtenção de passividade reside na técnica de
confecção da estrutura metálica. Analisando a adaptação de 15 próteses
72
confecionadas com fundição de liga de ouro, JEMT & LIE obtiveram como resultado
distorção tridimensional média de 42 µm para a maxila e 74µm para a mandíbula.
Em 1996, JEMT mediu a adaptação de estruturas fundidas com liga de ouro e
observou desadaptações de 37 µm e 75 µm para a mandíbula e maxila com relação
ao modelo mestre e de 90 µm a 111 µm com relação à boca. JEMT et al (2002)
apresentaram resultados de 5 anos de avaliação de estruturas de titânio soldado a
laser e fundição de liga de ouro, observando taxas de sucesso semelhantes.
WATANABE et al (2000) avaliaram estruturas confeccionadas por fundição em peça
única; fundição em peça única, secção em 2 partes e soldagem; fundição em 3
partes e soldagem; técnica de adaptação passiva utilizando copings de titânio
específicos. As técnicas de fundição em peça única e de fundição/secção/soldagem
apresentaram os piores resultados. A utilização de componentes calcináveis gera
maiores desadaptações (FRANCISCHONE, PINHEIRO & VALERA, 1997), pois após
a fundição a peça precisa ser usinada, criando mais imperfeições. Com os
componentes pré-fabricados fresados, os desajustes são menores.
(FRANCISCHONE, PINHEIRO & VALERA, 1997)
A busca por uma estrutura menos suscetível às irregularidades do processo
de fabricação levou, JEMT, BÄCK & PETERSSON, em 1999, a descreveram uma
técnica para fabricação de estruturas através da fresagem de blocos de titânio
controlada por computador, eliminando as variáveis da fundição. Quando
comparadas com estruturas fundidas convencionalmente em ouro com relação à
distorção, as fresadas não apresentaram diferenças estatisticamente significantes.
Em 2000, ORTOP & JEMT, apresentaram os resultados de 1 ano da comparação
das duas técnicas de confecção de estruturas, observando performances clínica e
radiográficas semelhantes. Os mesmos resultados foram relatados no controle de 3
73
anos (JEMT & ORTOP, 2002). Já em 2003, ORTOP et al observou diferença
estatisticamente significantes para uma melhor precisão de adaptação das
estruturas fresadas quando comparadas às fundidas, não ocorrendo alteração
significante após a aplicação de materiais de revestimento.
Buscando uma estrutura de melhor qualidade para auxiliar na determinação
do nível de desadaptação, para o presente estudo foram fabricadas 2 estruturas
produzidas por fresagem, 1 para cada modelo controle. Entretanto, como a leitura
computadorizada dos modelos é feita sobre os análogos dos pilares protéticos, os
modelos controle, com os pilares protéticos, tiveram que passar por um processo
laboratorial de duplicação. Isso fez com que a adaptação da estrutura fresada não
fosse adequada sobre os modelos controle e surgiu a necessidade de remoção dos
implantes/pilares e seu reposicionamento nos modelos, gerando modelos controle
com a melhor condição de adaptação possível.
Após a moldagem de implantes osseointegrados para próteses múltiplas, é
comum a confecção de um index, utilizado para a verificação da precisão do modelo
mestre após confecção da estrutura. Para a confecção do index, transferentes
quadrados são unidos com resina acrílica autopolimerizável, removidos da boca,
unidos aos análogos e posicionados em uma base de gesso. Entretanto, após uma
técnica de moldagem cuidadosa, há dúvidas sobre a necessidade ou não da
confecção do index, principalmente quando os transferentes já são unidos entre eles
ou na moldeira durante a moldagem. A influência de um posicionamento não-
paralelo entre implantes na necessidade ou não do index também não foi
estabelecida.
74
DE LA CRUZ et al (2002) concluíram que a precisão oferecida pelos index
não foi significativamente superior aos procedimentos de moldagem; entretanto,
avaliaram implantes posicionados paralelamente.
Na nossa experiência, quando avaliamos os modelos teste (produzidos com a
técnica do guia multifuncional) e os index com implantes em posição favorável
observamos diferença de adaptação média de 6 e 11 µm com relação ao controle,
quando apenas o parafuso do 1º pilar foi apertado (tabela 4). Quando o parafuso foi
apertado apenas no 4º pilar, as diferenças foram de 20 e 19 µm (tabela 5). Com
todos os parafusos apertados, 4 e 5 µm (tabela 6).
Quando avaliamos os modelos teste e os index com implantes em posição
desfavorável, observamos diferença de adaptação média de 3 e 2 µm com relação
ao controle, quando apenas o parafuso do 1º pilar foi apertado (tabela 4). Quando o
parafuso foi apertado apenas no 4º pilar, as diferenças foram de 3 e 7 µm (tabela 5).
Com todos os parafusos apertados, 1 e 2 µm (tabela 6).
Apesar de todas as situações experimentais acima apresentarem diferença
estatisticamente significante com relação ao controle, os valores das medidas são
muito pequenos e não têm importância clínica (JEMT, 1996; JEMT & BOOK, 1996).
Podemos observar que o apertamento de todos os parafusos com 10 N de
torque tende a zerar a desadaptação existente nas outras condições, fato que deve
gerar algum grau de tensão na estrutura. Entretanto, durante o aparafusamento
manual não sentimos qualquer resistência, o que significa que as estruturas
protéticas assentaram-se passivamente sobre os modelos e index. A medição da
quantidade de tensão gerada por uma determinada quantidade de desadaptação
necessita de outras metodologias de estudo.
75
A desadaptação das estruturas alterou-se decrescentemente quando um
parafuso foi apertado no 1º pilar, no 4º pilar e quando todos foram apertados, sendo
esta tendência observada em todos os modelos. Entretanto, não houve diferença
estatística quando comparamos o parafuso no 1º e 4º pilares na situação favorável e
quando comparamos o parafuso no 4º e em todos os pilares na situação
desfavorável. Essa última ausência de significância estatística confirma o fato de que
quando um parafuso foi apertado no 4º pilar, observamos menor desadaptação da
estrutura nos ensaios em posição desfavorável. Isso pode ser justificado pelo fato
dos implantes distais estarem mais próximos ao 4º pilar quando a posição foi
considerada desfavorável. O arco formado pela estrutura possui raio menor.
Várias metodologias diferentes têm sido utilizadas para avaliar a precisão de
reproductibilidade das técnicas de moldagem e a precisão da fabricação de
estruturas em prótese sobre implantes. Dentre elas, podemos citar medição gráfica
computadorizada (HUMPHRIES, YAMAN & BLOEM, 1990); medição com
microscópio comparador (SPECTOR, DONOVAN & NICHOLLS, 1990; CARR, 1991;
CASTILIO & PINTO, 2000; DE LA CRUZ et al, 2002); análise fotogramétrica (JEMT
& LIE, 1995; JEMT, 1996; JEMT & BOOK, 1996; JEMT & LEKHOLM, 1998, JEMT,
BÄCK & PETERSSON, 1999); medição de tensão ou deformação (ASSIF,
MARSHAK & SCHMIDT, 1996; ASSIF et al, 1999; NACONECY et al, 2004;
CEHRELI & AKCA, 2006).
Na utilização do microscópio comparador, a referência para medida pode ser
obtida através de marcações realizadas nos componentes e modelos (SPECTOR,
DONOVAN & NICHOLLS, 1990; CASTILIO & PINTO, 2000; DE LA CRUZ et al,
2002) ou através da confecção de uma estrutura sobre o modelo controle (CARR,
76
1991). A referência obtida pela estrutura nos pareceu uma técnica previsível e
simples de ser executada no desenvolvimento deste trabalho.
Não houve influência do posicionamento dos implantes na precisão de
transferência com o guia multifuncional neste estudo. Além disso, a diferença na
qualidade de adaptação entre os modelos teste e os index não foi significante.
Portanto, a confecção de index só deve se justificar na prática clínica quando houver
solicitação do laboratório, visando facilitar procedimentos de soldagem em situações
específicas. Devemos observar que esta relação se faz verdadeira quando os
procedimentos de moldagem e confecção do modelo de trabalho seguem padrões
rigorosos de qualidade.
77
7. CONCLUSÕES
Com base na metodologia e resultados, podemos concluir que:
1. A técnica de moldagem para transferência de implantes utilizando guia
multifuncional e manguitos para o vazamento de gesso gerou modelos
precisos, com diferença média de no máximo 5 µm em relação ao controle,
com todos os parafusos apertados;
2. Não houve diferença estatística entre os modelos obtidos pela técnica do guia
multifuncional e os index, tanto quando os implantes estavam em posição
favorável como desfavorável.
3. A posição dos implantes não influenciou a qualidade e precisão dos modelos
teste e index.
4. Não há necessidade da confecção de index quando a técnica de moldagem
descrita for utilizada.
78
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85
9. ANEXOS
Anexo 1 – Medidas de desadaptação dos modelos controle com implantes em
posição favorável e parafuso no 1º pilar (µm).
Pilar
1
(direita)
2 3 4 5 6
(esquerda)
Média
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
12
10
07
(10)
16
39
49
(35)
16
08
04
(09)
70
83
89
(81)
50
66
62
(59)
83
90
90
(88)
47
Anexo 2 – Medidas de desadaptação dos modelos teste com implantes em posição
favorável e parafuso no 1º pilar (µm).
86
Pilar
1
(direita)
2 3 4 5 6
(esquerda)
Média
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
15
19
06
(13)
17
41
26
(28)
63
51
50
(55)
69
97
93
(86)
44
76
79
(66)
123
135
124
(127)
63
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
09
18
17
(15)
16
23
36
(25)
40
49
17
(35)
41
50
83
(58)
28
40
49
(39)
78
99
82
(86)
43
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
26
25
17
(23)
37
63
62
(54)
79
97
87
(88)
103
91
94
(96)
46
62
52
(53)
77
92
84
(84)
66
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
15
12
14
(14)
10
16
19
(15)
29
48
31
(36)
59
67
81
(69)
34
73
70
(59)
109
106
108
(108)
50
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
20
24
21
(22)
11
20
11
(14)
19
33
52
(35)
63
71
75
(70)
20
75
61
(52)
36
71
73
(60)
42
Média
coluna
17 27 50 76 54 93 ((53))
87
Anexo 3 – Medidas de desadaptação dos index com implantes em posição favorável
e parafuso no 1º pilar (µm).
Pilar
1
(direita)
2 3 4 5 6
(esquerda)
Média
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
15
23
20
(19)
44
18
32
(31)
63
87
64
(71)
112
125
117
(118)
81
98
70
(83)
87
81
109
(92)
69
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
15
17
10
(14)
27
42
40
(36)
67
45
62
(58)
66
78
67
(70)
52
71
55
(59)
51
91
86
(76)
52
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
11
12
13
(12)
48
37
39
(41)
71
80
85
(79)
66
26
134
(75)
100
126
130
(119
)
154
221
149
(175)
84
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
19
09
08
(12)
25
28
15
(23)
25
37
32
(31)
33
45
37
(38)
38
36
43
(39)
81
96
93
(90)
39
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
05
08
15
(9)
40
40
23
(34)
80
76
45
(67)
80
66
52
(66)
29
52
47
(43)
58
65
65
(63)
47
Média
coluna
13 33 61 73 69 99 ((58))
Anexo 4 – Medidas de desadaptação dos modelos controle com implantes em
posição favorável e parafuso no 4º pilar (µm).
Pilar
1
(direita)
2 3 4 5 6
(esquerda)
Média
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
72
69
39
(60)
43
16
09
(23)
21
13
07
(14)
12
13
11
(12)
08
09
28
(15)
40
83
73
(65)
32
88
Anexo 5 – Medidas de desadaptação dos modelos teste com implantes em posição
favorável e parafuso no 4º pilar (µm).
Pilar
1
(direita)
2 3 4 5 6
(esquerda)
Média
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
145
129
107
(127)
105
82
51
(79)
35
50
44
(43)
33
11
14
(19)
10
20
39
(23)
88
125
120
(111)
67
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
105
119
103
(109)
65
85
30
(60)
18
40
39
(32)
10
14
16
(13)
11
07
29
(16)
85
124
111
(107)
56
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
89
91
54
(78)
34
23
26
(28)
29
12
13
(18)
13
15
16
(15)
09
28
58
(32)
120
145
122
(129)
50
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
25
47
49
(40)
45
23
19
(29)
12
18
19
(16)
05
18
07
(10)
11
13
18
(14)
94
104
82
(93)
34
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
107
96
53
(85)
81
76
58
(72)
10
13
10
(11)
05
09
15
(10)
14
13
16
(14)
71
130
131
(111)
51
Média
coluna
88 54 24 13 20 110 ((52))
89
Anexo 6 – Medidas de desadaptação dos index com implantes em posição favorável
e parafuso no 4º pilar (µm).
Pilar
1
(direita)
2 3 4 5 6
(esquerda)
Média
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
68
96
57
(74)
64
22
15
(34)
23
19
08
(17)
15
17
22
(18)
14
35
24
(24)
85
117
122
(108)
46
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
127
150
107
(128)
94
77
55
(75)
56
38
19
(38)
11
04
28
(14)
16
28
42
(29)
146
140
151
(146)
72
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
56
52
21
(43)
53
16
10
(26)
60
33
07
(33)
11
14
17
(14)
12
38
34
(28)
108
84
97
(96)
40
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
96
107
73
(92)
106
63
36
(68)
24
18
10
(17)
36
07
12
(18)
12
16
38
(22)
96
119
122
(112)
55
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
44
66
72
(61)
21
43
12
(25)
11
30
19
(20)
06
08
15
(10)
13
30
53
(32)
94
119
116
(110)
43
Média
coluna
80 46 25 15 27 114 ((51))
Anexo 7 – Medidas de desadaptação dos modelos controle com implantes em
posição favorável todos os parafusos (µm).
Pilar 1
(direita)
2 3 4 5 6
(esquerda)
Média
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
09
12
11
(11)
13
17
15
(15)
12
13
17
(14)
08
09
06
(8)
14
16
11
(14)
11
10
14
(12)
12
90
Anexo 8 – Medidas de desadaptação dos modelos teste com implantes em posição
favorável e todos os parafusos (µm).
Pilar
1
(direita)
2 3 4 5 6
(esquerda)
Média
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
14
16
18
(16)
10
27
16
(18)
16
17
20
(18)
27
29
29
(28)
09
06
12
(9)
12
25
16
(18)
18
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
15
18
15
(16)
16
25
21
(21)
09
21
26
(19)
14
21
29
(21)
19
19
17
(18)
09
13
18
(13)
18
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
24
10
14
(16)
04
14
14
(11)
09
31
20
(20)
23
15
17
(18)
06
09
21
(12)
07
11
14
(11)
15
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
13
16
16
(15)
10
11
10
(10)
15
16
15
(15)
18
15
13
(15)
12
15
13
(13)
09
07
08
(8)
13
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
08
12
10
(10)
06
19
12
(12)
22
22
18
(21)
12
13
29
(18)
14
18
08
(13)
09
17
07
(11)
14
Média
coluna
15 14 19 20 13 12 ((16))
91
Anexo 9 – Medidas de desadaptação dos index com implantes em posição favorável
e todos os parafusos (µm).
Pilar
1
(direita)
2 3 4 5 6
(esquerda)
Média
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
13
17
09
(13)
09
12
07
(09)
23
32
14
(23)
30
16
11
(19)
19
17
15
(17)
04
20
13
(12)
16
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
13
18
05
(12)
15
38
24
(26)
12
27
08
(16)
28
11
16
(18)
25
09
11
(15)
07
09
13
(10)
32
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
09
16
14
(13)
15
14
07
(12)
11
14
10
(12)
18
14
26
(19)
06
12
11
(10)
27
52
18
(32)
16
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
18
22
15
(18)
23
22
18
(21)
11
16
16
(14)
14
14
15
(14)
13
13
20
(15)
11
22
11
(15)
16
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
20
16
11
(16)
18
21
37
(25)
15
15
27
(19)
22
19
26
(22)
17
17
21
(18)
18
21
17
(19)
20
Média
coluna
14 19 17 18 15 18 ((17))
Anexo 10 – Medidas de desadaptação dos modelos controle com implantes em
posição desfavorável e parafuso no 1º pilar (µm).
Pilar 1
(direita)
2 3 4 5 6
(esquerda)
Média
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
05
09
10
(08)
44
45
47
(45)
51
52
57
(53)
48
39
47
(44)
17
22
24
(21)
46
48
48
(47)
36
92
Anexo 11 – Medidas de desadaptação dos modelos teste com implantes em posição
desfavorável e parafuso no 1º pilar (µm).
Pilar
1
(direita)
2 3 4 5 6
(esquerda)
Média
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
20
19
10
(16)
75
55
51
(60)
36
33
75
(48)
32
40
22
(31)
05
13
23
(14)
22
53
17
(31)
33
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
08
13
14
(12)
54
43
76
(58)
55
49
70
(58)
67
62
93
(74)
90
100
118
(103
)
92
120
71
(94)
67
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
10
13
17
(13)
26
17
28
(24)
28
24
28
(27)
23
08
09
(13)
18
21
24
(21)
44
10
12
(22)
20
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
08
11
09
(09)
41
30
62
(44)
45
56
68
(56)
26
15
17
(19)
20
24
14
(19)
41
38
37
(39)
31
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
20
25
09
(18)
71
58
70
(66)
70
69
84
(74)
60
44
80
(61)
46
24
28
(33)
27
19
26
(24)
46
Média
coluna
14 50 52 40 38 42 ((39))
93
Anexo 12 – Medidas de desadaptação dos index com implantes em posição
desfavorável e parafuso no 1º pilar (µm).
Pilar
1
(direita)
2 3 4 5 6
(esquerda)
Média
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
13
11
07
(10)
73
47
44
(55)
54
25
38
(39)
19
16
18
(18)
08
07
16
(10)
20
46
28
(31)
27
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
12
09
10
(10)
62
44
43
(50)
49
41
69
(53)
35
16
38
(30)
12
07
20
(13)
23
27
31
(27)
31
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
13
11
11
(12)
91
93
83
(89)
89
79
78
(82)
62
55
48
(55)
53
43
38
(45)
09
17
16
(14)
50
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
19
12
13
(15)
62
76
51
(63)
71
57
68
(65)
48
38
27
(38)
15
18
32
(22)
21
48
27
(32)
39
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
05
16
09
(10)
86
53
55
(65)
70
46
64
(60)
53
67
44
(55)
26
22
19
(22)
43
73
51
(56)
45
Média
coluna
11
64 60 39 22 32 ((38))
Anexo 13 – Medidas de desadaptação dos modelos controle com implantes em
posição desfavorável e parafuso no 4º pilar (µm).
Pilar 1
(direita)
2 3 4 5 6
(esquerda)
Média
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
04
07
08
(06)
20
15
15
(15)
09
09
13
(10)
10
09
07
(09)
14
18
16
(16)
41
45
23
(36)
15
Anexo 14 – Medidas de desadaptação dos modelos teste com implantes em posição
desfavorável e parafuso no 4º pilar (µm).
94
Pilar
1
(direita)
2 3 4 5 6
(esquerda)
Média
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
13
15
26
(18)
35
21
26
(27)
09
08
15
(11)
05
09
06
(7)
05
17
08
(10)
14
50
21
(28)
17
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
05
17
16
(13)
27
14
30
(24)
12
06
15
(11)
17
10
08
(12)
17
15
17
(16)
44
49
23
(39)
19
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
15
19
07
(14)
12
11
12
(12)
12
09
14
(12)
19
05
13
(12)
10
09
09
(09)
20
41
28
(30)
15
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
16
09
17
(14)
21
23
36
(27)
06
13
21
(13)
07
05
06
(06)
11
23
16
(17)
40
44
11
(32)
18
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
12
12
08
(11)
50
27
34
(37)
20
13
22
(18)
04
02
08
(05)
21
09
33
(21)
29
25
30
(28)
20
Média
coluna
14
25 13
8 15 31 ((18))
95
Anexo 15 – Medidas de desadaptação dos index com implantes em posição
desfavorável e parafuso no 4º pilar (µm).
Pilar
1
(direita)
2 3 4 5 6
(esquerda)
Média
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
14
19
10
(14)
24
16
26
(22)
12
04
13
(10)
12
04
13
(10)
14
20
26
(20)
37
49
10
(32)
18
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
17
42
06
(22)
29
29
23
(27)
14
11
21
(15)
06
08
15
(10)
13
16
22
(17)
32
56
26
(38)
22
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
15
24
11
(17)
32
30
20
(27)
15
08
14
(12)
09
03
10
(07)
17
12
09
(13)
10
27
20
(19)
16
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
18
09
07
(11)
31
09
18
(19)
11
08
17
(12)
13
05
10
(09)
16
13
14
(14)
12
27
22
(20)
14
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
63
89
62
(71)
41
19
25
(28)
07
14
08
(10)
07
05
13
(08)
14
12
27
(18)
90
104
127
(107)
40
Média
coluna
27 25
12 9
16 43 ((22))
Anexo 16 – Medidas de desadaptação dos modelos controle com implantes em
posição desfavorável e todos os parafusos apertados (µm).
Pilar 1
(direita)
2 3 4 5 6
(esquerda)
Média
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
14
12
07
(11)
12
13
14
(13)
07
12
11
(10)
03
08
11
(07)
10
11
05
(09)
12
07
13
(11)
10
96
Anexo 17– Medidas de desadaptação dos modelos teste com implantes em posição
desfavorável e todos os parafusos apertados (µm).
Pilar
1
(direita)
2 3 4 5 6
(esquerda)
Média
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
10
16
09
(12)
11
14
14
(13)
06
09
15
(10)
07
07
07
(07)
09
13
12
(11)
13
31
08
(17)
12
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
10
08
07
(08)
11
13
16
(13)
06
12
14
(11)
12
10
18
(13)
13
14
20
(16)
20
13
11
(15)
13
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
04
09
08
(07)
06
26
05
(12)
09
11
08
(09)
04
08
03
(05)
06
16
10
(11)
14
09
11
(11)
09
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
09
04
12
(08)
08
10
13
(10)
07
10
13
(10)
10
07
13
(10)
12
20
15
(16)
20
12
17
(16)
12
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
07
06
07
(07)
08
06
09
(08)
11
10
09
(10)
04
12
20
(12)
18
13
09
(13)
09
09
12
(10)
10
Média
coluna
8 11 10 9 13 14 ((11))
97
Anexo 18 – Medidas de desadaptação dos index com implantes em posição
desfavorável e todos os parafusos apertados (µm).
Pilar
1
(direita)
2 3 4 5 6
(esquerda)
Média
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
09
15
12
(12)
07
07
10
(08)
10
05
13
(09)
07
08
08
(08)
09
12
12
(11)
10
14
06
(10)
10
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
12
11
12
(12)
08
18
09
(12)
06
09
17
(11)
04
07
15
(09)
18
13
11
(14)
13
13
15
(14)
12
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
14
15
05
(11)
13
03
13
(10)
13
05
23
(14)
08
06
08
(07)
08
12
13
(11)
15
14
24
(18)
12
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
12
16
11
(13)
17
05
13
(12)
19
06
20
(15)
08
09
09
(09)
14
18
09
(14)
13
18
09
(13)
13
Medida 1
Medida 2
Medida 3
Média
04
07
10
(07)
06
10
21
(12)
03
08
12
(08)
11
10
16
(12)
12
14
14
(13)
16
12
11
(13)
11
Média
colunas
11 11 11 9 13 14 ((12))
98
Anexo 19 – Teste estatístico “t” de Student para os modelos teste e index em
posição favorável, comparados aos modelos controle (µm).
Posição
dos
Implantes
Posição
do
parafuso
Média
Desvio
padrão
Modelo
teste
Probabilidade
Favorável 1 55,5000
14,4779 47 0,0481
Favorável 4 51,4000
11,7208 32 0,0002
Favorável Todos 17,8000
5,3913 12 0,0039
Anexo 20 - Teste estatístico “t” de Student para os modelos teste e index em posição
desfavorável, comparados aos modelos controle (µm).
Posição
dos
Implantes
Posição
do
parafuso
Média
Desvio
padrão
Modelo
teste
Probabilidade
Desfavorável
1 38,9000
13,5765 36 0,2581
Desfavorável
4 19,9000
7,4453 15 0,0335
Desfavorável
Todos 11,4000
1,3498 10 0,0047
99
Anexo 21 – Análise de variância com 2 critérios de classificação. Variável
Dependente: Valores das desadaptações. Variáveis independentes: modelos (teste
e index); posição favorável ou desfavorável.
Fonte de Variação Posição do parafuso Probabilidade
Modelo 1 0,7426
Posição 1 0,0227
Modelo 4 0,6848
Posição 4 0,0000
Modelo Todos 0,1753
Posição Todos 0,0016
Anexo 22 – Análise de variância com 1 critério de classificação. Restrição: posição
favorável. Variável independente: posição do parafuso. Variável dependente: valor
das desadaptações.
Fonte de variação Posição Probabilidade
Entre grupos Favorável 0,0000
Entre grupos Desfavorável 0,0000
100
Anexo 23 – Teste de Tukey comparando a posição dos parafusos em posição
favorável, com nível de significância de 5%.
Posição Comparação Diferença Interpretação
Favorável 1 x 4 4,1000 Não significante
Favorável 1 x todos 37,3000 Significante
Favorável 4 x todos 33,6000 Significante
Anexo 24 – Teste de Tukey comparando a posição dos parafusos em posição
desfavorável, com nível de significância de 5%.
Posição Comparação Diferença Interpretação
Desavorável 1 x 4 19,0000 Significante
Desfavorável 1 x todos 27,5000 Significante
Desfavorável 4 x todos 8,5000 Não significante
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