ANÁLISE MECÂNICA COMPARATIVA DA ESTABILIDADE...
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UNIVERSIDADE ESTADUAL DE CAMPINAS FACULDADE DE ODONTOLOGIA DE PIRACICABA ANDRES HUMBERTO CÁCERES BARRENO ANÁLISE MECÂNICA COMPARATIVA DA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DE DIFERENTES DESENHOS DE IMPLANTES DENTÁRIOS: ESTUDO IN VITRO Piracicaba 2016
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UNIVERSIDADE ESTADUAL DE CAMPINAS FACULDADE DE ODONTOLOGIA DE PIRACICABA
ANDRES HUMBERTO CÁCERES BARRENO
ANÁLISE MECÂNICA COMPARATIVA DA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DE DIFERENTES DESENHOS DE IMPLANTES DENTÁRIOS:
ESTUDO IN VITRO
Piracicaba 2016
ANDRES HUMBERTO CÁCERES BARRENO
ANÁLISE MECÂNICA COMPARATIVA DA ESTABILIDADE PRIMÁRIA DE DIFERENTES DESENHOS DE IMPLANTES DENTÁRIOS:
ESTUDO IN VITRO
Dissertação apresentada à Faculdade de Odontologia de Piracicaba da Universidade Estadual de Campinas como parte dos requisitos exigidos para obtenção do título de Mestre em Clínica Odontológica, na Área de Cirurgia e Traumatologia Buco-Maxilo-Faciais.
Orientadora: Profa. Dra. Luciana Asprino
ESTE EXEMPLAR CORRESPONDE À VERSÃO FINAL DA DISSERTAÇÃO DEFENDIDA PELO ALUNO ANDRÉS HUMBERTO CÁCERES BARRENO E ORIENTADO PELA PROFA. DRA. LUCIANA ASPRINO
Piracicaba
2016
DEDICATÓRIA
Dedico este trabalho a minha esposa Cinthia, por ser minha inspiração para ser melhor como pessoa e profissional a cada
dia.
Dedico também este trabalho aos meus pais pelo apoio incondicional ao longo da minha carreira e por terem me
ensinado a levantar sempre que cair.
AGRADECIMENTOS À Faculdade de Odontologia de Piracicaba da Universidade Estadual de Campinas, nas pessoas do seu diretor o Prof. Dr Guilherme Elias Pessanha Henriques e do diretor associado Prof. Dr. Francisco Haiter Neto. À Coordenadoria Geral dos cursos de Pós-graduação da Faculdade de Odontologia de Piracicaba - UNICAMP na pessoa da Profa. Dra. Cinthia Pereira MachadoTabchoury. E à Coordenadoria do Programa de Pós-Graduação em Clínica Odontológica na pessoa da Profa. Dra. Karina Gonzales Silvério Ruiz. À Fundação CAPES por ter me concedido uma bolsa de estudos e por ter me fornecido suporte econômico para o desenvolvimento desta pesquisa. À minha orientadora a Profa. Dra. Luciana Asprino, pela orientação, pelo apoio e dedicação não somente no desenvolvimento deste trabalho, como também ao longo destes dois anos de convivência. Agradeço pela confiança e boa disposição para me ajudar em tudo o que eu precisei.
Ao Prof. Dr. Márcio de Moraes pelas críticas sempre construtivas e ensinamentos na discussão dos casos clínicos e/ou nos seminários, e por ter acreditado na minha pessoa para fazer parte da sua equipe de cirurgia. Ao Prof. Dr. Alexander Sverzut pelos ensinamentos e disposição para contribuir com meu crescimento como professor e pesquisador, sempre aportando boas idéias na discussão dos casos ou no desenvolvimento de pesquisas. Ao Prof. Dr. José Ricardo de Albergaria-Barbosa pelo modo simples de ver a vida e pela constante alegria que o senhor irradia para todo o pessoal do programa. Às funcionárias da área de Cirurgia: Edilaine Felipe, Angélica Quinhones, Débora Barbeiro, Nathália Tobaldini e Patrícia Camargo pela ajuda prestada ao serviço. Aos meus colegas do programa Carolina Ventura, Rodrigo Chenu, Antonio Lanata, Gustavo Souza, Éder Sigua, Zarina dos Santos, Pauline Magalhaes, Breno Nogueira, Renato Ribeiro, Fabiano Menegat, Clarice Alcântara, Douglas Goulart, Joel Motta, Leandro Pozzer. Raquel Medeiros e Andrezza Lauria pela convivência, troca de conhecimento e boa predisposição para me ajudar tanto nas atividades da Faculdade quanto fora dela. À Faculdade de Odontologia da Universidade de San Martin de Porres por ter me formado como cirurgião-dentista e ter me acolhido como professor por dois anos na disciplina de Cirurgia Buco-Maxilo-Facial I. Ao Prof. Dr. Jaime Rodrigues Chessa por ter me iniciado no mundo da Cirurgia Buco-Maxilo-Facial, por ser meu orientador no meu trabalho de graduação e por ter me ensinado que antes de ser um bom profissional, temos que ser uma boa pessoa. À Profa. Dra. Erika Alberca Ramos e ao Prof. Dr. Rafael Morales Vadillo por terem me iniciado no mundo da docência e serem parte da minha equipe de trabalho na
Faculdade de Odontologia da Universidade de San Martin de Porres. A minha eterna companheira, amiga e esposa Cinthia Verónica Bardalez López de Cáceres, por todo amor que recebo de ti, por me incentivar a seguir sempre em frente e pelo apoio incondicional. Agradeço também por ter optado estar ao meu lado durante estes dois anos do Mestrado, mesmo que isto tenha te requerido sacrifícios pessoais e profissionais. Aos meus pais César Rafael Cáceres Campos e Carmen Rosa Yolanda Barreno Gayoso por serem meus exemplos de pessoas e profissionais, sem vocês do meu lado não teria como ter conseguido o que até agora consegui. Aos meus irmãos Fernando, Angela e Mariana por sempre serem minha companhia desde criança, mantendo um bom relacionamento apesar da distância. A minha tia Pochi por ser minha amiga e “mãe” por um período na minha vida, serei eternamente agradecido a você por ser minha primeira paciente na graduação e por sempre me aconselhar na minha vida. Também gostaria de agradecer a minha família e amigos por serem o suporte e o apoio para estudar fora do meu país.
RESUMO
No presente estudo, buscou-se avaliar mecanicamente, por meio da
análise do torque final de inserção, o efeito do desenho dos implantes e das roscas,
variando-se entre: corpo cônico com dupla rosca (Alvim®), corpo cilíndrico e dupla
rosca (Titamax Ex®) e corpo cônico com roscas duplas e progressivas (Drive®) na
estabilidade primária dos implantes. Além de avaliar comparativamente a
concordância de três métodos de aferição de estabilidade primária e a correlação
entre valores de torque final de inserção obtidos com os valores do coeficiente de
estabilidade primária (ISQ) obtidos pela análise de frequência de ressonância. Para
isto foram utilizados 24 implantes de 3,5 mm x 13 mm da marca comercial Neodent®
com conexão protética tipo Cone morse e apresentando três tipos de macrogeometria
diferente, sendo divididos em três grupos de oito implantes cada um. Os implantes
foram inseridos em um bloco de poliuretano com o contra ângulo redutor de
velocidade 20:1 acoplado ao motor iChiropro®. A aferição de estabilidade primária foi
realizada por três instrumentos (motor cirúrgico iChiropro®, o torquimetro manual
Neodent® e o torquimetro digital µTorx Sparta®) a análise de frequência de
ressonância dos implantes foi mensurada utilizando o aparelho Ostell®. A análise dos
dados (ANOVA e Tukey) revelou que os valores de torque final de inserção foram
maiores para o implante Drive® do que para o Alvim® (p=0.0039) e Titamax®
(p<0.0001). A análise dos dados (ANOVA e Tukey) revelou que o implante Drive®
apresentou menor coeficiente de estabilidade quando comparado aos implantes
Titamax (p=0.0003) e Alvim (p=0.0082). Entretanto, os implantes Titamax® e Alvim®
não apresentaram diferenças estatisticamente significantes (p=0.3636) entre si. O
teste de correlação de Pearson (rP) revelou que não houve correlação entre o torque
final de inserção e o Coeficiente de estabilidade (ISQ) obtidos pela análise de
frequência de ressonância, indicando a independência entre as duas variáveis. A
análise de correlação intraclasse revelaram que a replicabilidade entre os três
dispositivos foi pouco influenciada pelo tipo de implante, sendo que esta foi ruim entre
quase todos eles, exceto para o implante Alvim®, cuja relação entre o motor cirúrgico
iChiropro® e torquímetro digital µTorx Sparta® se mostrou boa. De acordo com a
metodologia aplicada conclui-se: Que a macrogeometria do corpo e rosca dos
implantes dentários interferem na estabilidade primária, os implantes cônicos
apresentam mais estabilidade do que os implantes cilíndricos e a geometria de rosca
dupla progressiva oferece maior estabilidade primária em relação às roscas duplas
simples; Não houve correlação dos valores de torque final de inserção obtidos entre
os grupos com os valores do coeficiente de EP (ISQ) obtidos pela análise de
frequência de ressonância; Não houve correlação entre os valores de torque final de
inserção aferidos pelos dispositivos motor cirúrgico iChiropro®, catraca torquimetro
cirúrgico manual Neodent® e o torquímetro digital µTorx Sparta®.
Palavras Chave: Torque. Osseointegração.
ABSTRACT
The aim of the present study was to evaluate mechanically beyond the final insertion
torque the effect of the dental implant design, considering body shape and thread
design: conical body with double progressive thread (Alvim®), cylindrical body and
double thread (Titamax Ex®) and conical body with double progressive thread (Drive®)
on the primary stability of dental implants. Moreover, it was compared the accuracy of
three methods of measurement of primary stability and was tried to find a correlation
between them in regards of final torque insertion values and the implant stability
quotient (ISQ), obtained by the resonance frequency analysis. A total of 24 Cone
Morse dental implants (Neodent®,Ø 3,5 x 13 mm) with three different types of
macrogeometry were divided in three groups, eight from each one. The implants were
inserted in polyurethane foam block by low speed hand piece contra angle 20:1 linked
to the surgical motor IChiropro®. For assessing primary stability, three measuring
devices were used (surgical motor IChiropro®, manual toquimeter Neodent® and digital
torquimeter µTorx Sparta®) and the resonance frequency analysis was performed
using Osstell® device. The data analysis (ANOVA and Tukey) revealed that the final
insertion torque values were higher for the Drive® implant followed by Alvim®
(p=0.0039) and Titamax® (p <0.0001). The data analysis (ANOVA and Tukey) revealed
that the Drive® implant showed lower stability quotient when compared to implants
Titamax® (p = 0.0003) and Alvim® (p = 0.0082). However, Titamax® and Alvim®
implants showed no statistically significant differences (p = 0.3636) among
themselves. The Pearson correlation test (rP) revealed that there was no correlation
between the final insertion torque and implant stability coefficient that indicates
independence between the two variables. The intraclass correlation revealed that the
replicability between the three devices was little influenced by the type of implant, it
was bad in the majority of the cases except for the Alvim® implant, which relationship
between the surgical motor IChiropro® and digital torque wrench μTorx Sparta® was
strong. According to this methodology, we concluded that both body and thread
designs of dental implants interfere in primary stability, conical implants exhibit more
stability than cylindrical implants and double progressive thread design provided better
primary stability than simple thread design; there was no correlation between final
insertion torque values obtained by the three measuring devices (surgical motor
iChiropro®, manual surgical torque wrench Neodent® and digital torque wrench μTorx
Sparta®); There was no correlation of final insertion torque value and implant stability
quotient obtained by the resonance frequency analysis.
Key Words: Torque. Osseointegration.
LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS
EP: Estabilidade Primária
ID: Implantes Dentários
TI: Torque de Inserção
AFR: Análise de Frequência de Ressonância.
SUMÁRIO
1. INTRODUÇÃO 13
2. REVISÃO DA LITERATURA 15
3. PROPOSIÇÃO 30
4. MATERIAL E MÉTODOS 31
5. RESULTADOS 38
6. DISCUSSÃO 43
7. CONCLUSÃO 49
REFERÊNCIAS 50
13
1. INTRODUÇÃO
O descobrimento da osseointegração e o desenvolvimento da
implantodontia representam um dos maiores avanços científicos no mundo da
odontologia (Mathieu et al, 2014; Javed e Romanos, 2010; Sakka et al, 2012), sendo
considerado hoje em dia como uma excelente alternativa de tratamento para
pacientes parcialmente ou totalmente desdentados.
A reabilitação bucal implantossuportada evita o desgaste dentário, permite
uma melhor higienização especialmente em casos de implantes unitários, oferece
melhor estabilidade quando comparado com prótese total ou removível convencional,
evita algum tipo prejuízo psicológico e melhora a qualidade de vida das pessoas.
Entre os pontos a serem considerados no plano de tratamento com
implantes são: Condição periodontal; fatores relacionados às forças da mastigação do
paciente; o número, angulação e distribuição dos implantes no espaço edêntulo e
densidade óssea da região a ser abordada. Ante este panorama multifatorial que
envolve vetores de força de diferentes magnitudes e condições intrínsecas do
paciente, ao longo dos anos a pesquisa na implantodontia focou pesquisar e
aperfeiçoar o desenho dos ID, utilizando princípios de engenharia, visando obter uma
EP que garanta altas taxas de sucesso ou sobrevida.
A EP pode ser definida como o nível de travamento mecânico obtido pelo
implante após instalação imediata no osso (Javed e Romanos, 2010; Neugebauer et
al., 2009; Elias et al., 2012; Sakka et al., 2012; Jimbo et al., 2012). Uma pobre EP
induz à micromovimentação durante os estágios iniciais de osseointegração,
originando a formação de tecido fibroso na interface osso-implante, aumentando a
mobilidade e a possível perda dos mesmos (Mathieu et al, 2014).
O objetivo principal do desenho dos implantes é distribuir as forças
mastigatórias para otimizar a função da prótese ao longo dos anos. Porém, também
é importante ressaltar a importância do papel que o desenho dos implantes tem
durante a fase de inserção dos mesmos, especialmente na obtenção de uma EP
eficaz (Misch, 2008). As características estruturais do desenho dos implantes
dentários descrevem seu aspecto tridimensional, podendo ser divididas em
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características macrogeométricas e microgeométricas (Sykaras, 2000; Lesmes e
Laster, 2011; Mathieu et. al., 2014; Ogle, 2015).
Os altos índices de sucesso dos ID registrados na literatura são produto do
aperfeiçoamento constante no processo de manufatura e de maneira concomitante ao
surgimento de novas alternativas de biomateriais e técnicas cirúrgicas. Atualmente no
mercado existe uma inumerável quantidade de marcas de ID, cada uma delas com
formatos macro e microgeométricos distintos e coom indicações clínicas diversas,
oferecendo vantagens em termos de distribuição de forças, tempo de
osseointegração, protocolo de carregamento, facilidade de inserção e aplicações em
áreas de dimensões ósseas diminuídas. Todos estes conhecimentos foram obtidos a
partir de estudos histológicos, imaginológicos e mecânicos, gerando novos conceitos
na implantodontia
Na implantodontia tem se desenvolvido métodos invasivos e não invasivos
para mensurar a EP, cada um apresentando limitações, vantagens e desvantagens.
Estudos clínicosmecânicos, histológicos e inclusive imaginológicos têm sido
propostos por vários autores para avaliar a EP (Mathieu et al., 2014; Javed e
Romanos, 2010; Jawed et al., 2013 ;Kokovic et al., 2014).
Entre os métodos clínicos de aferição de EP temos ao valor do TI como
uma das ferramentas frequentemente utilizadas pelos profissionais para determinar
um valor quantitativo de referência do grau de retenção que o implante obteve durante
sua inserção. Um valor de TI alto indica que o implante tem uma boa ancoragem
mecânica e estável no tecido ósseo. Apesar de o TI ser importante na mensuração da
EP, o surgimento do AFR apareceu na literatura como alternativa para mensurar e
monitorar a estabilidade tanto no momento da inserção quanto em qualquer estágio
do período de osseointegração, podendo ser utilizado para aferir a estabilidade
primária e secundária dos implantes (Mathieu et al., 2014).
Devido à diversidade de desenhos de implantes dentários que existe no
mercado e à falta de um padrão ouro de método de aferição de EP se fazem
necessários estudos para a compreensão dos fatores que possam interferir nesta
situação, além de comparar se existe concordância entre os diferentes métodos de
aferição. Dessa forma a avaliação de ferramentas para aferição de EP e da
interferência dos desenhos dos implantes e suas roscas podem nos trazer
informações importantes para a escolha do implante ideal para cada situação clínica.
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2. REVISÃO DA LITERATURA
2.1 Histórico
Ao longo da história da Odontologia e da humanidade o tratamento do
edentulismo tem sido motivo de interesse de muitas civilizações, profissionais e
centros educativos, seja por motivos estéticos, para restabelecimento da função
mastigatória ou ambos. Entre as causas principais do edentulismo temos a cárie
dental, a doença periodontal e o traumatismo, sendo a primeira destas a mais
predominante (Chacon e Ugalde, 2012).
O homem, ante a perda de algum elemento dentário, criou diversas formas
para tentar substituí-lo. A primeira evidência de ID registrada pertence à Cultura Maia
(600 AD) os quais utilizaram fragmento de conchas para substituir dentes
mandibulares inferiores. Estudos radiográficos posteriores realizados nos anos 70
mostraram imagens sugestivas de neoformação óssea ao redor deste tipo de
implantes e também foi comprovada a utilização destes durante o período de vida
devido à presença de cálculo dental (Salas e Rivas, 2001).
Maggiolo (1809) introduziu o uso de ouro na forma da raiz do dente e Harris
(1887) relatou o uso de dentes de porcelana nos quais eram encaixados pinos de
platina revestida por chumbo. Lambotte, em 1900. (citado por Misch em 2008) na
tentativa de achar o material ideal para fabricar ID, empregou como matéria-prima
diversos metais e ligas. Entre eles temos o alumínio, prata, cobre, magnésio, ouro e
metal banhado por ouro e níquel. Após a inserção dos implantes nos tecidos, ele
descobriu que devido à ação eletrolítica dos fluidos corporais, os implantes sofriam
corrosão da superfície, o que impedia sua longevidade.
O primeiro relato de implante com formato radicular foi feito por Greenfield
(1909), o qual apresentava um aspecto de gaiola trançada, feito com iridoplatina. Este
implante consistia em um elemento composto por duas peças, a primeira era o corpo
que era inserido no osso e após umas semanas era inserida a prótese utilizando um
pilar antirrotacional. Posteriormente este conceito foi introduzido pela instituição ITI na
Europa e posteriormente pela firma Core-Vent® nos Estados Unidos.
No início dos anos 30, na ortopedia já estavam sendo utilizados parafusos
feitos de ligas de metais para o tratamento de fraturas, entre elas à liga de cromo-
cobalto, conhecida como Vitallium, a qual foi uma das primeiras ligas a serem
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aplicadas na confecção de ID. Baseado na capacidade de apresentar boa ancoragem
e suporte ósseo, Alvim e Moses Strock (1930) extraporalaram os conceitos da
ortopedia à implantodontia, sendo eles os primeiros a instalar ID utilizando um metal
biocompatível a nível subperiosteal nos maxilares de humanos e cães (Abraham,
2014).
No final da década de trinta, continuaram sendo realizadas algumas
modificações em relação ao desenho estrutural dos implantes, sendo que, em 1938,
Adams patenteou o desenho cilíndrico, acrescentou roscas internas e externas no
corpo, criou um colar gengival e os parafusos de cobertura. Dois anos depois,
Formiggini (1940) desenvolveu implantes espiralados de aço inoxidável os quais
foram inseridos em alvéolos após extração imediata (Abraham, 2014). Estes
implantes, em um segundo tempo, receberam pilares protéticos para a posterior
instalação de coroas unitárias; porém, quando submetido à função não houve sucesso
no tratamento, levando à perda dos implantes. Mas um dado relevante encontrado por
Fomiggini, foi o fato de ter evidenciado pela análise histológica dos implantes
perdidos, a existência de algum tipo de união entre o aço e o osso, concluindo que
havia tecido conjuntivo denso fibroso nesta interface (Misch, 2008).
Devido inserção dos implantes exclusivamente em alvéolos frescos, uma
das preocupações era a pobre estabilidade que eles apresentavam e, portanto, existia
uma maior chance de perda. Diante dessa problemática, na década de 50 Chercheve
(1955) na França, fez dois aportes importantes. O primeiro foi quanto ao desenho,
aproximando as espiras dos implantes e o segundo aporte foi a criação de um sistema
de fresas e instrumentos próprios que facilitavam a inserção dos implantes em
alvéolos tanto pós extração quanto no rebordo alveolar residual, dessa forma
melhorou-se a ancoragem, atingindo uma melhor EP (Misch, 2008).
Outras opções de implantes também foram desenvolvidas para pacientes
edêntulos totais. Surgiram assim os implantes justaósseos os quais apresentavam
uma armação metálica que era posicionada subperiostealmente e mantida em
posição pelo reposicionamento do retalho mucoperiósteo, mantendo-se quatro
“postes”, que suportariam a prótese posteriormente. Após algumas semanas, a
prótese era instalada sobre os suportes. Problemas na mucosa como migração
epitelial apical, invaginação do epitélio na região dos suportes ou a criação de bolsas
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periodontais, que levavam a quadros infecciosos recorrentes ou a abscessos mucosos
foram relatados, levando ao insucesso destes implantes (Naert et al., 1998).
Posteriormente foram desenvolvidos os implantes transmandibulares, os
quais também estavam baseados na utilização de uma estrutura metálica de titânio
só que com ancoragem óssea mediante a instalação de pinos. Este tipo de implantes
foram também chamados implantes de grampo ósseo. Esta técnica estava
direcionada à região anterior de mandíbula em pacientes edêntulos totais
mandibulares. O procedimento envolvia anestesia geral, a necessidade de acesso
extra-oral na região submentoniana e a necessidade da utilização de um guia cirúrgico
para evitar lesar os nervos mentonianos. Após o descolamento mucoperiosteal, na
região basal da mandíbula eram realizadas cinco perfurações, nas perfurações
laterais eram inseridos dois implantes que atravessavam totalmente a altura óssea até
a crista alveolar. Nas perfurações restantes eram instalados pinos estabilizadores com
ancoragem até a região medular do mento. Após a instalação dos cinco pinos, os
mesmos eram unidos por um suporte. Este tipo de implante teve um acompanhamento
clínico de 10 anos obtendo uma taxa de sucesso de 90%, porém no caso de falha, a
remoção da estrutura era difícil e gerava excessivo trauma cirúrgico, levando à perda
óssea significante. O fato de não poder ser extrapolado na maxila também foi outra
limitação do sistema (Naert et al., 1998).
A década de 60 caracterizou-se pela aparição de diversas modificações no
desenho de implantes unitários. Uma destas modificações foi a associação do
implante cilíndrico a uma armação, este novo desenho foi denominado como
implantes laminados. Este tipo de implantes também era conhecidos como implante
de Linkow (1967) e foram feitos de diversas variedades de metais como cromo, níquel,
vanádio e titânio (Abraham, 2014). Após a realização de um retalho mucoperiosteal,
perfurações ósseas eram realizadas sob irrigação copiosa e as lâminas do implante
eram impactadas suavemente com um martelete no local de implantação. No pós-
operatório era evitado qualquer tipo de carga oclusal para garantir um maior contato
entre o osso e o implante e após alguns meses era confeccionada a prótese. Em
algumas situações, as lâminas perfuravam diretamente o periósteo e sobre elas era
cimentada uma prótese. Na época ainda se acreditava que a camada fibrosa formada
no nível da interface osso-implante tinha que apresentar as mesmas propriedades do
ligamento periodontal, porém após 10 anos de acompanhamento o sucesso deste tipo
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implantes foi menor que 50%. A rápida reabsorção óssea e a inflamação do tecido
mole ao redor foram as complicações mais descritas. Estas complicações
evidenciaram que os implantes laminados não apresentavam sucesso clínico
(Albrektsson, 1986).
Outra modificação introduzida também por Linkow foi a criação de espiras
em formato de dupla hélice e com maior capacidade de corte (Naert et al., 1998).
Paralelamente a estes acontecimentos, Branemark et. al (1957)
encontravam-se realizando investigações sobre circulação sanguínea em medula
óssea de tíbias de coelhos. O foco da pesquisa era avaliar o reparo ósseo in situ frente
aos diferentes tipos de trauma. Para isso, foram instaladas câmeras de titânio as quais
apresentavam um sistema óptico para visualizar o que acontecia na região envolvida
após sua remoção. No entanto, durante a remoção destas câmeras percebeu-se que
as mesmas se encontravam totalmente aderidas ao osso adjacente, sendo impossível
a retirada devido à união forte que existia entre o titânio e o osso. (Branemark, 1983;
Albrektsson e Wenneberg,2005; Gaviria et al, 2014).
Este descobrimento acidental despertou o interesse dos pesquisadores por
entender o mecanismo exato da integração do titânio ao osso, além de extrapolar os
resultados a outras situações clínicas. Os implantes de titânio então foram instalados
na mandíbula dos cães utilizando baixa rotação e sob irrigação constante. Na
reabertura, foram inseridos pilares intermediários para realizar o posterior
carregamento protético. Depois de um ano, estudos histológicos e testes mecânicos
foram realizados obtendo resultados promissores quanto ao conceito de
osseointegração. Nas avaliações histológicas houve áreas de discreta inflamação nos
tecidos ao redor do implante que não se estendeu ao tecido ósseo, sendo estes
tecidos compatíveis ao epitélio juncional encontrados em seres humanos. A
ancoragem óssea demonstrou ser bem forte, foi necessária uma força de mais de 100
kg para deslocar os implantes, mas só foram removidos quando ocorreu uma fratura
no sítio do implante (Branemark, 1983).
No ano 1965, Branemark et al. foram os primeiros a instalar quatro ID
rosqueados de titânio na região anterior de mandíbula em um paciente edêntulo total
inferior. Os ID apresentavam formato cilíndrico, tipo de rosca triangular e a conexão
protética era hexágono externo, meses depois a prótese tipo protocolo foi instalada.
Os implantes estiveram em função por um período de 40 anos, até o paciente falecer.
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Estes achados foram apresentados à comunidade científica, no ano 1978, na Suécia,
surgindo dessa forma o termo osseointegração na literatura científica, sendo
inicialmente definido como o contato direto entre osso vivo e a superfície de um
implante, em microscópio óptico. Embora estes achados tenham demonstrado ótimos
resultados, houve um amplo setor da comunidade científica que não concordava com
este novo conceito. Por outro lado, houveram instituições de ensino que apresentaram
interesse em aprendê-lo.
Na conferência de Osseointegração realizada, em 1982, na cidade de
Toronto, foram convidados pesquisadores das principais universidades da América do
Norte para apresentar e discutir o conceito de osseointegração e alguns relatos de
casos clínicos, mas somente 70% das universidades convidadas compareceram. No
ano 1983, os acordos estabelecidos neste congresso foram publicados na revista
Journal of Prosthetic dentistry e conceitos anteriormente propostos por outros
pesquisadores, como por exemplo, fusão óssea ou anquilose, foram deixados de lado
para dar início à era da osseointegração. A osseointegração também levou a
pesquisar ainda mais a qualidade e fisiologia óssea, especialmente por Lekholm e
Zarb, que estabeleceram uma classificação de tipos de qualidade óssea, em 1985
(Albrektsson e Wennerberg, 2005).
A procura por melhorar e estudar tanto o desenho da macro e microgeometria
dos ID quanto à resposta biológica gerou que diversas empresas e instituições de
pesquisa (ITI, IMZ, Striker®, Osseodent® e Core Vent®) avaliaram e aprofundem mais
estes pontos, com o objetivo de desenvolver implantes dentários para situações
específicas e também conseguir diminuir tempos de osseointegração.
2.2 Biomecânica aplicada à implantodontia
Os implantes dentais, quando instalados, encontram-se em um meio
dinâmico e de constante interação de vetores de força oriundas das cargas oclusais,
forças da musculatura perioral e da presença de hábitos parafuncionais. Tais cargas
podem variar dependendo da grandeza, frequência e duração das mesmas (Warren
e Misch, 2008). Na implantodontia existem três eixos clínicos de cargas: mesio-distal,
vestíbulo-lingual e ocluso-apical, isto quer dizer que um único contato oclusal resulta
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geralmente em uma força oclusal tridimensional, sendo a oclusão o principal fator
determinante na direção das forças.
Quanto à natureza das forças, elas podem ser descritas como
compressivas, de tração e de cisalhamento. As forças compressivas tentam empurrar
as massas umas contra as outras, tentando manter a integridade da interfase
osso/titânio. No entanto, as forças de tração, quando direcionadas em sentido
perpendicular, possivelmente provoquem a ruptura da interface e finalmente, as forças
de cisalhamento causam deslizamento de duas superfícies, sendo este tipo de força
considerada muito destrutiva para interface osso/titânio quando comparado com os
outros tipos de forças. O osso é mais resistente às forças compressivas, 30% e 65%
menos resistente às forças de tensão e cisalhamento, respectivamente (Misch, Todd
e Warren,2008). A região mais afetada pelo acúmulo de forças é a crista alveolar, isto
se traduz em perda óssea acelerada nesse nível podendo levar ao insucesso do
tratamento com ID. Embora na literatura tenha citado que o acúmulo de biofilme
bacteriano é a principal causa de perda de implantes, a sobrecarga oclusal também
deve ser considerada como um dos possíveis fatores agravantes, especialmente em
regiões de pobre qualidade óssea, espessuras ósseas limitadas e na utilização de
implantes curtos (Wood e Vermilyea, 2004).
Segundo a Lei de Wolff, o osso remodela em relação proporcional à força
recebida, ou seja, quando os implantes recebem carga, há um processo de
remodelação, convertendo à interface osso/titânio em uma estrutura dinâmica, que
em condições funcionais ideais existe um equilíbrio entre remodelação óssea e
distribuição de forças no longo do eixo do implante (Duyck et al., 1997). Mas, quando
há desarranjo entre estes dois processos, a velocidade de perda óssea marginal é
acelerada, e alguns dos componentes protéticos, ou até mesmo o implante, podem
apresentar falha.
As características macrogeométricas dos ID referem-se à forma, tamanho,
diâmetro, tipo de conexão protética e características das roscas. Por outro lado, as
características microgeométricas referem-se aos diversos tratamentos de superfície
que os ID apresentam, os quais podem apresentar um formato côncavo ou convexo.
As irregularidades côncavas podem ser criadas mediante métodos químicos
(substancias ácidas), eletroquímicos ou físicos (jateamento e laser). As
irregularidades convexas podem ser criadas mediante a aposição de algumas
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partículas de algum biomaterial na superfície dos implantes (Hidroxiapatia, fosfato
tricálcico ou plasma). Independentemente do tipo de tratamento de superfície que os
implantes apresentam, o objetivo é controlar e regular a resposta celular no nível da
interface osso-titânio, mediante a mobilização de proteínas, enzimas ou peptídeos
locais, garantindo uma melhor qualidade de osseointegração (Ogle, 2015; Shibata e
Tanimoto, 2015)
Em relação à forma ou desenho dos ID, estes apresentam dois formatos
mais estudados e aplicados clinicamente, são eles os o cilíndrico e cônico.
Inicialmente, o formato cilíndrico foi utilizado pela maioria de sistemas de implantes.
O primeiro implante cilíndrico não apresentava roscas no seu corpo, isto permitiu uma
inserção com maior facilidade, com bom contato ósseo devido à geração de maior
fricção nas paredes ósseas. Porém, estudos com acompanhamento de cinco anos de
pós-operatório verificaram que este tipo de formato gerava altas concentrações de
forças de cisalhamento na interface osso/implante, o que se traduzia em grandes
quantidades de perda óssea e altos índices de perda de ID. Frente a esta situação,
foram desenvolvidos o formato rosqueável e cônico que ofereceram melhor
comportamento mecânico. Em comparação ao formato cilíndrico, o formato
rosqueável cônico oferece algumas vantagens em relação à inserção e
gerenciamento da distribuição de forças. A constante diminuição do diâmetro do corpo
permite que o padrão de forças seja mais compressivo do que de cisalhante, o que é
melhor para o tecido ósseo. Quanto maior for a angulação, maior será o componente
compressivo distribuído na interface osso/implante, sendo a angulação ideal de trinta
graus. Os implantes cilíndricos não são ideais para realizar carga imediata devido à
baixa EP e diminuída resistência que possuem aos movimentos verticais e forças de
cisalhamento (Watzak et al., 2005).
A geometria das roscas incluem formato, profundidade, espessura, passo
de rosca e ângulo de corte. Estas características contribuem principalmente em dois
aspectos, o primeiro relacionado com a obtenção de uma boa EP, ou seja
maximizando o contato ósseo e por tanto, aumentando a área de contato inicial e, o
segundo aspecto está relacionado com a distribuição e conversão de forças
mastigatórias em forças compressivas ao osso circundante. Existem quatro formas
básicas de roscas, temos em forma de "V", em formato trapezoidal, em formato
trapézio reverso e quadrada, também chamada de plana (Misch, 2008).
22
Kim et al. (2011) avaliaram o efeito da presença de roscas auto-cortantes
na EP de ID em blocos de poliuretano de diversas espessuras e densidades mediante
AFR utilizando como medidas os valores ISQ e valores pico de frequência. Os
implantes utilizados apresentavam dimensões de 4 x 10mm e 4 x 13 mm e os modelos
de poliuretano apresentavam as seguintes densidades (0,08, 0,16, 0,24, 0,32 , 0,48 e
0,8 g/cm3 ). A sequência de fresagem e a inserção dos implantes foram realizadas
por um dispositivo guiado por computador previamente configurado segunda as
orientações do fabricante. Após a análise dos dados obtidos, concluíram que os
valores obtidos pelo AFR foram proporcionais à densidade óssea, quanto maior a
densidade, maiores os valores de ISQ obtidos e sugeriram a realização de estudos
histológicos para tentar correlacionar os valores de AFR com os valores de BIC (Bone
Implant Contact).
Al Farraj Aldosari et al. (2014) fizeram um estudo histológico e
histomorfométrico em coelhos comparando a resposta celular óssea de quatro tipos
de implantes dentais. Os implantes utilizados tinham dois formatos: cilíndrico e cônico,
as dimensões foram as mesmas para todos os grupos de estudo (3,5mm x 8 mm),
todos apresentavam o mesmo tratamento de superfície misto (ácido e jateamento com
areia) mas a diferença foi a incorporação, ou não, de hidroxiapatita na superfície. Os
implantes foram inseridos na região femoral dos membros inferiores sob anestesia
geral e os animais foram sacrificados após oito semanas. O parâmetro quantitativo
utilizado foi o valor da área BIC em porcentagem, tendo como referência a área
compreendida entre a primeira rosca na região cervical do implante até o ápice. Os
resultados mostraram que os implantes cônicos que apresentavam incorporação de
hidroxiapatita obtiveram maiores valores de BIC (65.62±13.02), porém não houve
diferença estatística significativa. Foi observada também que os valores de BIC
obtidos por todos os grupos de estudo apresentaram uma distribuição ampla.
Os implantes cilíndricos têm maior chance de perfuração da cortical
vestibular, já os implantes cônicos adaptam-se melhor às concavidades localizadas
nas tábuas ósseas em virtude de ter um ápice de menor diâmetro do que o cilindrico
(Misch, 2008).
Os implantes cônicos apresentam uma ampla variedade de indicações,
devido às propriedades anteriormente citadas; estes podem ser utilizados tanto em
uma situação clínica convencional de edentulismo parcial ou total e também em
23
alvéolos frescos. Por isso, hoje em dia a maioria de sistemas de implante dentais
apresenta implantes com formato cônico (O 'Sullivan et al., 2004).
As características das roscas dos ID contribuem em dois aspectos, o
primeiro relacionado com a obtenção de uma boa EP, ou seja maximizando o contato
ósseo e por tanto aumentando a área de contato inicial e o segundo aspecto está
relacionado com a distribuição e conversão de forças mastigatórias cisalhantes em
forças compressivas ao osso circundante.
O formato de rosca "V" foi o primeiro tipo de rosca utilizado por Branemark
et al. (1965) apresentando um ângulo de 30°, e quando submetido à carga axial
podem tornam às forças compressivas em forças de cisalhamento. O que não teria
relevância clínica significativa se instalado em uma região de boa qualidade óssea
como é a mandíbula, mas poderia influenciar negativamente na sobrevida dos
implantes instalados na maxila. As roscas tipo trapezoidal reversa apresentam o
mesmo padrão de distribuição de forças do que o formato triangular, isto devido à
similaridade do ângulo inferior da rosca. Por outro lado, os formatos de rosca tipo
trapezoidal e quadrada são as que apresentam melhor comportamento mecânico
quanto à dissipação e conversão de forças cisalhantes em compressivas ao longo da
interface osso/titânio, garantindo um melhor índice de sucesso (Steigenga, 2004).
Lee et al. (2010) avaliaram o efeito da forma do implante (cilíndricos e
cônicos) e de três tipos de desenho de rosca (Quadrada, trapezoidal e triangular), na
área de contato e na distribuição de tensões no nível da primeira rosca dos implantes,
por análise de elementos finitos. Eles concluíram que o formato de rosca quadrangular
apresentou a maior área de contato e teve menores áreas de tensões na região
cervical. O formato de rosca triangular foi quem teve o pior comportamento mecânico
devido às altas concentrações de tensões na região cervical e menor área de contato.
Porém, por este trabalho ser uma análise de elementos finitos os autores sugerem
que seus resultados devem ser utilizados com cautela e ressaltam a importância da
avaliação de outras variáveis, como o valor do TI, em estudos in vitro, que é
influenciado pela qualidade da área de interface substrato/implante.
Costa Valente et al. (2015) que avaliaram comparativamente o
comportamento mecânico considerando os valores de TI, AFR e torque de remoção
de dois tipos de implantes (Alvim® e Titamax® ).O estudo foi dividido em 4 grupos, 2
grupos controle e 2 grupos que uma modificação no desenho macrogeométrico. A
24
variação macrogeométrica consistiu na realização de um sulco vertical ao longo do
eixo longitudinal dos implantes. Após instalação dos ID nos blocos de poliuretano
(densidade de 40 PCF). Os grupos de implantes modificados, tanto Alvim® e
Titamax® foram os que apresentaram um comportamento mecânico superior, sendo
o grupo de implantes Alvim® os mais altos.
A área de superfície funcional por unidade de comprimento do implante
pode ser modificada pela variação de três parâmetros geométricos das roscas:
distância entre as roscas (passo de rosca), forma das roscas e profundidade das
roscas. O passo de rosca refere-se à distância que existe entre roscas adjacentes no
corpo do implante, quanto maior for o número de roscas maior será a área de
superfície e, portanto, maior será a área de contato e maior será a área de dissipação
de forças. Isto quer dizer que quando um implante com comprimento ideal não pode
ser instalado devido a limitações de quantidade óssea, um implante com maior
quantidade de roscas poderia compensar as limitações do caso. O passo de rosca
também contribui com a dissipação de forças no tipo de osso de pobre qualidade
(Heinemann et al.,2015).
A profundidade da rosca é a distância que existe entre o maior e menor
diâmetro da rosca, podendo se manter uniforme ao longo do comprimento ou variar
se for um implante cilíndrico. Quanto maior a profundidade, maior será a área de
superfície de contato, por contrapartida quanto menor for a profundidade das roscas,
mais fácil será a inserção no osso e menos preparo será necessário (Sykaras et al.,
2000).
Algumas empresas têm desenvolvido o formato de rosca dupla simples e
rosca dupla progressiva na macrogeometria dos ID. Estes tipos de roscas foram
desenvolvidos especialmente para áreas de pobre qualidade óssea e apresentam as
vantagens como: Rápida inserção e manutenção do passo de rosca o que traz como
consequência uma alta EP, além de gerar menos aquecimento. Contudo, sua
instalação é necessita de um valor de torque mais alto devido à alta capacidade de
compactação que estes tipos de roscas apresentam (Abuhussein et al.,2009; Sykaras
et al., 2000).
2.3 Estabilidade primária
25
Durante o período de osseointegração, acontecem três estágios diferentes
de estabilização. Eles são divididos em três períodos e são denominados EP,
estabilidade secundária e estabilidade terciária. A EP pode ser definida como o nível
de travamento mecânico obtido pelo implante imediatamente após inserção no osso
(Elias et al., 2012; Sakka et al., 2012; Jimbo et al., 2012; Javed e Romanos, 2010;
Neugebauer et al., 2009). Este conceito surgiu a partir do conhecimento obtido do
tratamento de fraturas de ossos longos, que preconiza imobilização total dos
segmentos ósseos durante o processo de reparo, a fim de impedir a formação de
tecido fibroso na interface (Perren, 2002).
A EP pode ser influenciada por alguns fatores, divididos em intrínsecos e
extrínsecos. Os fatores intrínsecos são aqueles que dependem exclusivamente da
condição do paciente, como qualidade e metabolismo ósseo, estado sistêmico do
paciente, hábitos e idade. Quanto aos fatores extrínsecos, conhecidos também como
fatores relacionados ao tratamento implantodôntico, são aqueles que dependem da
técnica cirúrgica, das características geométricas do implante (macro e micro
geometria) e dos protocolos de carregamento (Heinemann et al.,2015).
A densidade óssea varia dependendo da região dos maxilares, a
mandíbula apresenta osso mais cortical e a maxila apresenta osso mais medular. A
idade, o gênero e a condição de saúde do paciente podem também alterar a
densidade óssea (Heinemann et al., 2015). Segundo O'Mahony et al. (2000), a
densidade do osso cortical é de 1.7 – 2.0 /cm3, em contrapartida, a densidade do osso
medular é de 0.2 – 1.0 /cm3. Sendo que, a densidade óssea pobre incrementa o risco
de falha.
Em relação à técnica cirúrgica, o procedimento tem que seguir dois
princípios básicos, o primeiro é a realização de uma cirurgia atraumática, ou seja,
evitar excesso de dano ao tecido ósseo para que permita manter células ósseas
viáveis a favor do processo de osseointegração (Javed e Romanos, 2010). A utilização
de compactadores ósseos tem sido de utilidade para evitar maior aquecimento nas
paredes, além de incrementar a densidade óssea em uma região de qualidade óssea
limitada. Esta compactação se traduz, desde o ponto de vista histológico, em um
aumento da área de contato osso/implante, conhecido como BIC, garantido melhor
EP (Summers, 1994). Pensando em manter a maior quantidade de células ósseas
viáveis, tem sido proposto na literatura a cirurgia guiada como uma alternativa de
26
tratamento atraumático já que o fato de não utilizar algum tipo de retalho
mucoperiosteal, evitará maior remodelação óssea (Merli et tal., 2008). A
subinstrumentação é outra forma de conseguir alta EP. Mediante esta técnica, o risco
do implante não ancorar é baixo já que permite compactação do tecido ósseo ao longo
das paredes ósseas e também evita qualquer risco de fenestração óssea. Existem
opiniões divididas quanto ao valor ideal de referência que garanta uma boa EP e que
possa servir de referência para o momento de carregamento. Um valor baixo de torque
predispõe ao insucesso e um valor excessivamente alto gera áreas de compressão o
que poderia levar à perda.
Após a inserção dos implantes dentários, a EP diminui nas seguintes
semanas, mas é uma fase momentânea que faz parte do processo de
osseointegração. A estabilidade secundária está relacionada à resposta biológica
óssea que acontece após a instalação. Finalmente a estabilidade terciária refere-se à
adaptação funcional do osso ao redor implante, baseada na EP e secundária, sobre
carga sendo o fator responsável pelo sucesso (Hasan et al., 2014),
2.4 Estudos em implantodontia
Tradicionalmente os estudos em implantodontia foram de natureza
histológica ou histomorfométrica, sendo considerados como o padrão ouro para
avaliar o processo de osseointegração mediante a mensuração do BIC (Bone implant
contact) (Mathieu et al., 2011a). Estudos imagenológicos mediante a análise de
radiografias, microtomografias e ressonâncias magnéticas, também tem sido
propostos para avaliar o processo de osseointegração. Porém, limitações quanto à
resolução das imagens e a presença de artefatos devido à composição metálica que
os implantes possuem, restringem sua aplicação na avaliação de EP (Shalabi et al.,
2007).
Os estudos mecânicos surgiram como uma boa alternativa para avaliação
da EP, dependendo do tipo de teste a ser realizado, eles podem ser classificados
como invasivos e não invasivos.
Embora os estudos mecânicos mostrem informações relevantes quanto ao
comportamento retentivo dos ID sob determinadas condições de trabalho, nem
sempre seus resultados podem ser extrapolados para situações clínicas. A aferição
27
da EP é uma situação com viés mais clínico do que laboratorial. Baseado neste
fundamento foram desenvolvidos os métodos não invasivos. Entre eles temos a
análise de ondas vibratórias e a análise de frequência de ressonância (AFR). A análise
de ondas vibratórias inicialmente foi utilizada na periodontia para mensurar a
capacidade de amortecimento do ligamento periodontal, mas também é de utilidade
na implantodontia para acompanhar o processo de osseointegração. O aparelho mais
conhecido é o Periotest® que por meio da conversão das ondas vibratórias em valores
numéricos, pode-se saber o grau de mobilidade que o implante apresenta. Existe uma
escala de – 8 até + 50, quanto menor for o valor, maior será o nível de EP (Javed e
Romanos, 2010).
Outro método não invasivos de quantificação de EP dos implantes é a AFR.
Em 1994, Meredith et al. foram os primeiros a descrever este método que baseia-se
na utilização de ondas eletromagnéticas que variam entre 3500 – 8500 KHz. As ondas
emitidas pelo aparelho e estimulam um transdutor que se encontra parafusado na
conexão protética do implante e após análise da onda eletromagnética de resposta, é
feita uma conversão do valor de KHz a valores de ISQ (coeficiente de EP). Existe uma
escala de valores de ISQ que variam entre 0 – 100; quanto maior for o valor de ISQ,
maior será a EP. Tem sido reportado na literatura que valores de ISQ entre 57 e 82
estiveram relacionados ao sucesso clínico, valores menores de 50 encontra-se
associado ao insucesso clínico. Este método quantitativo é de fácil execução e pode
ser realizado ao término da inserção do implante ou nos acompanhamentos pós-
operatórios (Mathieu et al., 2014; Javed e Romanos., 2010).
Kim et al.(2011) Avaliaram o efeito mecânico de dois tipos de implantes
cônicos, auto rosqueáveis e não auto rosqueáveis na EP. Os corpos de prova foram
blocos de poliuretano (Sawbone®) que apresentavam baixa densidade óssea
(densidade óssea 0,16 g/cm3). Foram utilizados 60 implantes com dimensões de 4mm
x 10mm divididos em dois grupos, sendo a única diferencia a presença ou não de
roscas autoperfurantes na região apical dos mesmos. Para o preparo do leito receptor
e instalação dos implantes nos blocos de poliuretano, foi utilizado um motor controlado
por computador. Este dispositivo registrou o TI por cada tipo de implante, sendo
mensurado cinco vezes. Todas as mensurações foram repetidas dez vezes por cada
grupo. Também foi utilizado a analise de frequência de ressonância e o teste de torque
de remoção para obter o valor de ISQ e o torque mínimo para remover completamente
28
o implante. Finalmente, o teste de tração (Push in and pull-out) foi realizado
considerando um carregamento de 2000 N em uma razão de 1mm/min. Os valores
estiveram baseados no análise da curva do pico resultante do gráfico
carga/deslocamento. Após a análise estatística, concluiu que os implantes
autorosqueáveis obtêm uma maior EP do que os implantes não autorosqueáveis
devido à compressão óssea lateral que incrementa a superfície de contato.
A acurácia em quantificar clinicamente os valores de EP preconizará o
sucesso do tratamento, mas os valores obtidos pelo motor cirúrgico ou pelo
torquímetro manual, nem sempre se encontram regulados, devido provavelmente ao
uso ou à falta de manutenção, o que poderia predispor ao erro em um momento chave
da osseointegração (Neugenbauer et al.2009). Neugenbauer et al.(2009) avaliaram a
precisão do torque de sete motores de diferentes marcas fazendo uma comparação
entre os valores de torque programados no motor e os valores obtidos por um
torquímetro localizado na ponta ativa. Em cada motor foram feitas 30 mensurações
por cada nível de velocidade e os resultados foram analisados e submetido a provas
estatísticas. Foram observados valores errôneos de torque, especialmente no
momento da colocação do ID. A maior diferença registrada foi de 15 Ncm. Os autores
concluíram que no mercado existem motores que não tem uma adequada calibração
do torque, além da falta de manutenção dos mesmos, e isso pode incrementar a
percentagem de perda de implantes.
Cougo (2014) avaliou comparativamente o efeito de diferentes desenhos
do corpo e das roscas de implantes dentários, empregando a técnica experimental da
fotoelasticidade. Para isto foram testados implantes Neodent® com interface protética
cone Morse, de 3,5 mm de diâmetro e 13 mm de comprimento, variando-se o desenho
dos implantes e das roscas entre: corpo cônico com dupla rosca (Alvim®), corpo
cilíndrico e dupla rosca (Titamax EX®) e corpo cônico com roscas duplas e
progressivas (Drive®). Realizou-se avaliação qualitativa da distribuição das tensões
geradas por incidência de cargas axiais e não axiais de 0,5 Kg, assim como avaliação
quantitativa da tensão nos terços cervical, médio e apical dos implantes, após
incidência destas cargas. Os resultados mostraram que o grupo Alvim® apresentou
maior concentração de tensões em relação aos outros grupos, comparando-se os
pontos cervicais. Em relação aos pontos médio e apicais não houve diferença
estatisticamente significante entre os grupos. Observou-se que os implantes com
29
corpo cônico e roscas duplas progressivas apresentam melhor distribuição das
tensões.
30
3. PROPOSIÇÃO
O presente estudo teve por objetivo avaliar comparativamente a
estabilidade primária de três tipos de implantes com diferentes macrogeometrias de
corpo e rosca, por meio da aferição do torque final de inserção, utilizando três
instrumentos e a análise de frequência de ressonância
Objetivos específicos:
Correlacionar os valores de torque final de inserção obtidos pelo motor cirúrgico
IChiropro® entre os grupos com os valores do coeficiente de EP (ISQ) obtidos pela
AFR (Ostell®).
Avaliar comparativamente a concordância de três métodos de aferição de EP
mediante os valores de TI mensurados pelo motor cirúrgico iChiropro®, Catraca
torquimetro cirúrgica Neodent® e o torquímetro digital µTorx Sparta®.
31
4. MATERIAL E MÉTODOS
4.1 Implantes utilizados:
Para realização deste estudo foram utilizados 24 ID de 3,5 mm x 13 mm da
marca comercial Neodent ® com conexão protética tipo cone Morse e apresentando
três tipos de macrogeometria (Alvim®, Drive® e Titamax EX®), sendo divididos em
três grupos de oito implantes.
Figura 1 - Implante cônico com roscas duplas simples.
Neodent cone Morse Alvim®
Figura 2 - Implante cônico com roscas duplas progressivas.
Neodent cone Morse Drive®:
Figura 3 - Implante cilíndrico com roscas duplas simples.
Neodent cone Morse Titamax Ex®:
32
Quadro 1 - Delineamento do estudo
Grupo Quantidade Tipo do implante
I 8 Implantes Neodent CM Alvim®
II 8 Implantes Neodent CM Drive®
III 8 Implantes Neodent CM Titamax Ex®
4.2 Delineamento do Estudo
Os implantes foram instalados por dois operadores devidamente treinados, em
um bloco de poliuretano retangular com densidade de 40 PCF-CP (Nacional ossos®
São Paulo - Brasil ) e dimensões de 13 cm de largura x 18cm comprimento x 4cm de
altura cp, motor cirúrgico IChiropro®. A instalação e o preparo dos leitos foram
realizados seguindo-se a sequência de fresas preconizada pelo fabricante. Foram
delimitados campos de trabalho unitários de forma quadrangular com uma área de 4
cm2, sendo os implantes instalados no centro até o nível da conexão protética. O kit
de implantes utilizado neste trabalho era novo, da marca comercial Neodent®.
Para a utilização do motor cirúrgico, foi acoplado um Ipad Air (Apple®) com o
software do próprio motor (iChiropro IOS App – Bien Air®) e o contra ângulo redutor
de velocidade 20:1, velocidade de 5 a 2000 rpm (L Micro Series Bien Air®). No
software foram configuradas tanto as rotações por minuto (800 rpm para fresagem e
30 rpm para inserção) quanto os valores de torque máximo permitido tanto na
utilização de cada fresa (45 N) quanto na inserção dos implantes (60N para implantes
Titamax ® e 70N para implantes Alvim® e Drive®), baseado nas recomendações
sugeridas pelo fabricante.
O software permitiu também registrar um arquivo com os valores de torque
obtidos por cada fresa do sistema (Figura 4) e mostrou um gráfico tipo plano
cartesiano, monstrando a variação do valor do torque e das rotações por minuto
durante a preparação dos leitos (Figura 5).
33
Figura 4. Exemplo do arquivo fornecido pelo software do iChiropro®, após inserção de cada
implante.
Figura 5. Exemplo de gráfico mostrando as rotações por minuto e os valores de torque
registrados pelo iChiropro® no uso de cada fresa.
34
Aferição da EP mediante os valores de TI
Os valores de torque foram verificados pelos seguintes dispositivos: Motor
cirúrgico iChiropro®, catraca torquímetro cirúrgica Neodent® e torquimetro digital
µTorx Sparta®). Após a instalação do implante, primeiro foi aferido e registrado o valor
em Newton do TI obtido pelo motor iChiropro® (Figura 6). Depois, foi adaptada a chave
de conexão para implantes cone Morse Neodent® à catraca torquímetro cirúrgica
Neodent® (Figura 7) para obter e registrar o valor desse TI (Figura 8). Da mesma
forma, a chave de conexão para implantes cone Morse Neodent® foi acoplada ao
torquímetro digital µTorx Sparta® para aferir e registrar o valor do torque (Figura 9).
Os dados foram armazenados em uma planilha de dados do Excell.
Figura 6: Aferição dos valores de torque com o motor cirúrgico iChiropro®
35
Figura 7. Catraca torquímetro cirúrgica e chave de conexão para implantes Cone
Morse da Neodent®.
Figura 8. Aferição dos valores de torque com a catraca torquímetro cirúrgica Neodent ®
36
Figura 9. Aferição dos valores de torque com o torquímetro digital µTorx
Sparta®
Para comparar os valores de torque final de inserção obtidos após as
aferições por cada instrumento, foi obtida a média dos valores por cada grupo de
estudo, com intuito de avaliar se houve variação gerada pela aferição consecutiva,
pelos três instrumentos que pudesse interferir nos resultados.
37
Aferição do da EP utilizando o AFR
A EP dos implantes foi mensurada mediante o AFR utilizando o aparelho
Osstell®. Para isso, foram inseridos no interior de cada implante um tipo de transdutor
chamado smart peg® (smart peg tipo 16, código 100388) que foi estimulado por uma
frequência vibratória a uma determinada frequência emitida por este aparelho. Foram
realizadas três mensurações em duas angulações diferentes, simulando o que seria
os sentidos vestíbulo-lingual e mesio-distal (Figura 10A e 10B), sendo obtida a média
dos valores para obter o valor de referência do coeficiente de estabilidade primaria
(ISQ). Na tela do aparelho aparece o valor do coeficiente de EP cujos valores são
categorizados segundo a Tabela 2.
Figura 10A e Figura 10B – Aferição da frequência de ressonância em duas angulações.
Análise estatística
Os resultados obtidos foram submetidos aos testes de Shapiro-Wilk e de
Brown-Forsythe para determinar se houve distribuição normal e homocedasticidade
das variâncias e ao ANOVA e Tukey com um nível de significância de 5 % para
comparar os valores de TI e ISQ. Também foi realizado um teste de correlação de
Pearson.
5. RESULTADOS
A B
38
Os testes de Shapiro-Wilk e de Brown-Forsythe mostraram que houve
distribuição normal e homocedasticidade das variâncias, respectivamente.
A análise dos dados (ANOVA e Tukey) revelou que os valores de torque
final de inserção (estabilidade primária) foram maiores para o implante Drive do que
para o Alvim (p=0.0039) e Titamax (p<0.0001), sendo que os valores observados para
o implante Titamax também foram menores (p<0.0001) do que aqueles observados
para o Alvim. A figura 11 mostra a distribuição dos valores de torque final de inserção,
medido pelo Ichiropro, de acordo com os tipos de implante utilizados.
Figura 11. Torque final de inserção (Média ± desvio padrão) de acordo com os tipos
de implante.
A lv im D r iv e T itam ax
0
2 0
4 0
6 0
8 0
To
rqu
e f
ina
l in
se
rçã
o (
N)
A análise dos dados (ANOVA e Tukey) revelou que o implante Drive
apresentou menor coeficiente de estabilidade (ISQ) quando comparado aos implantes
Titamax (p=0.0003) e Alvim (p=0.0082). Entretanto, os implantes Titamax e Alvim não
apresentaram diferenças estatisticamente significantes (p=0.3636) entre si. A Figura
Corpo cônico Roscas duplas
simples
Corpo cônico Roscas duplas Progressivas
Corpo cilíndrico Roscas duplas
simples
39
12 mostra o coeficiente de estabilidade do implante medido pela análise de
ressonância com o Osstell®.
Figura12. Coeficiente de estabilidade (média ± desvio padrão) de acordo com os tipos
de implante.
O teste de correlação de Pearson (rP) revelou que não houve correlação
entre o torque final de inserção e o Coeficiente de estabilidade do implante para os
implantes Alvim (rS=0.28, p=0.51), Drive (rS=0.63, p=0.097) e Titamax (rS=0.43,
p=0.29), indicando independência entre as duas variáveis.
A lv im D r iv e T itam ax
7 0
7 2
7 4
7 6
7 8
8 0
An
áli
se
de
re
ss
on
ân
cia
(IS
Q)
Corpo cônico Roscas duplas
simples
Corpo cônico Roscas duplas Progressivas
Corpo cilíndrico Roscas duplas
simples
40
A Figura 13 mostra as médias dos valores de torque obtidos pelo motor cirúrgico
iChiropro, catraca cirúrgica e torquímetro digital.
Figura 13. Torque final de inserção de acordo com o método de aferição.
48.61
52.50 52.88
68.2170
71.5
60.31
65 65.5
0.00
10.00
20.00
30.00
40.00
50.00
60.00
70.00
80.00
Va
lo
re
s d
e To
qu
e d
e in
se
rç
ão
(N
)
Instumentos de aferição
iChiropro Catraca Torquímetrotorquímetro digital
Titamax
Drive
Alvim
41
Para avaliar se as medidas produzidas pelos três métodos são
equivalentes foi empregado o teste de correlação intraclasse (ICC) como mostram a
Figura 14 e a Tabela 1.
Figura 14. Correlação entre os valores de TI. A = catraca × digital, B = iChiropro × digital, C = catraca × iChiropro.
4 0 5 0 6 0 7 0 8 0
4 0
5 0
6 0
7 0
8 0
D ig ita l
Ca
tra
ca
T o r q u e f in a l in s e r ç ã o (N )
A L V IM
A
4 0 5 0 6 0 7 0 8 0
4 0
5 0
6 0
7 0
8 0
D ig ita l
Ich
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Tabela 1. Comparação entre os métodos de aferição de TI.
Implante Comparação entre os
métodos ICC p Replicabilidade
Alvim
Ichiropro x Catraca 0.24 0.2541 Ruim
Ichiropro x Digital 0.70 0.0199 Média a Boa
Catraca x Digital 0.21 0.2801 Ruim
Drive
Ichiropro x Catraca 0 0.5820 Ruim
Ichiropro x Digital 0.004 0.4889 Ruim
Catraca x Digital 0.04 0.4503 Ruim
Titamax
Ichiropro x Catraca 0 0.9462 Ruim
Ichiropro x Digital 0 0.7581 Ruim
Catraca x Digital 0.06 0.4325 Ruim
Tanto a análise (ICC), quanto a Tabela 1 revelaram que a replicabilidade
entre os três métodos foi pouco influenciada pelo tipo de implante, sendo que esta foi
ruim entre os métodos para quase todos eles, exceto para o implante Alvim, cuja
relação entre o método Ichiropro e digital se mostrou boa.
43
6. DISCUSSÃO
As modificações no desenho macro e microgeométrico visam reduzir o
número de sequência de brocas, diminuir a quantidade de tecido ósseo a ser removido
e gerar menores áreas de aquecimento. Facilitando assim a inserção dos implantes,
aumentando a área de superfície de contato e também é obtida uma área que
apresenta uma quantidade maior de células ósseas viáveis para interagir com o
titânio, tendo maior chance de sucesso no tratamento implantodôntico.
Com o objetivo de comparar somente a influência do desenho
macrogeométrico nos valores de TI e valores de FRA, todos os implantes
apresentaram o mesmo tipo de conexão protética, tamanho e diâmetro. Desta forma
utilizou-se implantes do mesmo diâmetro (3,5mm), mesmo comprimento (13mm) e
mesma conexão protética (cone Morse), para que as variáveis fossem somente as
características que se propôs avaliar, o desenho do corpo dos implantes (cilíndrico ou
cônico) e o desenho das roscas dos implantes. Isto concorda com os estudos
realizados por Jimbo et al. (2014), Wu et al. (2012) e Ahn et.al (2012) que também
compararam implantes com as mesmas dimensões. A utilização de ID com diferentes
diâmetros e comprimentos limitaria a comparação dos valores de TI e AFR, pelo fato
de não ter as mesmas dimensões, podendo existir incoerência dos valores.
A EP pode ser influenciada pela alteração da sequência de brocas e pelo
grau de atrito que existe entre a superfície óssea e o ID (Jimbo et al. 2014). No nosso
estudo, a sequência de fresas foi realizada segundo as orientações do fabricante para
cada tipo de implante instalado. As rotações por minuto também foram
preestabelecidas para que fossem iguais em todos os grupos de estudo. Porém, na
parte clínica, alterações na sequência de fresas ou rotações por minuto, sub preparo
da cavidade óssea ou associar alguma outra técnica cirúrgica podem ser
preconizadas frente a algumas situações de pobre densidade óssea.
Para a realização de testes biomecânicos podem ser empregados corpos
de prova, sendo que estes podem ser produzidos em laboratório com material sintético
(poliuretano, poliamida, acrílico, etc) por meio de técnicas de prototipagem rápida ou
replicação, com o objetivo de simular a anatomia óssea ou simplesmente utilizando
segmentos sintéticos ou ósseos derivados de animais e cadáveres ou vegetais.
44
Dentre dos substratos ou corpos de prova de origem animal temos às mandíbulas
cadavéricas humanas, mandíbulas frescas de carneiro, costelas bovinas e de porco
(Baccarin et al., 2013).
A utilização de blocos de poliuretano nos estudos mecânicos está baseada
na semelhança do módulo de elasticidade que eles apresentam com o tecido ósseo e
também na possibilidade de poder utilizar densidades padronizadas ou customizadas,
já que a obtenção de corpos de prova com densidades semelhantes utilizando outros
substratos, como o osso, é difícil de ser atingida, devido à heterogeneidade da
configuração anatômica que eles possuem (Elias et al., 2014). Existe também o
poliuretano injetável que é especialmente utilizado para reproduzir diversas formas de
ossos, mas a densidade não é homogênea na sua conformação toda, o que limita seu
uso para alguns tipos de estudos comparativos. Os blocos de poliuretano apresentam
uma densidade uniforme, sendo este o fundamento para a escolha deste tipo de corpo
de prova neste estudo. A densidade de 40 PCF que é igual a 0,64 g/cm3, isto
representa uma densidade muito similar a um tipo de densidade óssea II na
classificação de Lekholm & Zarb, o que garante a possibilidade de comparação do
comportamento bmecânicos dos três tipos de implantes sob um padrão de densidade
regular.
Na utilização de blocos ósseos de origem bovino ou suíno existe a
possibilidade de obter valores de TI variados, devido a que as propriedades naturais
do osso (biomecânicas, densidade, rigidez e dureza) são alteradas pelas mudanças
do trabeculado e também pelo tempo de obtenção do mesmo, podendo não ser
regular em toda superfície (Elias et al., 2014). Se for utilizado osso de animal que
sofreu algum processo de fixação com Formol, dependo do tempo de conservação,
os valores de ISQ podem ser alterados (Kazuya et al., 2014).
A utilização de osso de cadáver também tem sido reportado na literatura
(Akça et al.,2010; Akkocaoglu et al.,2007; Akkocaoglu M.,2005), mas limitações
quanto às condições de manutenção, tempo de obtenção para que o osso possa
manter suas propriedades, além de possiblidade de existir problemas éticos, limitam
sua utilização. Provavelmente existam mais desvantagens que vantagens quando da
utilização de osso de origem animal ou humano, ou exista a necessidade de tomar
algumas medidas para controlar a inferência de alguma variável interveniente.
45
O comportamento do corpo de prova pode ser afetado pelo tipo de teste
mecânico a ser realizado, quando realizados testes mecânicos de torque de remoção
em blocos de poliuretano, estes geralmente apresentam um valor menor quando
comparado com os valores de TI, isto devido às propriedades viscoelásticas fracas
que o poliuretano possui ao teste de torque de remoção (Ahn et al. 2012). Também
tem sido relatado a utilização de blocos de polietileno em estudos biomecânicos
apresentando vantagens quando submetidos a testes de torque de remoção, devido
ao bom comportamento que apresenta quando são realizados os dois tipos de testes
(TI e torque de remoção), fazendo que os valores obtidos de TI e de remoção não
tenham grande discrepância (Elias et al. 2014), mas no presente estudo tentou-se
simular testes que possam ser aplicados tanto na prática clínica quanto de forma
laboratorial, não sendo desconsiderado o teste de torque remoção devido a sua falta
de expressão para extrapolação clínica.
A aferição clínica do TI, independente do método a ser utilizado, permite
ter um parâmetro inicial de maior chance de osseointegração e tempo certo de
carregamento, porém ainda não foi definido na literatura o padrão ouro de aferição de
EP. Por isso surgiram algumas outras ferramentas de aferição como é a AFR para
conseguir mais uma referência de comparação. Magno Filho et al. (2014) obtiveram
uma correlação positiva entre os valores de TI e ISQ em implantes instalados em
mandíbula e maxila. Mas o fato de achar uma correlação forte entre os valores de TI
e ISQ é controverso na literatura, Degidi et al. (2010) não obtiveram uma correlação
forte entre os valores de TI e ISQ em implantes instalados na mandíbula. Eles
ressaltaram que os dois métodos são considerados como opções válidas para
mensurar a EP, mas cada teste avalia dois tipos de forças diferentes. A aferição do TI
indica a resistência às forças de cisalhamento e o a AFR indica a resistência do
implante à flexão. Isso associado à macrogeometria do implante e ao tipo de
densidade óssea utilizada pode intervir nos resultados de cada estudo. Embora no
presente estudo a densidade do bloco de poliuretano tenha sido padronizada, assim
como o diâmetro, comprimento e conexão protética dos implantes, não houve
correlação entre os valores de TI e ISQ. Provavelmente isto se deva ao fato de que
nos implantes dentários de corpo cilíndrico e cônico, existe uma diferença de volume
devido à diminuição progressiva do diâmetro no implante cônico e a manutenção do
diâmetro no implante cilíndrico, exceto na região apical. Desta forma, há diminuição
46
da área total de interface substrato implante, o que poderia explicar a obtenção de
valores mais altos de ISQ pelo implante Titamax® (Corpo cilíndrico) do que os obtidos
pelo implante Drive® (Corpo Cônico).
Quanto ao TI, o implante tipo Drive® foi o que teve o valor mais alto, sendo
estatisticamente significante quando comparado com implantes tipo Titamax® e
Alvim®. Isto pode dever-se ao fato que o implante tipo Drive® apresenta um formato
tipo cônico que garante uma capacidade de compressão alta nas paredes do leito
devido ao formato divergente que o corpo apresenta. O fato de ter um formato de
roscas duplas progressivas e apresentar um tipo de rosca trapezoidal contribui ainda
mais com o fornecimento de uma maior área de contato, além de ter capacidade de
compactação entre as roscas e, ao mesmo tempo, facilitar sua inserção. O implante
Alvim® apresentou maior valor de TI quando comparado ao implante Titamax®,
resultados similares foram obtidos por Costa Valente et al. (2015). O implante Alvim®
também apresenta um formato de corpo cônico, mas o tipo de rosca é de tipo simples
com formato trapezoidal reverso. Este tipo de implante também garante a obtenção
de um valor de torque final de inserção alto. O formato do implante tipo Titamax®
obteve os valores mais baixos de TI, devido provavelmente a que, além de ser um
implante com formato de corpo tipo cilíndrico o que diminui a capacidade de
compactação, o fato de ter um passo de rosca reduzido e ter um tipo de rosca mais
triangular do que trapezoidal, contribuem mais com a facilidade de inserção do que
com o travamento mecânico devido à diminuição de superfície de contato.
As alterações quanto à capacidade de corte das roscas na região apical
guiam a instalação do implante, preparando um leito de menor diâmetro o que permite
uma melhor ancoragem (Jimbo et al. 2014). A inserção inicial precisa de pouca
resistência durante o inicio da instalação e boa estabilidade na parte final da mesma,
isto acontece no formato de roscas duplas progressivas que pertence ao implante tipo
Drive®. Quando entrarem em contato com o osso, em uma giro de 360° permite a
inserção de uma maior quantidade de espiras, o que se traduz em uma maior
compactação óssea em um menor tempo de inserção (Abuhussein et al. 2010). Os
resultados deste estudo corroboram com estas afirmações.
As médias dos valores de torque obtidos pelo motor cirúrgico iChiropro,
catraca cirúrgica e torquímetro digital (Figura 13) evidenciam que os valores obtidos
pelo torquímetro digital foram superiores tanto aos valores obtidos pela catraca
47
torquímetro manual quanto aos obtidos pelo motor iChiropro®. Isto demonstra que não
houve perda da estabilidade pela aferição do torque devido à ordem das
mensurações, já que depois dos implantes serem instalados pelo motor, para
mensurar o valor de TI com a catraca torquímetro e torquímetro digital a chave de
conexão foi encaixada no instrumento e foi realizado um leve giro em sentido horário
para determinar o valor de TI. Estas prováveis micromovimentações poderiam
influenciar nos valores de TI, mas os resultados obtidos evidenciam que não houve
piora da EP nas aferições realizadas, e também não houve variação significativa do
valor de TI. Segundo Rajatihaghi et al. (2013) em uma situação clínica, isto poderia
ter relevância, sendo a capacidade táctil e a experiência do operador determinantes
da interferência da aferição na EP. No entanto, no presente estudo os três métodos
foram aplicados ao mesmo implante de maneira sequencial para fins comparativos.
A análise fotoelástica comparativa realizada por Cougo (2014) mostrou que
o implante Alvim® apresentou maior concentração de tensões em relação aos Drive®
e Titamax® na região cervical. Em relação aos pontos médio e apicais não houve
diferença estatisticamente significante entre os grupos. Observou-se que os implantes
com corpo cônico e roscas duplas progressivas (Drive®) apresentam melhor
distribuição das tensões. Os resultados obtidos no presente estudo mostram que o
implante Drive® apresentou maior valor de TI em relação ao Titamax® e ao Alvim®, do
qual difere principalmente em relação ao desenho das roscas. Provavelmente estes
resultados traduzam momentos diferentes em relação a indicação clínica. Ou seja, no
momento inicial o desenho do implante Drive® (Cônico) favoreceria a estabilidade
primária em relação ao Titamax® (cilíndrico) e durante o carregamento destes
implantes após a reabilitação o implante Alvim® teria maior tendência a concentrar
tensões na região cervical, o que pode predispor a perda óssea. Embora não seja
possível transpor estes resultados diretamente para clínica, parece que o desenho do
implante com corpo cônico e roscas duplas progressivas (Drive®), é mais favorável a
estabilidade primária e a manutenção da altura da crista óssea a longo prazo em sítios
cirúrgicos de igual densidade óssea.
A aferição do TI pode ser realizada por vários métodos, e a escolha do tipo
de instrumento a ser utilizado vai depender da preferência do operador. Este trabalho
utilizou três tipos de instrumentos de aferição, o contra ângulo acoplado ao motor
cirúrgico iChiropro®, a catraca torquímetro cirúrgica Neodent® e o torquímetro digital
48
µTorx Sparta®. Isto foi realizado como parte da metodologia para verificar a
confiabilidade dos valores aferidos pelo contra ângulo acoplado ao motor e pela
catraca torquímetro cirúrgica, visto que são os métodos mais utilizados na prática
clínica e para verificar se estava-se obtendo dados de TI confiáveis para comparação
dos diferentes desenhos de implante deste estudo. O torquímetro digital surge como
uma alternativa de instrumento de mensuração, pois permite quantificar o valor de
torque obtido. Segundo os dados deste trabalho, apesar dos dispositivos de aferição
tenham sido novos e calibrados, além de ter estabelecido o mesmo padrão de
densidade óssea e as mesmas dimensões dos implantes para todos os grupos, não
foi obtida uma replicabilidade boa ou excelente quando comparado os valores de TI
em todos os grupos de estudos, o que provavelmente impediria sua comparação. Por
outro lado, os valores obtidos por cada dispositivo não foram muito discrepantes, mas
quando submetidos a provas estatísticas os resultados mostraram o contrário. Talvez
este resultado se deva a própria característica de cada dispositivo, por exemplo, a
catraca torquímetro não fornece valores exatos como os outros dois métodos. Novos
testes mecânicos devem ser realizados para verificar a equivalência entre estes
dispositivos, além de trabalhos clínicos, com verificação da interferência clínica dos
valores de torque final de inserção.
49
7. CONCLUSÃO
De acordo com a metodologia empregada, foi possível concluir que:
A macrogeometria de corpo e rosca dos implantes dentários interferem na
estabilidade primária;
Implantes cônicos apresentam mais estabilidade do que implantes cilíndricos;
A geometria de roscas duplas progressivas oferece maior estabilidade primária
em relação às roscas duplas simples;
Não houve correlação entre torque final de inserção e o coeficiente de
estabilidade aferido pela análise de frequência de ressonância;
Não houve correlação dos valores de toque final de inserção obtidos pelos
dispositivos motor cirúrgico iChiropro®, catraca torquímetro cirúrgica Neodent®
e torquimetro digital µTorx Sparta®.
50
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