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UNIVERSIDADE DO SAGRADO CORAÇÃO
MAURICIO ANDRADE BARRETO
AVALIAÇÃO MECÂNICA DA PRÓTESE PARCIAL FIXA IMPLANTO-
SUPORTADA COM CANTILÉVER NUM ENSAIO DE FADIGA
BAURU 2007
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UNIVERSIDADE DO SAGRADO CORAÇÃO
MAURICIO ANDRADE BARRETO
AVALIAÇÃO MECÂNICA DA PRÓTESE PARCIAL FIXA IMPLANTO-
SUPORTADA COM CANTILÉVER NUM ENSAIO DE FADIGA
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, sob orientação do Prof. Prof. Dr. Hugo Nary Filho e co-orientação do Prof. Dr. Carlos Eduardo Francischone.
BAURU
2007
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Barreto, Mauricio Andrade
B273a Avaliação mecânica da prótese parcial fixa implanto-suportada com cantiléver num ensaio de fadiga/ Mauricio Andrade Barreto--2007.
111f.
Orientador: Prof. Dr. Hugo Nary Filho e Prof. Dr. Carlos Eduardo Francischone
Dissertação de Mestrado (Odontologia) – Universidade do Sagrado Coração – Bauru – SP.
1.Implantologia 2.Implantes dentários 3.Fadiga cíclica 4.Prótese sobre implantes 5. Cantiléver 6.Forças oclusais I.Nary Filho, Hugo II. Francischone, Carlos Eduardo III.Título.
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VAI ENTRAR CÓPIA DA ATA DA DEFESA
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A Deus, Por ser criador de todos, por dar-me luz e força para a realização do curso e a culminância deste trabalho. A meus pais, Nelson e Hilda, Exemplos de dedicação e amor familiar. À minha esposa, Cláudia, Por seu carinho, sensibilidade e dedicação familiar. Ao meu filho João, Por representar o presente maior que a vida pôde me dar. A meus irmãos: Márcio e Ana Paula, Por meu orgulho de ser irmão de pessoas tão boas. Aos amigos: Morbeck Leal e Luciano Castellucci, Pelo imenso valor de uma amizade. A tantas pessoas aqui não citadas, Mas que existem para fazer o bem. Dedico este trabalho.
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AGRADECIMENTOS
Ao meu orientador, Prof. Hugo Nary Filho, que nos inspirou no idealismo da pesquisa. Ao meu co-orientador, Prof. Carlos Eduardo Francischone, também pela inspiração à pesquisa, pelo dinamismo e apoio irrestrito. Ao Prof. Dr. Luiz Fernando Pegoraro, Diretor da Faculdade de Odontologia de Bauru – FOB/USP, pela permissão de uso da máquina eletromecânica de fadiga (ELQUIP). Ao Prof. Dr. Paulo Henrique Orlato Rossetti, pelo suporte na realização do ensaio de fadiga, análise estatística e tradução para a língua inglesa. Aos professores do Departamento, José Gilmar Batista, Simone Soares e Luis Padovan, pelo suporte essencial nas atividades clínicas. Ao técnico de laboratório, Nelson Queiroz, do Departamento de Dentística da Faculdade de Odontologia de Bauru – FOB/USP, pela confecção das próteses utilizadas no estudo. Aos colegas Roberto Sidney, Ronaldo Brum, Gonçalo Sobreira, Ronaldo Barcellos, José Márcio e Paulo Nary, pela alegria de uma convivência marcada pela união e amizade. Às funcionárias Aparecida Pinto, Romana Cruz, Rosa Massoca, Vanilza de Assis, pelo cuidado maior e carinho com os pacientes. À empresa EXOPRO S/A – P.I. Branemark Philosophy™, em nome do Prof. Dr. Carlos Eduardo Francischone, pela cessão de uma parte do material utilizado neste trabalho. A todos os amigos e conhecidos que, de alguma forma, contribuíram para a realização deste curso.
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O dia mais belo? Hoje. A coisa mais fácil? Errar.
A raiz de todos os males? O egoísmo. A mais bela distração? O trabalho.
O melhor remédio? O otimismo. A maior satisfação? O dever cumprido. A força mais potente do mundo? A fé.
As pessoas mais necessárias? Os pais. A mais bela de todas as coisas? O amor.
Madre Teresa de Calcutá
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RESUMO
Problema: O cantiléver representa um fator de risco para as próteses parciais fixas sobre implantes. Proposição: O objetivo deste estudo foi avaliar o torque de desrosqueamento e alinhamento do parafuso de uma prótese implanto-suportada com pilar e um cantiléver num ensaio de fadiga. Método: Implantes de plataforma hexagonal externa (13mm de comprimento e 4,1mm de diâmetro) foram posicionados em cilindros de PVC para instalação de próteses parciais fixas parafusadas e cimentadas com um cantiléver distal único de 10mm. Todas as próteses foram confeccionadas de uma liga de Ni-Cr-Be e os parafusos foram apertados em 32N.cm. O torque e o destorque foram mensurados antes da fadiga cíclica (500 mil ciclos, 2Hz, 50N, em água deionizada a 37°C) por três vezes, com intervalos de dois minutos entre as mensurações e uma única vez depois da ciclagem. Resultados: No grupo parafusado, a média dos destorques iniciais foi de 25,2 + 2,9N.cm e o destorque final foi de 22,7 ± 0,9N.cm (P=0,049 Teste de Wilcoxon). No grupo cimentado, a média dos destorques iniciais foi de 27,67 + 1,92N.cm e o destorque final foi de 24,7 + 1,55N.cm. (p=0,002 Teste t pareado). Foi observada diferença significativa entre a média dos destorques pré-fadiga e o destorque pós-fadiga em ambos os grupos. Não foram encontradas alterações significativas no alinhamento do parafuso da prótese. Conclusão: O ensaio de fadiga cíclica influencia o valor do destorque e não influencia o alinhamento do parafuso de uma prótese parcial fixa implanto-suportada com cantiléver. Implicação clínica: Deve-se evitar contatos oclusais nos cantiléveres nas próteses parciais fixas implanto-suportadas na zona estética. Palavras-chave: implantes dentários, fadiga cíclica e prótese sobre implantes, cantiléver, forças oclusais.
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ABSTRACT
Problem: Cantilevered fixed partial prosthesis represents a risk factor in implant prosthodontics. Purpose: The aim of this study was to verify torque and detorque values before and after cyclic loading. Material and methods: External hexagon implant replicas (13mm-length, 4.1mm-diameter) were mounted in PVC rings and received screwed and cemented implant-supported fixed prosthesis with one cantilever unit (10mm). All prostheses were cast in Ni-Cr-Be alloy and torque tightened to 32Ncm. Detorque and torque values were registered three times after two-minute intervals, before and after cyclic a cyclic loading protocol (500.000 cycles, 2Hz, 50N, deionized water at 37°C). Results: In the screwed group, initial and final mean detorque values were 25.2 + 2.9N.cm and 22.7 ± 0.9N.cm, respectively. In the cemented group, initial and final mean detorque values were 27,67 + 1,92N.cm and 24,7 + 1,55N.cm, respectively. Significant statistically differences between mean detorque values before and after cyclic loading were observed in the screwed (P=0.049, Wilcoxon Test) and cemented (P=0.002, Paired t-test) groups. No significant alterations were found in screw alignment. Conclusions: The cyclic loading test influences on the detorque values without compromising the screw alignment in a cantilevered, implant-supported fixed partial prosthesis. Clinical implications: Occlusal contacts must be controlled in the cantilévered implant-supported fixed prosthesis for the esthetic zone. Key words: dental implants, cyclic loading, implant-supported fixed prosthesis, cantilever, oclusal loads.
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LISTA DE ILUSTRAÇÕES
Figura 1 – Altura média da papila gengival entre implantes em humanos representados na
curva de normalidade de Gauss. Circundado em verde, temos representado o pequeno grupo de pacientes com baixo risco estético (N = número de pacientes e mm = altura da papila em milímetros). ....................................................................................................... 16
Figura 2 a e b – Comparação entre o resultado clínico com a utilização de um ou dois implantes na maxila anterior. Observe a presença da papila quando se utiliza apenas um implante............................................................................................................................. 17
Figura 3 – Terminologia de filete de rosca (SHIGLEY, 1983)...................................................... 20 Figura 4 – Geometria de roscas de parafusos: a) rosca nacional americana ou rosca unificada;
b) rosca quadrada; c) rosca Acme (SHIGLEY, 1983).......................................................... 21 Figura 5 a e b – a) Desenhos atuais de parafusos: parafuso de titânio, liga de ouro paládio com
poucas roscas e pescoço longo para facilitar a elongação. Parafusos com superfície para reduzir a resistência friccional: titânio recorberto com terflon (TorqTite, Steri-Oss) e liga de ouro paládio recoberto com ouro puro (Gold-Tite, Implant Innovations); b) Aspecto do parafuso de titânio sem superfície tratada utilizado no estudo. ........................................ 21
Figura 6 – Junta aparafusada (SHIGLEY, 1983). ........................................................................ 25 Figura 7 – Gráfico fadiga versus pré-carga (PATTERSON; JOHNS, 1992). ................................ 27 Figura 8 a e b – Sistema de fixação por parafusos usados no estudo. a) Conjunto com
implante, pilar e parafuso desarticulados; b) Conjunto único já tendo o parafuso recebido o torque............................................................................................................................. 28
Figura 9 – Forças axiais no abutment, no parafuso do abutment e no implante depois do torque de 20N.cm (SAKAGUSHI; BORGERSEN, 1995).................................................................. 36
Figura 10 – Tensão axial no abutment, parafuso do abutment e implante depois de 20N.cm (SAKAGUCHI; BORGERSEN, 1995). .................................................................................. 36
Figura 11 a, b e c – Padrão de relacionamento das roscas após o torque. Observe a íntima relação das superfícies contatantes na vertente superior da rosca. ................................. 38
Figura 12 a e b – Detalhe do corpo de prova e com implante posicionado. .............................. 80 Figura 13 a e b – Microscópio de Perfil Mitutoyo. a) vista frontal; b) Vista de perfil. ................. 81 Figura 14 – Vista do parafuso no microscópio de perfil Mitutoyo. ............................................ 81 Figura 15 – Componente de plástico com base pré-fabricada usado para a prótese parafusada.
.......................................................................................................................................... 82 Figura 16 a e b – Detalhe da prótese parafusada (a) e cimentada (b). ....................................... 83 Figura 17 – Detalhe do pilar estético para prótese cimentada. .................................................. 83 Figura 18 a e b – Torquímetro analógico (Tohnichi BTG60CN) ................................................. 84 Figura 19 – Torquímetro analógico no momento da mensuração do torque. ............................ 85 Figura 20 – Base metálica para imobilização do corpo de prova............................................... 86 Figura 21 a e b – Máquina de ciclagem e detalhe da ponta ativa. .............................................. 87 Figura 22 a, b e c – Estado clínico e radiográfico inicial e subseqüente enxerto ósseo. ..........110 Figura 23 a, b e c – Implante instalado e volume obtido do tecido gengival. ............................110 Figura 24 a, b e c – Prótese provisória antes e após a instalação. ...........................................111 Figura 25 a, b e c – Prótese final antes e após a instalação. Observar preservação da papila. 111
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LISTA DE TABELAS
Tabela 1. Valor do torque e destorque (N.cm) antes e após o ensaio de fadiga. Grupo de
próteses parafusadas. ....................................................................................................... 88
Tabela 2. Valor do torque e destorque (N.cm) antes e após o ensaio de fadiga. Grupo de
próteses cimentadas. ........................................................................................................ 89
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SUMÁRIO
INTRODUÇÃO .........................................................................................................................14
CAPÍTULO 1 – REVISÃO DE LITERATURA .........................................................................20
1.1 – CARACTERÍSTICAS DOS PARAFUSOS ........................................................................ 20
1.2 – A PRÉ-CARGA DOS SISTEMAS PARAFUSADOS.......................................................... 25
1.3 – O TORQUE.................................................................................................................... 28
1.4 – O FENÔMENO DO AFROUXAMENTO DO PARAFUSO .................................................. 39
1.5 – INFLUÊNCIA DO TIPO DE CONEXÃO ............................................................................ 46
A) Conexão de hexágono externo .................................................................................................................. 46
B) Conexão interna ........................................................................................................................................... 48
C) Implante largo x regular .............................................................................................................................. 51
D) Comparações entre os tipos de conexões .............................................................................................. 52
1.6 – INFLUÊNCIA DO GRAU DE ADAPTAÇÃO PASSIVA E O TIPO DE LIGA........................ 58
1.7 – INFLUÊNCIA DO CANTILÉVER...................................................................................... 69
1.8 – INFLUÊNCIA DO FATOR TEMPO E O NÚMERO DE TORQUES ..................................... 73
CAPÍTULO 2 – PROPOSIÇÃO ...............................................................................................77
CAPÍTULO 3 – MATERIAL E MÉTODO.................................................................................78
3.1 – MATERIAIS.................................................................................................................... 78
3.2 – MÉTODOS ..................................................................................................................... 79
3.2.1 – Estabelecimento dos grupos .............................................................................................................. 79
3.2.2 – Confecção do corpo de prova ............................................................................................................ 79
3.2.3 – Descrição do microscópio de perfil................................................................................................... 80
3.2.4 – Confecção das próteses...................................................................................................................... 82
3.2.5 – Realização do torque e destorque pré-fadiga.................................................................................. 84
3.2.6 – Descrição do protocolo de fadiga...................................................................................................... 86
3.2.7 – Realização do destorque pós-fadiga................................................................................................. 87
3.3 – ANÁLISE ESTATÍSTICA ................................................................................................ 87
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS...............................................................................................88
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CAPÍTULO 5 – DISCUSSÃO...................................................................................................90
5.1 – A DIMINUIÇÃO DO DESTORQUE PÓS-FADIGA............................................................. 92
5.2 – CARACTERÍSTICAS DO PARAFUSO DA PRÓTESE...................................................... 93
5.3 – O EFEITO CANTILÉVER NAS PSI.................................................................................. 94
5.4 – O TORQUE DE 32N.cm.................................................................................................. 95
REFERÊNCIAS ........................................................................................................................98
APÊNDICE .............................................................................................................................110
APÊNDICE A – CASO CLÍNICO.............................................................................................110
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INTRODUÇÃO
O fenômeno denominado osseointegração (ADELL et al., 1981) corresponde à
incorporação de tecido ósseo às minúsculas irregularidades de titânio observada
primeiramente na regeneração da fratura induzida com uma câmara óptica metálica
implantada na tíbia de um coelho. Em seqüência, iniciou-se uma espetacular era de
aprimoramento tecnológico que possibilitou a aplicação deste conceito em diversas
áreas biomédicas.
Para a substituição de elementos dentários ausentes em humanos, foi
desenvolvido um implante de titânio puro em forma de parafuso. Este foi inicialmente
instalado nas mandíbulas de cães, possibilitando a reabilitação com próteses
parciais fixas que permitissem a função mastigatória. Em 1965, este procedimento
pôde ser realizado, de forma incipiente, em humanos (BRANEMARK, 1985).
Desde então, os implantes osseointegráveis vêm sendo exaustivamente
estudados e aplicados em humanos e, no atual momento, são considerados uma
modalidade terapêutica consagrada para tratamento do edentulismo. Atualmente,
estão disponíveis diversos estudos de acompanhamento longitudinal mostrando a
segurança da técnica no tratamento do edentulismo unitário (JEMT et al., 1990;
LANEY et al., 1994; GIBBARD; ZARB, 2002; ELKHOURY et al., 2005; LEVIN et al.,
2006), parcial (BAHAT, 2000; BUSER et al., 2002; MUCHE et al., 2004; ROMEO et
al., 2004) e total (Van STEENBERGHE et al., 1997; FERRIGNO et al., 2002;
RAGHOEBAR et al., 2003; NYSTROM et al., 2004; ROMEO et al., 2004).
O período decorrido, de 1965 aos dias de hoje, constitui 41 anos de estudo e
aplicação clínica do conceito de osseointegração. Neste período, houve o
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estabelecimento e a evolução de critérios de sucesso (ALBREKTSSON et al., 1986).
Inicialmente, buscava-se um implante que pudesse ser imóvel, com perda óssea
mínima e não deixasse seqüelas dolorosas, infecciosas ou com alterações das
funções neurológicas sensitivas ou motoras. No início dos anos 1990, os critérios de
sucesso contemplaram também a expectativa estética do cirurgião-dentista e do
paciente (SMITH; ZARB, 1989), além do já estabelecido êxito mastigatório e
fonético. Porém, do ponto de vista estético, o caminho a se percorrer ainda é muito
longo. O ponto crítico está no volume e contorno dos tecidos moles na região
anterior da maxila. A questão é de tal relevância que alguns autores (LANGER et al.,
2003) consideram o tratamento da zona estética com implantes osseointegráveis um
dilema de decisão clínica.
Neste contexto, a presença ou ausência da papila gengival entre dentes
(TARNOW et al., 1992), dentes e implantes ou entre implantes (TARNOW et al.,
2003) tem recebido muita atenção dos clínicos nos últimos 15 anos, visto que o
preenchimento da maior parte da ameia proximal pela papila é determinante para a
obtenção de uma composição dental-gengival agradável (KAN et al., 2003; PRIEST,
2003).
Tarnow et al. (2003), num estudo clínico, mensuraram a altura de papila
gengival entre implantes e encontraram uma média de 3,4mm, variando de 1 a 7mm.
Comparando este resultado, a altura média da papila entre dentes (5mm), este valor
implica uma deficiência de 1 a 2mm e isso tem implicações estéticas importantes
quando aplicado à maxila anterior.
Analisando estes dados sob a ótica da curva de normalidade proposta pelo
alemão Johan K. F. Gauss (1777-1855) (ANDERSON, 2002), que representa a
maioria das mensurações na biomedicina, e considerando que o êxito estético
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depende, em grande parte, da estética dos tecidos moles periimplantares, vemos
que a maioria dos pacientes terá um resultado estético sofrível se tratado com
implantes osseointegráveis à luz dos conhecimentos atuais (FIGURA 1).
Figura 1 – Altura média da papila gengival entre implantes em humanos representados na curva de normalidade de Gauss. Circundado em verde, temos representado o pequeno grupo de pacientes com baixo risco estético (N = número de pacientes e mm = altura da papila em milímetros).
Para minimizar este problema, muitos procedimentos têm sido propostos para
preservar ou recuperar a integridade dos tecidos moles na zona estética, sejam
estes de cunho cirúrgico (SCARSO et al., 2001; NASR, 2006; OH et al., 2006;
STEIGMANN et al., 2006) ou protético (DONITZA, 2000; SCARSO et al., 2001;
LESAGE, 2006; NASR, 2006). Apesar do esforço já realizado, há um vasto e urgente
campo para investigação e pesquisa.
A situação clínica discutida neste trabalho se refere à ausência de dois dentes
contíguos na zona estética, em particular, a ausência dos incisivos central e lateral
superior. A sugestão terapêutica para tratar a ausência de dois dentes contíguos na
zona estética é a instalação de um implante para a substituição de dois dentes
perdidos (TARNOW, 2003; BARRETO, 2005) (FIGURA 2). Por exemplo, na
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mm 1 3
N
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ausência das unidades 11 e 12 ou 21 e 22, pode-se instalar apenas um implante na
região do incisivo central superior. Especula-se que este procedimento pode
apresentar um melhor desempenho clínico. O princípio biológico para tal benefício é
que a ausência do segundo implante, exposto ao meio bucal, possibilita um melhor
suporte ósseo na região adjacente ao implante remanescente, já que a esperada
perda óssea em torno da cabeça do implante (HERMANN et al., 2000) ocorrerá
apenas em torno de uma e não ao redor de duas fixações. Obviamente, se o suporte
ósseo é maior, teremos um maior volume do tecido gengival e isto pode favorecer a
criação de um contorno dos tecidos moles mais harmônico e a presença da papila
gengival (TARNOW, 2003). O Apêndice A ilustra um caso clínico em que foi
instalado um implante para a substituição de dois dentes perdidos. Esta modalidade
terapêutica necessita, no entanto, ser estudada num ensaio clínico controlado e
randomizado para sua melhor indicação, visto que não temos estas informações
disponíveis na literatura científica.
a b
Figura 2 a e b – Comparação entre o resultado clínico com a utilização de um ou dois implantes na maxila anterior. Observe a presença da papila quando se utiliza apenas um implante.
18
Neste mesmo assunto, ou seja, a utilização de apenas um implante para
substituição de dois dentes perdidos, tem-se um outro ponto relevante a ser
discutido e que constitui o objeto deste estudo. Trata-se do comportamento
mecânico com uma prótese com cantiléver na região anterior da maxila. A maioria
dos protocolos sugeridos de planejamento cirúrgico-protético não recomenda ou faz
ressalvas à existência de cantiléveres (RANGERT et al., 1989; PALACCI, et al.,
1995). Por exemplo, Taylor et al. (1998) sugerem que o implante deve ser colocado
de forma que as forças oclusais estejam direcionadas no seu longo eixo. Segundo,
as próteses em balanço (que são extensões protéticas sem apoio de dente ou
implante) devem ser de menor tamanho possível para diminuir a alavanca. Terceiro,
os contatos oclusais devem ser balanceados e de preferência com uma relação de
cúspide-fossa.
Do ponto de vista mecânico, uma prótese parcial fixa com apenas um implante
e um cantiléver pode ser interpretada como uma prótese unitária com uma extensão
protética. Neste caso, existem algumas questões importantes a responder: 1) Quais
os principais problemas mecânicos das próteses unitárias? 2) Estas dificuldades
podem ser extrapoladas para uma prótese parcial fixa com cantiléver?
Considerando a primeira questão, as falhas protéticas comuns nas
restaurações unitárias estão principalmente relacionadas à estabilidade do parafuso
de fixação que une o pilar ao implante, ou do parafuso que une a prótese ao pilar.
Altas percentagens de falhas são reportadas nos estudos de acompanhamento
clínico (JEMT et al., 1990; EKFELDT et al., 1994; ARBER; ZARB, 1996; BALSHI et
al., 1996). Segundo Lee et al. (2002), as taxas de afrouxamento variam de 4,5% a
30,7%, dependendo do tempo transcorrido entre o torque inicialmente dado até a
consulta de manutenção da prótese. Mas há trabalhos que demonstram uma taxa de
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até 48% de afrouxamento dos parafusos (SONIS, 1989; WALTON; MACENTEE,
1997). Além dos problemas com o afrouxamento do parafuso da prótese, podemos
citar também a deformação plástica deste, possíveis falhas do mecanismo anti-
rotacional da prótese (ABOYOUSSEF, 2000), fratura do implante e a perda óssea ao
seu redor.
Considerando a segunda questão, não temos dados na literatura que
comprovem que as próteses parciais fixas com cantiléveres apresentam as mesmas
dificuldades e soluções das próteses unitárias (BECKER, 2004). Por isso, este
estudo é relevante ao buscar esclarecer alguns aspectos mecânicos da prótese
parcial fixa com cantiléver.
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CAPÍTULO 1 – REVISÃO DE LITERATURA
1.1 – CARACTERÍSTICAS DOS PARAFUSOS
Na Engenharia Mecânica, os parafusos são considerados um elemento de
união de peças. Apesar do amplo uso deste dispositivo em várias áreas, inclusive na
Odontologia, o entendimento de seu funcionamento não é simples, porém, é de
suma importância, para que o parafuso desempenhe sua função.
O parafuso pode ser dividido em duas partes: cabeça e corpo. O corpo pode
apresentar uma parte lisa (pescoço) ou ser totalmente rosqueado. A Figura 3
(SHIGLEY, 1983) representa a terminologia de rosca, cujo passo é a distância entre
pontos correspondentes de filetes adjacentes, medida paralelamente ao eixo da
rosca. Diâmetro maior ou nominal (d) é o maior diâmetro da parte roscada, diâmetro
menor ou de raiz (d r) é o menor diâmetro da parte roscada e diâmetro médio (d
m) é
a média dos diâmetros maior e menor. Em relação à geometria das roscas, há três
padrões mais comuns e que estão representados na Figura 4 (SHIGLEY, 1983).
Figura 3 – Terminologia de filete de rosca (SHIGLEY, 1983).
21
Figura 4 – Geometria de roscas de parafusos: a) rosca nacional americana ou rosca unificada; b) rosca quadrada; c) rosca Acme (SHIGLEY, 1983).
Após várias pesquisas, os fabricantes definiram a geometria ideal que os
parafusos para conexões protéticas devem seguir. Sendo assim, devem possuir
cabeça plana, um corpo liso longo (pescoço) antes dos filetes, que geralmente são
em número de seis. O aumento no comprimento da parte lisa tem por objetivo
alcançar um ótimo alongamento durante o torque e a redução no número de filetes
diminui o atrito (BICKFORD, 1995). A Figura 5 demonstra o formato macroscópico
do parafuso da prótese utilizado neste trabalho.
a b
Figura 5 a e b – a) Desenhos atuais de parafusos: parafuso de titânio, liga de ouro paládio com poucas roscas e pescoço longo para facilitar a elongação. Parafusos com superfície para reduzir a resistência friccional: titânio recorberto com terflon (TorqTite, Steri-Oss) e liga de ouro paládio recoberto com ouro puro (Gold-Tite, Implant Innovations); b) Aspecto do parafuso de titânio sem superfície tratada utilizado no estudo.
22
Jörnéus et al. (1992) compararam em seu trabalho parafusos de cabeça chata
e de cabeça cônica em relação ao seu comportamento clínico quando próteses
unitárias eram submetidas aos esforços mastigatórios. Os primeiros apresentaram
melhores resultados, já que mostraram um menor índice de afrouxamento durante
os testes.
Segundo Bickford (1995), o fato de a rosca interna do implante e a rosca do
parafuso serem do mesmo metal – titânio – faz com que possa haver um tipo de
adesão das superfícies durante o carregamento do conjunto. Isso pode acontecer
quando a camada mais externa de óxidos formada é removida durante o
deslizamento das superfícies em contato, havendo uma reação química e
conseqüente adesão de tais partes. Basten et al. (1996) afirmam que o coeficiente
de atrito entre duas superfícies de titânio comercialmente puro pode ser tão elevado
que pode ocorrer uma deformação nas superfícies contatantes.
Nesse sentido, alguns autores (HENRY et al., 1996; SCHELLER et al., 1998;
BINON, 2000) afirmam que a utilização de parafusos de ouro é mais segura, já que
estes apresentam um menor coeficiente de atrito, podendo ser apertados de forma
mais efetiva, proporcionando assim uma mais alta pré-carga. Além disso, estando
em contato dois materiais diferentes (ouro do parafuso e titânio do implante), não
ocorrerá a adesão das superfícies em contato.
Porém, o ouro é um metal nobre de custo bem mais elevado quando
comparado ao titânio. Sendo assim, a indústria vem tentando melhorar as
características do titânio, de forma a expandir seu uso como material para a
confecção de parafuso de abutment.
Assim, a empresa Nobel Biocare lançou no mercado o produto denominado
TorqTite, que é um parafuso de titânio recoberto por um lubrificante sólido ou mais
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especificamente por DLC. Segundo Binon (2000), esse recobrimento reduz o
coeficiente de atrito em até 60%. As informações indicam um aumento efetivo na
pré-carga alcançada neste tipo de parafuso.
Embora cálculos indiquem um aumento nos valores de pré-carga admissível,
os testes de medição de pré-carga, com e sem superfície lubrificada, indicaram que
pode não haver diferença estatisticamente significativa. Um outro ponto diz respeito
ao desgaste desse recobrimento após sucessivos torques e afrouxamentos (BINON,
2000). Essas questões ainda não esclarecidas incentivam mais pesquisas nessa
área.
Outra questão que ainda gera discussão é a utilização de parafusos novos ou
usados na instalação definitiva do trabalho protético sobre implante. Tzenakis et al.
(2002) concluíram em seu trabalho que mais altas pré-cargas são alcançadas
quando são utilizados parafusos protéticos de ouro lubrificados por saliva, que já
receberam torques previamente (durante as provas do trabalho protético). Estes
autores acreditam que os repetidos torques vão gradualmente eliminando as
microrrugosidades presentes nos componentes que estão sendo unidos, inclusive as
do parafuso, proporcionando assim um contato mais efetivo das partes. Segundo os
autores, essa diminuição do atrito no sistema permitiria um mais elevado torque que,
por sua vez, se transformaria em mais elevada pré-carga. Rafee et al. (2002)
demonstraram em seu estudo que mesmo após 20 apertamentos e afrouxamentos
de parafusos protéticos de ouro não houve alteração nas características, nem
comprometimento da função desempenhada pelos parafusos.
Em relação à possibilidade de intercambiar parafusos, Jaarda, Razzoog e
Gratton (1995) examinaram os parâmetros geométricos de maior impacto na relação
torque/pré-carga, de cinco parafusos de retenção protéticos intercambiáveis. Através
24
de microscopia eletrônica de varredura (MEV), parafusos-testes de fenda de dois
tipos de ligas foram selecionados de três fabricantes sobre o fato de estes serem
intercambiáveis com o parafuso de retenção de ouro Nobelpharma; sendo que estes
foram utilizados como grupo controle com que os parafusos testes foram
comparados. Os parafusos de ouro 3i, Impla-Med, e Nobelpharma; e os parafusos
de titânio 3i, e Implant Support Systems foram testados. Cinco parafusos de cada
tipo e oito parâmetros foram medidos: (A) diâmetro da cabeça do parafuso; (B)
comprimento do parafuso; (C) distância entre o pico das roscas; (D) diâmetro
principal; (E) diâmetro do pescoço do parafuso; (F) comprimento do pescoço; (G)
largura da crista. Os resultados mostraram diferenças estatisticamente significantes
em cinco parâmetros, sendo que somente nos parâmetros C e G não apareceram
diferenças. Para o parâmetro A, o diâmetro da cabeça do parafuso de ouro 3i e do
parafuso de titânio Implant Support Systems foram maiores que os parafusos de
ouro Nobelpharma. Para o parâmetro B, os comprimentos dos parafusos de ouro e
de titânio 3i foram menores do que os parafusos do grupo controle; entretanto, os
parafusos de ouro da Impla-Med e de titânio da Implant Suport System foram
maiores. No parâmetro D, os parafusos de ouro da Impla-Med tiveram um diâmetro
significativamente menor que os parafusos controles. No parâmetro E, os parafusos
de ouro Impla-Med e de titânio 3i foram significativamente menores. No parâmetro F,
os parafusos de ouro e de titânio 3i tiveram pescoços maiores, enquanto que os
parafusos de ouro Implat Support System foram menores. Dessa forma, os autores
concluíram que as diferenças encontradas entre os parafusos podem introduzir
variáveis desconhecidas no tratamento dos pacientes, e que na base dos princípios
de engenharia em relação a desenho dos parafusos, e a relação torque/pré-carga,
25
pode ser que as recomendações de torque de aperto para os parafusos
Nobelpharma não sejam aceitas como certas para todos os desenhos de parafusos.
1.2 – A PRÉ-CARGA DOS SISTEMAS PARAFUSADOS
Shigley e Mitchel, em 1983, afirmam que, quando se deseja uma união
desmontável sem empregar métodos destrutivos e que seja suficientemente
resistente para suportar as cargas externas de tração e de cisalhamento ou a
combinação delas, uma junta simplesmente aparafusada é uma boa solução, como
mostra a Figura 6. O parafuso é apertado inicialmente para produzir uma força inicial
de tração (F i), após a qual são aplicadas a carga externa de tração (P) e a carga
externa de cisalhamento (F s
). O efeito de pré-carregamento é dar às partes em
compressão melhor resistência à carga de tração externa e aumentar a força de
atrito entre as peças, para resistirem melhor à carga de cisalhamento.
Figura 6 – Junta aparafusada (SHIGLEY, 1983).
Segundo Keating (1999), pré-carga é a força axial no pescoço do parafuso, que
ocorre entre o primeiro filete da rosca e a cabeça do parafuso. Esta força de tensão
comprime o abutment ao implante. A importância da pré-carga não pode ser
26
subestimada, pois melhora o efeito de travamento do parafuso. Para ser efetivo, o
nível de tensão da pré-carga deve ser menor do que o limite de escoamento do
material do parafuso, isto é, a carga máxima em que nenhuma deformação
permanente ocorrerá neste e maior que qualquer força aplicada pela ação de
mordida. Dependendo da resistência do material do parafuso e se ele é ou não
reutilizado, pré-cargas de 75% a 90% do limite de escoamento do material podem
ser requeridas para prevenir soltura do parafuso submetido a moderadas cargas
laterais. Para materiais dúcteis, como titânio comercialmente puro ou ouro, isto
permite muito pouco espaço para erro.
Shigley e Mitchel, em 1983, definem pré-carga como uma força inicial obtida a
partir do torque dado no parafuso promovendo uma força de compressão nas partes
que estão sendo unidas (conexão protética e implante) e uma força de tensão em
todo o parafuso que assim fica alongado.
Quando se aplica uma carga externa (P) a uma união pré-carregada, há uma
variação na deformação do parafuso e na deformação das peças unidas. O
parafuso, inicialmente sob tração, torna-se mais longo.
A força inicial de montagem (pré-carga) mantém os componentes a serem
unidos sob compressão. Enquanto eles estão sob compressão, a carga externa se
transmite ao parafuso basicamente como tração, reduzindo as chances de
sobrecarga.
Sakagushi e Borgersen (1995) reportaram que a pré-carga alcançada nos
componentes é dependente de acabamento das interfaces, atrito entre os
componentes, geometria e propriedades do material.
Em relação ao apertamento, duas considerações importantes precisam ser
feitas: o torque ótimo que será dado e a vida em fadiga do parafuso. A função do
27
torque é a aplicação de uma ótima pré-carga e esta por sua vez se relaciona com a
vida em fadiga do parafuso (BURGUETTE et al., 1994).
O gráfico da Figura 7, proposto por Patterson e Johns (1992), demonstra a
relação entre pré-carga e vida em fadiga de um parafuso de ouro usado para o
protocolo em que eram colocados cinco implantes para suportar uma prótese fixa.
Para demonstrar tal situação, foram simuladas cargas fora do centro dos implantes.
Os resultados do gráfico para essa geometria mostram que ao ser alcançada uma
ótima pré-carga (em torno de 280N) se tem o maior número de ciclos de fadiga.
Acima deste valor, o torque dado provavelmente excedeu o limite de escoamento do
material do parafuso, havendo uma deformação plástica no mesmo, abreviando
assim sua vida em fadiga.
Figura 7 – Gráfico fadiga versus pré-carga (PATTERSON; JOHNS, 1992).
Elias e Figueira (2003) ratificam essa teoria quando afirmam que pré-cargas de
baixa intensidade não garantem uma boa união e pré-cargas elevadas causam
deformações plástica do parafuso, igualmente não mantendo a estabilidade do
sistema.
28
1.3 – O TORQUE
Para assegurar que o pré-carregamento se processe por ocasião da montagem
das peças, é de suma importância que o torque correto seja dado. Na
Implantodontia, as peças são representadas pelo implante, conexão protética e
parafuso. A partir do momento em que a conexão protética (abutment) é posicionada
no implante e o parafuso recebe o torque, estabelecendo a pré-carga, todos os três
componentes se mantêm unidos formando um conjunto único, conforme mostra a
Figura 8.
a
b
Figura 8 a e b – Sistema de fixação por parafusos usados no estudo. a) Conjunto com implante, pilar e parafuso desarticulados; b) Conjunto único já tendo o parafuso recebido o torque.
Os fabricantes de implantes recomendam um determinado torque para a
instalação final do trabalho protético indicando o uso de um torquímetro (geralmente
manual) para que seja alcançado tal torque ótimo.
Shigley (1983) afirma que o torque final está relacionado ao coeficiente de
atrito nos filetes da rosca do parafuso e no colar, à geometria do parafuso
(representada pelo passo, metade do ângulo da rosca, diâmetro médio do parafuso
e diâmetro do colar) e também à pré-carga.
29
Ainda segundo Burguete et al. (1994), há três classes de métodos de
apertamento: controle do torque, controle do ângulo e controle do torque e ângulo.
Segundo os autores, apenas o método de controle de torque é usado em prótese
dentária e este objetiva aplicar um torque (seja manual ou através de um
torquímetro).
Goheen et al., em 1994, avaliaram a quantidade de torque manual gerada por
diferentes profissionais utilizando parafusos Branemark de ouro (fenda e hexagonal)
e parafusos para fixação de pilares. Avaliaram também diferentes dispositivos de
torque, determinando a magnitude e variabilidade do torque gerado por cada
dispositivo. Na sua metodologia, cinco clínicos gerais e 11 especialistas em próteses
foram orientados a aplicar 10, 20, e 32N.cm de torque em um componente de
implante apropriado, utilizando chaves manuais do sistema Branemark. Uma
situação clínica foi simulada sobre um manequim, sendo que os participantes
utilizaram luvas seguindo a mesma técnica, que eles realizam normalmente intra-
oral. Seis repetições foram realizadas para cada torque em diferentes intervalos de
tempo, no período da manhã, e no período da tarde simulando ambos cenários
clínicos e a fadiga do operador. Na outra parte do estudo, três dispositivos
eletrônicos de torque Branemark foram testados em 10, 20, 32N.cm; e dois
dispositivos de torque manual: um “Accu-torque wrench”, e um “3i Torque Driver”,
em 10, e 20N.cm. Seus resultados mostraram que os clínicos gerais e os
especialistas, produziram médias de torque manual de 0,7 a 18,1N.cm, 1,4 a
33,7N.cm; de 8,2 a 36,2N.cm, para 10, 20, e 32N.cm, respectivamente, sendo que,
no primeiro grupo, o torque gerado foi significativamente menor que o requerido.
Dessa forma, os valores experimentais, excluindo o torque de 32N.cm, tiveram uma
variação de 23% a 48% abaixo dos valores de torque de referência, encontrando-se
30
uma variação dentro dos grupos de 21% a 56% para clínicos gerais e de 22% a 48%
para os especialistas. Na segunda parte da pesquisa, os dispositivos de torque
mecânicos produziram valores de torque dentro da tolerância especificada por seus
fabricantes, observando-se uma significante variação dos valores de torque em
função da velocidade de aperto com os dispositivos de torque eletrônico, porém uma
calibração dos dispositivos deve ser efetuada quando um adequado procedimento
de torque vai ser realizado.
Gross et al. (1999) avaliaram o torque de aperto gerado de forma manual por
nove clínicos experientes em prótese sobre implantes utilizando cinco diferentes
sistemas de implantes. Na metodologia empregada, uma condição clínica foi
simulada sobre um manequim odontológico em que foi fixado um implante na área
de um primeiro molar maxilar direito. Neste, os clínicos foram orientados a aplicar
cinco vezes o torque que normalmente usam sob condições clínicas (torque
habitual); e cinco vezes o máximo torque que eles poderiam aplicar (torque máximo),
utilizando a chave de cada sistema; sendo que entre cada torque aplicado, um
descanso mínimo de 30 segundos foi permitido. Para as leituras do torque gerado
por cada clínico, o implante foi conectado a um torquímetro (Tohnichi/Japan), que foi
fixado no manequim. Os resultados mostraram uma variabilidade no torque
produzido por cada clínico e entre os diferentes clínicos; sendo que, no torque
habitual, foram encontradas médias de 7,0 a 14,6N.cm, o que significa uma média
de porcentagem de 29 a 55% do torque recomendado pelos fabricantes. Quando o
torque máximo foi aplicado, foram encontrados valores entre 9,4 a 19,9N.cm, uma
média de porcentagem de 32 a 76% do torque recomendado pelos fabricantes; em
nenhum dos testes os clínicos atingiram os níveis de torque recomendados pelos
31
fabricantes, sendo demonstrada uma alta inconsistência na geração do torque nos
diferentes sistemas testados.
Pesum et al., em 2001, avaliaram e compararam forças axiais compressivas e
torques aplicados simultaneamente em parafusos de ouro por pessoas com
diferentes graus de experiência. Para o estudo, foi fixado, em resina acrílica, um
implante osseointegrado (Nobel Biocare) 3,75x8mm de comprimento. Um pilar
convencional standard de 3mm foi unido ao implante por meio do correspondente
parafuso, com um torque de 20N.cm. Uma coroa total metálica assentada
passivamente ao implante foi unida ao pilar com um parafuso de ouro aplicando-se
um torque de 10N.cm. Estudantes sem experiência em restaurações com implantes,
residentes de próteses com menos de dois anos de experiência e professores da
faculdade com no mínimo de cinco anos de experiência em restaurações com
implantes foram orientados a apertar e afrouxar os parafusos de ouro três vezes. A
magnitude e duração da força axial compressiva e o torque dado foram avaliados
simultaneamente utilizando uma célula de carga em miniatura, adaptada a um
dispositivo eletrônico de torque. Os resultados mostraram que os professores
fixaram os parafusos com uma força axial compressiva maior que os estudantes e os
residentes, sendo a quantidade de torque um pouco menor que o recomendado
(10N.cm). Os professores tiveram uma menor variação nos procedimentos de aperto
e afrouxamento. Concluindo, as pessoas com uma maior experiência na área têm
maior consistência nos procedimentos de aperto e afrouxamento dos parafusos de
ouro. Forças compressivas removeram parte da pré-carga resultando em quantidade
diminuída de torque necessária para remover o parafuso de ouro, o que pode
explicar porque os estudos de remoção de torque mostram valores menores durante
a remoção do parafuso do que na sua colocação.
32
Standlee e Caputo, em 1999, avaliaram a precisão de sete dispositivos de
torque eletrônicos (Nobel Biocare, modelo DEA-020) em uso clínico. No seu
experimento, desenvolveram uma metodologia em que utilizaram um torno em
miniatura como implante-teste para transferir a rotação gerada pelos dispositivos a
uma máquina de testes Instron. Dez repetições foram realizadas por cada dispositivo
em cada nível de torque de 10, 20 e 32N.cm. Os resultados obtidos mostraram que
os dispositivos foram precisos, porém inexatos, ou seja, eles tiveram um pequeno
desvio-padrão, mas o torque gerado foi diferente em relação ao torque para o qual
foram programados, com uma ampla variação do torque gerado pelos dispositivos
do mesmo modelo. No torque de 10N.cm, foi observada uma tendência a gerar
valores de torque superiores aos programados (-22% a +165%). Em 20N.cm, as
médias de torque foram mais próximas ao programado (-40% a +40%), enquanto
que em 32N.cm, foi observada uma tendência a aplicar um torque baixo (-44% a
+14%) do torque programado. Os autores acreditam que quando um sobretorque é
aplicado nos parafusos, uma maior pré-carga é gerada ou deformação plástica e
fratura do parafuso podem ocorrer; entretanto, quando um torque baixo é aplicado,
existe uma maior possibilidade de afrouxamento do parafuso.
Num estudo semelhante ao anterior, com o objetivo de testar a precisão de
dispositivos eletrônicos de torque Nobelpharma DEA 020 (Nobel Biocare) que
estavam em uso clínico por um tempo mínimo de cinco anos, MITRANI et al., em
2001 compararam o torque gerado por estes, com o toque gerado por dispositivos
novos. Em seu trabalho, desenvolveram uma técnica em laboratório que simulou
uma situação clínica utilizando um implante osseointegrado 13x3,75mm do sistema
Branemark, sobre o qual foi colocado um pilar ceraone, fixado com um parafuso de
ouro. Para medir a quantidade de torque produzida por cada dispositivo, um medidor
33
analógico de torque Tohnichi 9BTG-A, com uma precisão de ± 3%, foi utilizado. Os
testes de torque foram realizados em 10, 20 e 32N.cm em alta e baixa velocidade,
sendo realizadas em cada nível de torque dez repetições para cada dispositivo.
Seus resultados não mostraram existir correlação significante entre o torque gerado
pelos dispositivos e o tempo em uso; ao comparar os dispositivos em uso clínico
com os dispositivos novos, os autores também não encontraram diferenças
estatisticamente significantes.
Com o objetivo de comparar a precisão de dispositivos mecânicos de
aplicação de torque em próteses sobre implantes, Standlee et al., em 2002,
avaliaram três sistemas de torque. No experimento, utilizaram a mesma metodologia
desenvolvida, em que o torque gerado pelos diferentes dispositivos é transferido a
uma máquina Instron através de um torno em miniatura. Seis dispositivos Nobel
Biocare (em 10 e 20 N.cm), cinco Strauman ITI (em 15 e 35N.cm) e seis Dyna Torq
ITL (em 10, 20 e 30N.cm) foram testados, sendo realizadas um mínimo de dez
repetições em cada nível de torque. Os resultados obtidos mostraram que, no
dispositivo da Nobel Biocare, houve tendência a uma maior precisão na aplicação do
menor torque (10N.cm), porém variações significantes entre 8% e 41% foram
encontradas nestes dispositivos de forma individual. No dispositivo ITI e ITL, uma
menor variabilidade nos valores de torques gerados foi observada, com uma
variação não maior de 10%, sendo os valores de torques gerados próximos aos
programados pelos fabricantes. Concluíram que o torque gerado por cada dispositivo
individual tem uma variação em diferentes graus do torque para que os mesmos são
programados.
Tavarez et al., em 2002, avaliaram a quantidade de torque necessária para
remover o parafuso (destorque) quando é aplicado um torque determinado;
34
utilizando quatro diferentes tipos de parafusos de retenção de próteses sobre
implantes. Dez implantes de hexágono externo 3,75X13mm (ST313/3i) foram
incluídos em um bloco de resina acrílica autopolimerizável, sobre os quais foram
avaliados dez parafusos dos tipos: UCLA de titânio (UNIHT/3i), UCLA de ouro
(UNIHG/3i), de retenção de ouro (GSH30 3mm/3i) e esteticone (CA001S/3i),
utilizando-se um torquímetro (TOHNICHI BTG60CN/JAPAN). Após ser aplicado um
torque determinado mediou-se o destorque em cada parafuso. Os resultados
mostraram uma diminuição do torque de 12,80% nos parafusos esteticone; de
14,07% nos parafusos de retenção de ouro; de 15,77% nos parafusos UCLA de
titânio, e de 30,61% nos parafusos UCLA de ouro. Em todos os grupos testados,
sempre a força de torque foi maior que a de destorque, concluindo-se, assim, que
quando um torque é aplicado em um parafuso, utilizando estes sistemas, uma
diminuição desse torque deve ser esperada quando o destorque é realizado.
Martin et al., em 2001, efetuaram sucessivos torques de apertamento e
afrouxamento do parafuso, sem submeter os corpos a qualquer carregamento. Foi
observado que, no afrouxamento imediato (logo após o primeiro torque), o valor
obtido era inferior ao torque inicialmente dado.
Burguete et al. (1994) explicam esse fato quando afirmam que o torque
aplicado e a pré-carga são apenas indiretamente proporcionais, devido à influência
de forças de atrito abaixo da cabeça do parafuso. Os autores afirmaram que a
importância no aperto é a aplicação de uma ótima pré-carga, sendo que o
mecanismo envolve a aplicação do torque. Acima do limite de deformação elástica e
do início de deformação plástica, o torque aplicado e a pré-carga são inversamente
proporcionais um ao outro, isto devido à influência das forças de fricção sobre a
cabeça do parafuso; dessa forma, com o torque, produz-se estiramento das roscas,
35
ocorrendo a união do implante/pilar ou do pilar/prótese. Quando as forças da
mastigação causam algum deslizamento entre as roscas, a força de alongamento do
parafuso (pré-carga) é perdida, assim como a pré-carga abaixo do nível crítico,
qualquer vibração faz com que as interfaces se separem. Segundo os autores, a pré-
carga depende do coeficiente de fricção, da geometria das roscas e das
propriedades do material; mais o primeiro fator é de uma relevância maior. Dessa
forma, o coeficiente de fricção depende da dureza do material, do polimento da
superfície, da quantidade e propriedade do lubrificante e da velocidade do aperto. O
coeficiente de fricção aumenta com a dureza do material e a rugosidade de
superfície. Da mesma forma, quando diminui a quantidade de lubrificante, aumenta o
coeficiente de fricção.
O parafuso deve ser visto como uma mola rígida (algo que tenha elasticidade,
mas que não tenha seu formato facilmente modificado), ou seja, logo que o torque
rotacional é aplicado há um alongamento e, por conseguinte, tensionamento entre a
cabeça e os filetes em trabalho do parafuso. Quando uma carga funcional é aplicada
na prótese, como por exemplo, durante a mastigação, a cabeça do parafuso é
comprimida contra seu sítio no implante, podendo assim reduzir a força de atrito nas
roscas. Caso haja um desengate das roscas com diminuição da pré-carga, o
parafuso afrouxa (MARTIN et al., 2001).
Sakagushi e Borgersen (1995) utilizaram um método computacional – análise
por elementos finitos – e chegaram a conclusões importantes (FIGURA 9). Os
autores demonstraram que as áreas de contato não deformáveis (superfície do
abutment e implante e também parte angulada na cabeça do parafuso e sua
correspondente no abutment) recebem muita força quando é dado o torque,
recomendado pelo fabricante, de 20Ncm no parafuso. Além destas, as áreas de
36
contato deformáveis (segundo a quarto filete do parafuso) também apresentaram
elevadas forças axiais.
Figura 9 – Forças axiais no abutment, no parafuso do abutment e no implante depois do torque de 20N.cm (SAKAGUSHI; BORGERSEN, 1995).
A Figura 10 demonstra a tensão axial concentrada em áreas específicas após
o torque ter sido efetivado. O pescoço do parafuso do abutment apresentou a mais
elevada tensão axial (240.7MPa) e esta é uma das áreas mais suscetíveis à fratura.
Figura 10 – Tensão axial no abutment, parafuso do abutment e implante depois de 20N.cm (SAKAGUCHI; BORGERSEN, 1995).
Haack et al., em 1995, desenvolveram um método para determinar a pré-
carga inicial de parafusos tipo UCLA, utilizando a medida da elongação destes,
depois de aplicar forças de torque conhecidas; no mesmo estudo, determinaram o
37
torque de afrouxamento quando é aplicado um torque de 32N.cm em parafusos
UCLA de ouro e de 20N.cm em parafusos UCLA de titânio, determinando também o
máximo de torque de aperto sem deformação plástica de cada parafuso. Para obter
a medida da elongação, pilares UCLA foram fixados a implantes de titânio por meio
de parafusos de ouro e de titânio, com um torque de 32 e 20N.cm, respectivamente;
o comprimento de cada parafuso foi obtido removendo-se a porção coronal do pilar e
apical do implante de forma a expor a cabeça e as últimas três roscas do parafuso.
Dessa forma, depois de aplicado o torque, foi medida a elongação antes e depois de
aplicado o torque utilizando-se um micrômetro digital. Com esta medida e através de
uma fórmula, foi calculada a tensão das roscas em cada parafuso. O torque de
afrouxamento foi registrado depois do aperto máximo, sendo este processo repetido
dez vezes em cada parafuso no mesmo implante. Seus resultados mostraram que a
elongação dos parafusos depois de aplicar as forças de torque recomendadas pelos
fabricantes permaneceu dentro dos limites de elasticidade, sendo esta de 57,5% e
56%, nos parafusos de ouro e titânio, respectivamente. Seguindo os torques
recomendados pelos fabricantes, a pré-carga média foi de 468,2N utilizando os
parafusos de ouro e de 381,5N com os parafusos de titânio. Com base na análise
estatística destes resultados, os autores acreditam que pode ser possível apertar os
parafusos além dos níveis de torques recomendados para minimizar os problemas
de afrouxamento, porém as forças mastigatórias provavelmente atuam para elevar a
tensão de estresse nos parafusos. Quando foi avaliado o torque de afrouxamento,
foi observado que este foi entre um 20 e 30% menor que o torque de aperto em
ambos tipos de parafusos.
Teixeira (2005), ao estudar o recobrimento de carbono amorfo em parafusos
de titânio para conexões protéticas, observou que a utilização de recobrimento com
38
carbono amorfo em parafusos de titânio para conexões protéticas acarretou um
aumento na pré-carga, houve, também, diferença estatisticamente significante da
pré-carga alcançada nos grupos com recobrimento em relação ao grupo sem
recobrimento. Mediante a avaliação em microscópio eletrônico de varredura, os
recobrimentos com carbono não alteraram o padrão de contato entre rosca do
parafuso e rosca do análogo do implante (FIGURA 11).
a b c
Figura 11 a, b e c – Padrão de relacionamento das roscas após o torque. Observe a íntima relação das superfícies contatantes na vertente superior da rosca.
Em um estudo in vitro, Martin et al. (2001) realizaram testes para medir a
rotação e o torque de remoção em quatro diferentes parafusos de pilares, avaliando
o potencial de geração de pré-carga. Os parafusos de materiais e superfícies
diferentes avaliados foram: Gold Tite (Gt)/3i, TorqTite (Tt)/Steri-Oss, Gold alloy
(Ga)/3i e Titanium alloy (Ta)/3i. Em sua metodologia, 20 parafusos de cada tipo
foram utilizados sobre 80 implantes hexágono externo 3,75x15mm 3i, sendo estes
divididos em dois grupos de dez, para serem aplicados 20N.cm e 32N.cm. Cinco
medidas em cada torque foram realizadas. Cada conjunto foi fixado e com um
dispositivo de plástico de 360º, fabricado com a finalidade de medir o ângulo de
rotação, de cada parafuso. Os conjuntos que representavam as maiores médias de
cada grupo foram levadas ao microscópio eletrônico de varredura para verificação
da relação de contato entre as roscas e a sua localização. Os resultados mostraram
39
que os maiores ângulos de rotação foram vistos para os grupos com parafusos Tt
(21,2 ± 3,1 e 38,1 ± 8,7 graus em 20 e 32N.cm, respectivamente). Os maiores
valores de pré-carga em 20 e 32N.cm foram encontrados nos grupos Gt (596,8 ±
101,2N e 1015.3 ± 191,2N), respectivamente. A análise de varredura mostrou que os
contatos das roscas localizaram-se na porção média da rosca do parafuso do pilar.
O maior número de contatos nas roscas foi encontrado no grupo Gt (14 dos
possíveis 20 contatos). Concluíram que os parafusos Gt e Tt reduziram os
coeficientes de fricção, produzindo maiores ângulos rotacionais e maiores valores de
pré-carga do que os parafusos convencionais Ga e Ta.
1.4 – O FENÔMENO DO AFROUXAMENTO DO PARAFUSO
Em um estudo sobre os aspectos biomecânicos dos parafusos, Binon, em
1994, afirmou que deficiente aperto dos parafusos, próteses inadequadas, pouca
adaptação dos componentes, carga excessiva, falta de assentamento dos
parafusos, desenho inadequado do parafuso e a elasticidade do osso contribuem
para a instabilidade dos parafusos. Segundo o autor, para se obter uma união
estável, valores de torque recomendados nos vários tipos de componentes devem
ser seguidos, sendo que, para os mesmos, devem ser utilizados dispositivos
mecânicos de torque que ofereçam maior consistência nas diferentes áreas da
cavidade oral. Assim mesmo, afirmou que a adaptação passiva dos componentes se
torna essencial para evitar micromovimentos e instabilidade do parafuso. Um outro
fator comentado por ele é a condição de carga excessiva, devido ao número e à
localização dos implantes, assim como o desenho de um esquema oclusal deve ser
adequadamente observado para evitar sobrecargas que levem à instabilidade dos
parafusos. Da mesma forma, afirmou que características como diâmetro,
40
comprimento, tipo de roscas e conexidades dos parafusos nos diferentes sistemas,
podem predispor a fraturas; sendo que a rugosidade excessiva, usinagem ruim, liga
com resistência insuficiente e elongação afetam as características desses parafusos.
Assim como a qualidade óssea da área receptora do implante tem importância na
estabilidade do parafuso, sendo que na maxila, devido à maior quantidade de osso
esponjoso, há uma maior deformação quando forças compressivas são aplicadas.
Cargas oclusais na maxila resultam em maior tensão na união osso-implante e na
união do implante com a prótese, tendo-se como resultado uma maior instabilidade
do parafuso. Da mesma forma, afirmou que falhas dos parafusos são mecanismos
de proteção dos implantes; sendo que, na configuração padrão do sistema
Branemark, a fratura plástica dos parafusos de ouro ocorrem em 16,5N.cm e no
caso dos parafusos do pilar tipo UCLA em elementos isolados, ocorre em 40N.cm; o
que permite que o torque seja aumentado em aproximadamente 80%.
Carlson e Carlsson (1994) afirmam que, dentre as complicações encontradas
na terapia com implantes e prótese sobre implantes, o afrouxamento do parafuso da
conexão protética corresponde a 10% .
Alguns fatores podem comprometer as uniões por meio de parafusos e Shigley
(1983) cita algumas delas, como o aperto inconveniente do parafuso (para minimizar
esse problema, indica o uso de torquímetro até se atingir em torno de 60% do limite
de escoamento), deformação plástica do parafuso, auto-afrouxamento devido a
trepidações. Além destas, outras causas podem ser citadas, como a corrosão
química ou eletrolítica e o desgaste da rosca de parafuso de movimento (que pode
ser evitado escolhendo materiais adequados, prevendo lubrificação e limitando as
pressões superficiais).
41
No caso específico das junções parafusadas de prótese sobre implante, além
dos pontos acima mencionados, soma-se a não-adaptação perfeita dos
componentes (PATTERSON; JOHNS, 1992), carga oclusal elevada por um ajuste
incorreto (BINON, 1994), projeto inadequado do parafuso e microrrugosidades nas
superfícies (HOYER et al., 2001).
Jörnéus et al. (1992) investigaram em seu estudo dois prováveis mecanismos
que causam o afrouxamento do parafuso usado em prótese sobre implante: efeito de
alavanca no conjunto aparafusado e micromovimentos ou vibrações. Se uma força
de alavanca em uma prótese unitária promove uma carga mais elevada do que o
limite de escoamento do parafuso, uma deformação plástica permanente ocorrerá
neste. Nesse tipo de situação, haverá perda da tensão no corpo do parafuso,
resultando em uma diminuição das forças de contato entre o cilindro do abutment e o
implante, e assim há maior chance de o parafuso afrouxar. Quanto mais elevado for
o limite de escoamento do parafuso, menor será a chance deste sofrer uma
deformação plástica sob determinada carga.
O segundo mecanismo citado sugere que micromovimentos ou vibrações no
conjunto aparafusado causariam a separação das peças. Toda superfície usinada
exibe algum grau de microrrugosidades fazendo com que duas superfícies não
estejam completamente em contato. Quando a interface do parafuso é submetida a
cargas dinâmicas externas, há perda de adesão desses pontos de contato, fazendo
com que haja separação.
Ambos os mecanismos de afrouxamento do parafuso são considerados causas
da separação das peças. Imagina-se que, durante a ação de forças cíclicas de
alavanca, a pré-carga é perdida, havendo, assim, uma indução de deformação
plástica do parafuso e da interface implante-abutment. Esse processo leva à
42
deformação das superfícies tanto do parafuso quanto das roscas internas do
implante. Jörnéus et al. (1992) afirmam que, aumentando a plataforma horizontal
(plataforma larga de implante; de 5mm ou mais), poderia aumentar a interface
implante-abutment e assim diminuir a perda da pré-carga no carregamento dinâmico.
Bickford (1981) estabeleceu que a falência do conjunto aparafusado em
prótese sobre implante se dá em dois estágios. O primeiro ocorre quando cargas
externas funcionais são aplicadas ao conjunto durante a mastigação levando à
perda gradual da pré-carga. O parafuso pode ser comparado a uma mola, alongado
pela pré-carga, em que tal alongamento é mantido através das forças de atrito nos
filetes da rosca. Qualquer força externa transversal ou axial que cause um pequeno
deslizamento entre as roscas libera alguma tensão do alongamento e assim parte da
pré-carga é perdida. Quanto mais alta for a pré-carga aplicada ao conjunto durante o
torque, maior será a resistência a esse primeiro estágio do afrouxamento. Enquanto
as forças de atrito entre as roscas permanecerem elevadas, somente uma grande
força externa será necessária para causar o deslizamento. Já no segundo estágio de
afrouxamento, a pré-carga está em um valor abaixo do crítico e então forças
externas e vibrações de menor intensidade (quando comparadas com as do primeiro
estágio) causam o desengate das roscas. Assim que esse estágio é alcançado, o
conjunto aparafusado não mais funciona da maneira para que foi projetado e, assim,
o fracasso é estabelecido (CIBIRKA et al., 2001).
Todos os fatores causais do afrouxamento do parafuso, isolados ou em
conjunto, se não detectados e corrigidos a tempo podem ter como conseqüência a
falha por fadiga, ou seja, a quebra do parafuso (KHRAISAT et al., 2002).
A falha por fadiga ocorre de forma súbita em estruturas que estão sujeitas a
tensões cíclicas. O processo ocorre pela iniciação e propagação de trincas e em
43
geral a superfície da fratura é perpendicular à direção de uma tensão de tração
aplicada (CALLISTER, 2002).
Caso o afrouxamento não seja detectado clinicamente, progredindo para
fratura do parafuso, a complicação se torna ainda maior, pois a remoção das partes
fraturadas do interior do implante não é tarefa fácil. Segundo Khraisat et al. (2002), a
área crítica em que mais freqüentemente ocorre fratura é na junção entre o pescoço
do parafuso (região lisa) e a parte rosqueada. Isso porque há um afunilamento
nessa região do pescoço, promovendo também uma concentração de tensão e
resultando, assim, na iniciação de uma trinca por fadiga, que se propaga até a
completa fratura. Além disso, é o primeiro filete da rosca em contato efetivo com seu
sítio que suporta a mais elevada tensão do conjunto.
No trabalho de Basten et al. (1996), todos os parafusos de titânio para
abutment fraturaram na região do pescoço quando submetidos a um carregamento
cíclico.
Mcglumphy, Mendel e Holloway (1998) realizaram uma explicação clara da
mecânica de funcionamento do parafuso e descrevem porque os parafusos
afrouxam. Segundo os autores, os parafusos afrouxam porque as forças que tentam
separar as partes unidas são maiores que as forças que mantêm as partes unidas.
As forças que tentam separar as partes são chamadas de forças de separação; e as
que unem as partes são chamadas de forças de aperto. Desta forma, existem dois
fatores envolvidos para manter os parafusos apertados: maximizar as forças de
aperto e minimizar as forças de separação. Para conseguir uma união segura, os
parafusos devem ser tensionados para produzir uma força de aperto maior que a
força externa que tenta separar a união. No desenho do parafuso de união rígida, o
mais importante deste o ponto de vista funcional é a força de aperto inicial
44
desenvolvida pelo aperto do parafuso. A resistência da união é mais afetada pela
força de aperto que pela resistência a tensão dos parafusos. A força de aperto é
proporcional à força de torque. Um torque baixo pode permitir a separação da união
e resultar em fadiga ou afrouxamento do parafuso. Um torque maior pode causar
falha do parafuso ou um desgaste das roscas. Quando o torque é aplicado,
desenvolve uma força dentro do parafuso chamada pré-carga, que é a carga inicial
do parafuso em tensão. Esta força de tensão no parafuso desenvolve uma força
compressiva de aperto entre as partes. Entretanto, a pré-carga do parafuso é igual à
força de aperto em magnitude. Para os autores, a pré-carga é determinada pelos
seguintes fatores:
1. Torque aplicado;
2. Liga do parafuso;
3. Desenho da cabeça do parafuso;
4. Liga do pilar;
5. Superfície do pilar;
6. Lubrificante.
Dois fatores limitam a quantidade de torque que pode ser aplicada; o limite de
resistência mecânica do parafuso e o modo como o torque é aplicado. A máxima
pré-carga é obtida antes de ocorrer falha, conseqüentemente, um ótimo torque de
aperto pode ser calculado utilizando 75% do máximo valor obtido até a falha; uma
ótima força de aperto pode ser desenvolvida com mínimo risco de fratura do
parafuso.
45
Outro fator que deve ser considerado para evitar o afrouxamento é a obtenção
de uma pré-carga mais alta possível sem, contudo ultrapassar o limite de
escoamento do material do parafuso. Como já foi visto que o coeficiente de atrito e,
por conseguinte, o lubrificante influencia diretamente na pré-carga obtida, a
possibilidade de se recobrir os parafusos para abutment com filmes de carbono pode
ser uma alternativa interessante, já que tais filmes apresentam baixo coeficiente de
atrito e, sendo assim, uma pré-carga máxima poderá ser alcançada.
Lee et al. (2002) investigaram o efeito da mastigação simulada sobre
componentes de implantes, utilizando análise de vibração para documentar o
mecanismo básico de afrouxamento do parafuso em um meio oral simulado. Um
dispositivo pneumático cilíndrico para a aplicação das cargas cíclicas foi fabricado
para simular o movimento mastigatório. Sendo que 13 pilares standards de 4mm de
altura foram conectados a implantes de hexágono externo com um parafuso de
titânio, em que foi aplicado um torque de 20N.cm. Em cada conjunto implante/pilar
foi fixada uma coroa unitária com um parafuso de ouro de 3mm em que foi aplicado
um torque de 10N.cm. Nos corpos de provas, foram aplicadas cargas utilizando o
dispositivo mencionado, com uma força de 100N, em um ângulo de 30º do eixo do
implante, a uma freqüência de 1Hz. Um grupo controle de 13 corpos de prova com
as mesmas características do grupo experimental foi utilizado, sendo aplicadas
cargas axiais com as mesmas especificações. O efeito de um milhão de ciclos e
várias forças de torques (2, 4, 6, 8, 10, e 12N.cm) no afrouxamento do parafuso
foram avaliados pela análise de vibração. Os resultados mostraram que o modo de
vibração foi dividido em quatro estágios para o afrouxamento dos parafusos de ouro:
(1) deslocamento inicial; (2) vibração inicial; (3) deformação elástica; e (4) estágio de
recuperação. Entretanto, os estágios de deslocamento e vibração inicial não foram
46
perceptíveis no afrouxamento dos parafusos de ouro. Do grupo experimental, quatro
parafusos de ouro afrouxaram antes de um milhão de ciclos, e não houve
afrouxamento no grupo controle. O afrouxamento do parafuso não teve efeito no
estágio de deformação elástica. Concluiu-se que o torque de aperto tem um efeito
significante no afrouxamento do parafuso, sendo que este torque deveria ser maior
de 10N.cm, como recomendado para os parafusos de ouro neste sistema de
hexágono externo.
1.5 – INFLUÊNCIA DO TIPO DE CONEXÃO
A) Conexão de hexágono externo
No ano de 1991, Lazzara publicou um trabalho caracterizando os implantes
com hexágono externo. Inicialmente, este hexágono foi desenhado para levar o
implante ao leito cirúrgico. As principais vantagens deste tipo de conexão são
obtidas na fase protética, em que uma conexão mais estável entre o implante e a
restauração é necessária. O mecanismo anti-rotacional desta conexão é importante
para estabilizar a correta angulação dos pilares, isto é fundamental em restaurações
unitárias. Uma das vantagens do hexágono coronal é que sua posição pode ser
transferida para o modelo de trabalho através de componentes de moldagens, que
transferem a localização do implante; permitindo ao técnico reproduzir a correta
posição deste; isso permite selecionar componentes para próteses unitárias,
idealizando a angulação do implante e dos componentes, assim como o perfil de
emergência, o que permite a construção de uma restauração estética e funcional. O
pilar tipo UCLA também comentado pelo autor neste trabalho, adapta-se à conexão
hexagonal do implante, permitindo a construção de restaurações unitárias onde
47
existam 4mm ou menos de altura do dente antagonista à parte superior do implante;
podendo ser encontrado em plástico ou pré-fabricado em ouro, este último é
recomendado por ser mais exato e preciso, diminuindo os erros laboratoriais no
encaixe ao implante.
Este tipo de pilar também permite a construção de restaurações em que é
eliminada a possibilidade de emergência do parafuso de retenção através da face
vestibular. Segundo o autor, o assentamento positivo do parafuso de retenção e um
encaixe preciso dos hexágonos são críticos para a estabilidade ao longo do tempo
da restauração, já que a restauração unitária é estabilizada através do hexágono
coronal do implante.
Cibirka et al. (2001) examinaram diferenças no destorque após testes de
fadiga em implantes com hexágono externo, sendo que as dimensões entre o
hexágono externo do implante e o hexágono interno do pilar foram alteradas, ou o
hexágono externo do implante eliminado. Três desenhos experimentais de implantes
foram utilizados no seu trabalho; dez de cada desenho: (1) implante de plataforma
regular de 3,75mm com hexágono externo convencional, tendo uma superfície
média de largura hexagonal de 2,7mm e uma altura de 0,633mm; (2) implante de
plataforma regular de 3,75mm, com hexágono externo modificado, tendo uma média
de largura hexagonal de 2,664mm e uma altura de 0,608mm; (3) implante de
3,75mm com hexágono removido por desgaste para criar uma forma circular com um
diâmetro de 2,668mm e uma altura de 0,668mm. Trinta pilares procera CAD/CAM
(Nobel Biocare) foram fabricados com uma plataforma de carga inclinada com 25
graus. Os implantes foram fixados rigidamente em um dispositivo especial, e os
pilares apertados com um parafuso de ouro a 32N.cm, utilizando-se um controlador
eletrônico de torque (Nobel Biocare). O conjunto fixado no dispositivo foi levado a
48
uma máquina de ensaios. Uma carga dinâmica foi aplicada sobre a plataforma de
cada pilar por um pistão em uma única direção.
A máquina foi controlada com uma carga cíclica entre 20 e 200N de força, a
oito ciclos por minuto, sendo contínua por cinco milhões de ciclos. Um exame
macroscópico e radiográfico da interface pilar/implante de cada amostra foi
realizado. Depois da carga, as amostras foram fixadas em um dispositivo e, com um
medidor de torque Tohnichi BTG-6, foram removidos os parafusos e registrados os
valores do destorque. Através do exame macroscópico e radiográfico, não foi
observado afrouxamento ou deslocamento rotacional na interface pilar/implante. A
média de destorque nos três desenhos testados foi de 14,40, 14,70 e 16,40N.cm nos
desenhos 1, 2, e 3, respectivamente. Os autores concluíram que o aumento da
distância entre a largura do hexágono externo do implante e o hexágono interno do
pilar não produz efeito estatisticamente significante nos valores de destorque do
parafuso depois de cinco milhões de ciclos em testes de fadiga. A eliminação do
hexágono externo do implante e no aumento da altura teve um efeito significante nos
valores de destorque do parafuso de ouro. Amostras com e sem hexágono externo
não tiveram sinais de instabilidade ou afrouxamento do parafuso.
B) Conexão interna
Sutter, Weber e Sorensen (1993) apresentaram o desenho e engenharia do
octa-abutment, que é um pilar restaurativo do sistema ITI (Bonefit). Relataram
também os resultados de testes de vários parâmetros críticos para a estabilidade
longitudinal do complexo implante/supra-estrutura com este pilar. O desenho do
mesmo se acopla na porção coronária do implante e é composto de um cone de
8mm com um parafuso de 2mm de diâmetro. A porção coronal do pilar consiste de
49
uma cabeça octogonal com uma altura total de 1,5mm acima do ombro do implante,
sobre o qual é acoplado um cilindro de ouro que tem um encaixe preciso até o
ombro do implante. Utiliza um parafuso de retenção de titânio oclusal de 2mm de
diâmetro, com restaurações unitárias com desenho anti-rotacional e outro para
múltiplas restaurações. Os resultados dos testes da aplicação de força de rotação
até a falha proporcionaram forças maiores de 400N.cm. Quando foram comparados
testes de torque de aperto contra torque de afrouxamento, os resultados revelaram
que o torque de afrouxamento foi entre 10 e 15% superior ao torque de aperto, o
que, segundo os autores, resulta em um aumento de 20% na resistência ao
afrouxamento para um nível de torque determinado. Em testes de carga dinâmica,
foi relatado que após, dois milhões de ciclos, o torque de afrouxamento não diminuiu
quando comparado com o torque de aperto antes da carga; por estes resultados, os
autores acreditam que a estabilidade mecânica deste sistema favorece
biologicamente, sendo obtidas restaurações estéticas com procedimentos técnicos
simples, o que fornece garantia de sucesso à restauração.
No mesmo estudo, Shutter afirmou que o parafuso deve ser considerado
como uma parte importante do desenho da supra-estrutura dos implantes e não
como um elemento isolado, acreditando que os problemas relacionados a este
envolvem a qualidade e o desenho da conexão entre o implante e o pilar. Segundo
ele, a utilização de um parafuso cônico de oito graus em conjunção com 2mm de
roscas elimina a rotação do pilar através de uma adaptação da fricção mecânica;
nesta conexão cônica, micromovimentos nas roscas são eliminados, não havendo a
transmissão de uma carga funcional nas roscas, já que a precisão da conexão
cônica absorve as vibrações. Afirma que entre o torque de aperto e o torque de
afrouxamento está a diferença principal. Segundo ele, no desenho do parafuso
50
tradicional, o torque de afrouxamento é 10% menor que o torque de aperto,
enquanto que, no parafuso cônico, o torque de afrouxamento é 10 a 20% maior que
o torque de aperto. Segundo ele, quando estes parafusos foram testados em uma
situação de carga dinâmica, em que foram apertados com 50N.cm e com uma carga
de 200N, o torque de afrouxamento depois de 500 mil ciclos foi de 51N.cm e depois
de dois milhões de ciclos foi de 56N.cm, o que significa a inexistência de
afrouxamento. No caso de parafusos com desenhos convencionais, o torque de
afrouxamento foi para 36N.cm depois de 500 mil ciclos e 27N.cm depois de dois
milhões ciclos, sendo estes apertados a 50N.cm, o que sugere micromovimentos e
tendência para afrouxamento do parafuso.
Möllersten et al. (1997) verificaram que os abutments que se conectavam com
os implantes através de um hexágono interno, e assim havendo uma junção longa
ou com maior área de contato, apresentavam uma resistência favorável aos
momentos de força de alavanca.
Avaliando sistemas de implantes de conexão interna, Norton (1999) comparou
o torque de afrouxamento com o torque de aperto nos sistemas ITI e Astra Tech (8.°
e 11.° de cone interno respectivamente). Para a realização dos testes
implantes/pilares, foram montados em um dispositivo fixado rigidamente de forma a
permitir as forças de torque. Um transmissor que utilizou dois strain gauges para
medir o momento de torque foi desenhado e utilizado para transmitir os dados
obtidos ao computador. Testes foram realizados em ambiente úmido e seco em uma
série de baixo torque de 4 a 50N.cm; e uma série de alto torque de 100 a 300N.cm.
Em cada série 4 ITI e 5 Astra, implantes foram utilizados, sendo que, em dois
destes, um tempo de dez e 60 minutos (em 200N.cm) foi esperado entre cada teste
para determinar se a recuperação elástica influenciava no torque de afrouxamento.
51
Concluíram que, na série de baixo torque em ambiente seco e úmido, nenhuma das
amostras excedeu a 100% do torque de aperto, sendo sempre entre 80% e 90%. Em
100 e 300N.cm, o torque de afrouxamento excedeu o torque de aperto antes da
falha do componente, quando uma deformação plástica era esperada. Médias de
109% e 104% foram encontradas em amostras Astra (4mm) e ITI, respectivamente.
Não foram encontradas diferenças estatísticas ao se comparar meio úmido e seco;
assim como quando dez e 60 minutos foram esperados para recuperação elástica.
Para níveis de aperto de relevância clínica (20 a 40N.cm), o torque de afrouxamento
foi entre 80 e 85% em todas as amostras utilizadas.
C) Implante largo x regular
Boggan et al., em 1999, avaliaram a influência do diâmetro da base do
implante, altura do hexágono na resistência mecânica e a qualidade da adaptação
da interface pilar/implante. Para seu estudo, utilizaram implantes de hexágono
externo (Maestro implant system / BioHorizons implant systems) com 4 e 5mm de
diâmetro da base e 1mm de altura do hexágono; sobre estes, pilares de 8mm com
desenho específico para o experimento, foram fixados com parafusos a 30N.cm uma
hora e cinco minutos antes dos testes de carga estática e carga dinâmica realizados.
No primeiro teste, uma carga compressiva foi aplicada até ocorrer fratura de um dos
componentes. No segundo teste, cargas cíclicas compressivas foram aplicadas a
15Hz, sendo que as falhas foram consideradas quando fratura de uma das partes do
conjunto pilar/implante ocorreu; os valores obtidos destas falhas foram utilizados
para identificar o limite de resistência ou de carga para cada diâmetro de implante.
Os resultados mostraram que nos testes de carga estática uma média de falha de
966N e 1955N, nos implantes de 4 e 5mm, respectivamente, sendo uma diferença
52
estatisticamente significante quando se comparam ambos grupos. Nos testes de
cargas cíclicas, a média do limite de resistência dos grupos foi de 350N e 625N,
respectivamente. Nos testes de carga estática, foi observado dobramento ou
deformação do parafuso, enquanto que nos testes de carga cíclica, a fratura do
parafuso foi o modo de falha mais comum. Na microscopia eletrônica de varredura,
foi encontrado contato íntimo de 100% entre a base do implante e o pilar, em todas
as amostras, independentemente do diâmetro. Os autores afirmaram que implantes
de largo diâmetro devem ser utilizados para reduzir fraturas dos componentes.
D) Comparações entre os tipos de conexões
Breeding et al., em 1993, compararam três diferentes combinações
pilar/implante em dois diferentes períodos de tempo. Um selante adesivo também foi
testado para determinar seu efeito no torque necessário para afrouxar os parafusos
sob as mesmas condições experimentais. As combinações testadas foram: (1)
Implante Calciteck integral Omnilock com desenho de octógono interno e um pilar
anti-rotacional Integral Omnilock (Calcitek); (2) Implante Bio-Vent com hexágono
interno e pilar anti-rotacional Hex-lock (Dentsply/Core-Vent); e (3) Implante Minimatic
com hexágono externo e pilares anti-rotacionais unitários do mesmo sistema. Sobre
cada pilar foi encerado um dente com forma de pré-molar, reproduzindo-se dez
réplicas para cada sistema, que foram fundidas em liga metálica. Os implantes foram
fixados em blocos de resina acrílica autopolimerizável com o auxílio de um
delineador e, com um mínimo de 24 horas, os parafusos dos pilares de um grupo
pré-teste, constituídos de quatro combinações pilar/implante, de cada sistema foram
apertados com um torque de 22,6N.cm utilizando um torquímetro (Tohnichi); esta
medida foi realizada novamente após dez minutos e o torque necessário para
53
afrouxar os parafusos foi registrado dois minutos após o aperto, sendo que esta
medida foi utilizada como grupo controle. Três grupos testes foram analisados,
observando-se a diferença entre os valores de torque de afrouxamento do grupo
pré-teste e os valores de torque de afrouxamento de cada grupo. O Grupo 1 foi
constituído de cinco combinações de cada sistema, os parafusos foram apertados
como no grupo pré-teste, e em cada pilar uma coroa foi cimentada com um cimento
resinoso; uma hora após a cimentação, uma força de 6kg foi aplicada para cada
coroa e foram geradas forças laterais e verticais simulando às forças intra-orais;
cada amostra recebeu 16.667 ciclos em 3,25 horas; após a aplicação destas forças,
foi registrado o torque necessário para afrouxar o parafuso, sendo as medidas
comparadas com as do grupo pré-teste. O Grupo 2 também foi constituído de cinco
amostras de cada sistema, a diferença com o grupo anterior foi que um selante
adesivo (Ceka Bond) foi aplicado antes do aperto do parafuso do pilar, após isto, os
mesmos procedimentos do grupo anterior foram realizados. O Grupo 3, constituído
de cinco amostras de cada sistema, em que o adesivo tinha sido aplicado. Neste
grupo, as amostras foram submetidas a 100.002 ciclos ou 19,5 horas e, como nos
grupos anteriores, foi registrado o torque necessário para afrouxamento dos
parafusos. Os resultados encontrados mostraram que: o sistema Calcitek Omnilock
com octógono interno e o sistema Minimac com hexágono externo não exibiram
diminuição significativa no torque necessário para afrouxar os parafusos após os
testes de carga cíclica de 16.667 ciclos e 100.002 ciclos; o sistema Core-Vent com
hexágono interno exibiu uma diminuição significativa no torque necessário para o
afrouxamento dos parafusos após os testes de carga cíclica; o adesivo não
aumentou significativamente o torque necessário para o afrouxamento dos
parafusos nos sistemas Calcitek e Minimac; quando o adesivo foi utilizado no
54
sistema Core-Vent, foi requerido um torque significativamente maior para afrouxar os
parafusos.
Dixon et al. (1995) compararam três sistemas de implantes de diferentes
fabricantes, determinando a flexão do complexo pilar/implante durante a aplicação
de forças e a quantidade de torque necessária para afrouxar o parafuso do pilar.
Neste estudo, utilizaram implantes de hexágono externo, hexágono interno e
octógono interno, em que foram fixados pilares retos e angulados, sobre os quais
coroas de 10mm de altura foram confeccionadas e cimentadas. Cargas cíclicas
foram aplicadas por 4,63 horas (16.667 ciclos) a 4mm do centro do implante,
utilizando-se uma máquina de ensaio de fadiga desenvolvida para o experimento.
Os parafusos foram apertados com um de dois dispositivos de torque disponíveis,
Tohnichi 6BTG-A e Torque dyne, com um torque de 29N.cm. Os resultados não
mostraram diferenças estatisticamente significantes entre pilares retos e angulados
nos testes realizados para os diferentes sistemas. Na quantidade de torque
necessária para afrouxar os parafusos depois da carga, obteve-se uma perda média
de 2,97N.cm no sistema de hexágono externo; de 1,62N.cm no sistema de octógono
interno e 5,58N.cm no sistema de hexágono interno.
Merz e Hunenbart (2000) estudaram o comportamento mecânico de duas
conexões pilar/implante: um modelo de elemento finito, criado tomando como base
um implante ITI de 12mm e um pilar de 7mm de altura, com uma conexão
implante/pilar de oito graus (cone morse); e um modelo criado com o mesmo
implante, com uma conexão de topo similar à de um implante de hexágono externo.
Condições de cargas de 35N.cm de torque foram aplicadas similarmente a ambos
modelos. Uma força de 380N foi introduzida sobre o pilar a 0º, 15º e 30º fora do
longo eixo do implante. Concluíram que o aperto do pilar leva a uma distribuição
55
simétrica da tensão na área do implante e o pilar, em ambos os modelos. Na
conexão cônica, ocorre um efeito de cunha, em que as duas primeiras roscas do
pilar estão sob tensão. Na conexão de topo, níveis de tensão significantemente altos
foram encontrados em toda a conexão, entretanto estes não parecem ser um
problema do ponto de vista mecânico. Quando foram aplicadas cargas axiais (0º), o
pilar foi comprimido dentro da conexão cônica, encontrando-se relaxamento das
roscas e níveis de tensão simétricos foram observados em todas as partes. Na
conexão de topo também ocorreu o mesmo com áreas de tensão nas roscas. Com
cargas aplicadas com 15º, a tensão é assimétrica, sendo que no lado da carga
ocorre uma tensão e no lado oposto uma compressão. Na conexão cônica, a maior
parte da tensão foi transferida do pilar ao implante, através da conexão, sendo as
roscas do parafuso submetidas a pequenos níveis de tensão. Já na conexão de
topo, altos níveis de tensão ocorreram nas roscas no lado da carga, sendo uma
distribuição de tensão típica de dobramento na porção do parafuso do pilar. Com
cargas de 30º, a tensão aumentou, sendo basicamente o mesmo mecanismo
observado no caso de 15º.
Em um trabalho sobre implantes e componentes, Binon (2000) realizou uma
classificação clara da extensa variedade de implantes disponíveis, baseada na forma
de conexão da interface pilar/implante, na forma e na superfície do implante. Em
relação à forma de união pilar/implante, afirmou que existem mais de 20 tipos
diferentes de configurações desta interface. Desta forma, dois grandes tipos de
conexões são conhecidos, externo e interno, que são caracterizados pela presença
ou ausência de uma configuração geométrica que se estende acima da superfície
coronal do implante. A conexão coronal também pode ser caracterizada como uma
união que permite movimento de deslize, em que há um pequeno espaço entre as
56
partes e a conexão é passiva; ou como uma união por fricção, donde não existe
espaço entre os componentes e as partes são forçadas para adaptar. Outro tipo de
interface encontrado é a união de topo, que consiste em duas superfícies de ângulos
retos; e a união angulada, cujas superfícies são anguladas externa ou internamente.
A superfície de união também pode incorporar uma geometria que inclua uma
configuração de resistência rotacional ou estabilização lateral. Dessa forma, a
geometria pode ser octogonal, hexagonal, cone parafuso, cone hexagonal, cilíndrica
hexagonal, spline, entre outros. Segundo o autor, conexões internas em que o
parafuso recebe pouca carga e as superfícies do pilar estão em íntimo contato com
as paredes do implante, para resistir aos micromovimentos, resultam em uma
interface mais estável. Em relação aos componentes, uma ótima tolerância de
adaptação, liberdade rotacional mínima, propriedades físicas melhoradas e uma
aplicação de torque adequado são determinantes na estabilidade da interface. Assim
mesmo na parte clínica, uma adequada distribuição, cargas dirigidas no longo eixo
do implante, número, diâmetro e comprimento dos implantes, adaptação passiva da
prótese, controle das cargas oclusais são igualmente importantes.
Khraisat et al. (2002) avaliaram a resistência à fadiga e à condição de falha de
dois desenhos de interface implante/pilar de restaurações unitárias. Os sistemas
Branemark com pilar ceraone e ITI com conexão de topo e 8º de conexão interna
foram avaliados. Sete amostras de cada sistema foram montadas em bloco de
resina acrílica transparente, com 3mm de exposição da base do implante. Nos
pilares ceraone, foi aplicado um torque de 32N.cm e nos pilares ITI de 35N.cm. A
cada pilar foi cimentada, utilizando-se cimento fosfato de zinco, uma supra-estrutura
metálica de forma circular. Cada conjunto foi montado em um dispositivo metálico e
levado à máquina de ensaio de fadiga, onde foram aplicadas cargas cíclicas com
57
forças de 0 a 100N, sendo estas forças perpendiculares ao eixo do implante, e a
11,5mm da interface implante/pilar. Os corpos de prova foram submetidos a
1.800.000 ciclos, a uma freqüência de 75 ciclos/minuto. Seus resultados mostraram
que os parafusos dos pilares ceraone fraturaram entre 1.178.023 e 1.733.526 ciclos,
enquanto que os pilares ITI permaneceram estáveis até 1.800.000 ciclos. Sendo que
a área mais crítica de falha dos parafusos do sistema ceraone, à parte de união
entre as roscas e a haste do parafuso; nenhuma decimentação ou afrouxamento da
supra-estrutura fixada ao pilar foi encontrado, concluindo-se que a dispersão da
tensão na interface de união do sistema ITI pode ter sido a razão para a alta
resistência do sistema às cargas cíclicas de fadiga.
Miller, Mcglumphy e Kerby (1994) compararam os valores de pré-carga
gerados em diferentes tipos de parafusos, quando foram aplicados valores de
torques diferentes e avaliaram a relação entre desenho do pilar e a força de pré-
carga. Seis diferentes pilares foram avaliados com seus respectivos implantes. As
amostras foram fixadas a uma célula de carga (em uma máquina de ensaios MTS),
que registrou a pré-carga gerada pelo torque de 20 e 32N.cm. Para cada
combinação implante/pilar, o torque foi aplicado três vezes utilizando um dispositivo
eletrônico. Os resultados mostraram os seguintes valores de pré-carga em cada
torque aplicado:
58
Pilar Torque/N.cm Pré-carga N Torque N.cm Pré-carga N
Omniloc Shouldered 32 356,2 20 214,0
IMZ UCLA 32 337,6 20 250,8
Stryker Flat Top 32 288,3 20 188,0
Esteticone 32 229,5 20 145,4
3i conv. standard 32 215,8 20 142,9
Branrk conv standard 32 194,4 20 124,8
Com os resultados deste estudo, os autores sugerem que valores de torques
altos levam a maiores valores de pré-carga e que o pilar e o desenho do parafuso
influenciam na geração da pré-carga.
Gehrke et al. (2006) avaliou a resistência à fratura e a influência da carga
cíclica no afrouxamento do parafuso nos abutments de zircônia. Para tal, utilizou
carga cíclica estática com 100 a 450N, cinco milhões de ciclos e 15 Hz. O valor do
destorque antes e após a fadiga foi de 21 Ncm +/- 1 e 20 Ncm +/- 1 (margem de
erro +/- 2 Ncm), respectivamente. Não houve diminuição significativa do destorque
pós-fadiga e não houve afrouxamento do parafuso.
1.6 – INFLUÊNCIA DO GRAU DE ADAPTAÇÃO PASSIVA E O TIPO DE LIGA
Binon e Machugh (1996) avaliaram a influência da liberdade rotacional em
implantes de hexágono externo de dimensões diferentes, na estabilidade da união
parafusada. No seu experimento, utilizaram dois grupos diferentes de pilares UCLA
não segmentados, sendo um grupo com pilar hexagonal pré-fabricado em ouro com
seu parafuso de fixação de titânio; e outro grupo com pilar hexagonal fundível em
plástico e seu correspondente parafuso de fixação. Com estes, pilares cônicos totais
59
metálicos foram obtidos com 8mm de altura por 8mm de largura. Como grupo
controle, utilizaram pilares pré-fabricados em ouro. Nas amostras, foram aplicados
20N.cm de torque inicialmente e depois do primeiro milhão de ciclos foram
reapertados a 30N.cm. Em todas as amostras foram aplicadas cargas cíclicas
utilizando a metodologia desenvolvida por Binon previamente, com 133,3N de carga,
uma rotação anti-horária de 28 ciclos por minuto, 1.150 ciclos por minuto de carga
vertical até ocorrer a falha do parafuso. Seus resultados mostraram uma média de
liberdade rotacional de 5º em ambos grupos testes, sendo todas as amostras do
grupo pré-fabricado afrouxaram entre 384.215 e 409.170 ciclos, na primeira parte do
experimento. No segundo grupo teste, só um implante falhou em 597.366 ciclos, as
outras amostras permaneceram estáveis no primeiro milhão de ciclos, sendo que o
segundo grupo teste teve uma maior resistência ao afrouxamento, na primeira e
segunda parte do experimento. Encontrou-se também uma correlação direta entre a
liberdade rotacional entre o pilar/implante e o afrouxamento do parafuso; sendo que
esta união é mais resistente ao afrouxamento quanto menor é a liberdade rotacional.
Byrne et al., em 1998, compararam o encaixe marginal e a adaptação de
pilares pré-fabricados usinados, com pilares fundidos e polidos em laboratório.
Nestes, avaliaram: adaptação marginal entre o pilar e o implante; e a adaptação
entre a parte inferior da cabeça do parafuso de ouro e a base do parafuso do pilar.
Seis combinações de pilares e implantes foram estudadas: (1) pilar ceraone/implante
Nobel Biocare; (2) pilares STR 3i/implantes 3i; (3) pilares UCLA fundidos
3i/implantes 3i; (4) pilares UCLA fundido/implantes Nobel Biocare; (5) pilares UCLA
pré-fabricados/implantes 3i; e (6) pilares UCLA pré-fabricados/implantes 3i. Para a
padronização do enceramento das infra-estruturas metálicas, um implante (Nobel
Biocare) foi fixado com resina acrílica autopolimerizável em um manequim, na área
60
correspondente a um incisivo central, e os pilares que seriam fundidos e que
receberiam cerâmica foram preparados e submetidos a processo de fundição e
ciclos de queima da cerâmica simulados. Todos os conjuntos foram apertados com
um torque de 32N.cm, à exceção dos grupos 3 e 4, que foram unidos com um torque
de 20N.cm. Os parafusos utilizados em todas as amostras foram de ouro. Após a
fundição, acabamento e polimento, as amostras foram examinadas em um
microscópio (Mitutoyo). As amostras foram limpas e levadas ao microscópio para
serem medidas em duas áreas de encaixe e adaptação interna em um aumento de
cem vezes. As medidas obtidas nos grupos 1, 2, 5, e 6 (pilares pré-fabricados) foram
comparadas com as medidas obtidas nos grupos 3 e 4 (pilares fundidos), nas duas
áreas de medidas. Os resultados encontrados mostraram:
• Fenda externa: os grupos 1, 3, e 4 tiveram médias de 74 a 86µm, sendo estas as
maiores discrepâncias, enquanto que as menores discrepâncias foram
encontradas no grupo 2, com 36µm.
• Discrepância horizontal: o grupo 1 mostrou a maior discrepância horizontal
externa – 66µm; todas as outras discrepâncias foram semelhantes e de menor
magnitude, sendo que o grupo 2 teve a menor média.
• Superfície externa do implantes ao primeiro contato: a maior distância horizontal
(129µm) da extremidade do implante até o primeiro contato com o pilar foi para o
grupo 4; o grupo 1 obteve média de 100µm, os outros mostraram discrepâncias
que variaram de 40 a 80µm.
• Acabamento externo do pilar: os pilares fundidos de plástico (Grupos 3 e 4)
mostraram os maiores valores 68 e 66µm respectivamente, enquanto que os
pilares pré-fabricados mostraram médias de 15 a 35µm.
61
• Contato: as maiores médias de contato ocorreram para os conjuntos com
componentes pré-fabricados (Grupos 1, 2, 5, e 6), com valores médios de 308 a
374µm; enquanto que os Grupos 3 e 4 tiveram médias de 205 a 202µm.
Os autores concluíram que pilares pré-fabricados, incluindo aqueles que são
fundidos diretamente e são sujeitos à queima da cerâmica, são superiores em
adaptação àqueles que são totalmente fundidos e com acabamento no laboratório.
Mcglumphy, Kerby e Elfers, em 1994, compararam os valores de pré-carga
gerados em cinco combinações implante/pilar, desenhadas para restaurações
unitárias. Um implante Branemark foi montado em um dispositivo-teste para cada
uma das quatro amostras de cada grupo testado. Em cada amostra tanto o parafuso
como a superfície de união com o pilar foram avaliados como são utilizados
clinicamente incluindo o processo de fundição. O parafuso foi apertado com um
torque de 32N.cm no seu respectivo pilar, sendo que o torque foi aplicado cinco
vezes e a pré-carga gerada por cada aperto foi medida por uma célula de carga
(MTS). Os valores da pré-carga foram calculados e comparados entre os diferentes
sistemas testados. Um teste de regressão linear foi utilizado para analisar o efeito de
repetidos apertos no parafuso. Os resultados encontrados foram os seguintes:
Parafuso Pilar Diferença significante Pré-carga (N)
Branemark ouro Ceraone titânio A 539,6
Branemark ouro UCLA usinado B 431,6
UCLA titânio UCLA calcinável C 365,4
UCLA titânio UCLA calcinável escareado C 343,4
UCLA titânio UCLA usinado C 331,1
62
Com os resultados deste estudo, os autores sugerem que a liga, o desenho e
a superfície de união têm efeito no desenvolvimento da pré-carga no sistema.
Contrário aos pilares comparados, os parafusos de ouro geraram uma pré-carga
significativamente maior que os parafusos de titânio, para o nível de torque
selecionado. Os resultados mostraram também que repetidos apertos de um
parafuso individual diminuem a pré-carga que o parafuso pode desenvolver.
Com o objetivo de avaliar a precisão e a consistência da usinagem, Binon
(1995) avaliou 13 implantes de diferentes marcas comerciais com extensão
hexagonal externa e determinou a liberdade rotacional entre o hexágono externo do
implante e o hexágono interno do pilar. As medidas foram realizadas no diâmetro da
base do implante, roscas, altura e largura da extensão hexagonal, com a utilização
de um micrômetro digital e um micrômetro microscópico. A liberdade rotacional foi
medida em graus, utilizando um dispositivo desenvolvido com esse objetivo.
Implantes Nobelpharma, Stryker, Steri–Oss, 3i, Osseodent, Implant Support
Systems, IMTEC, Denstply-Core-Vent, Impla-Med, Bud Ind. Crossmark, Interpore Int,
foram utilizados. Concluiu que especificações da usinagem podem variar
significativamente entre os diferentes fabricantes, entretanto, sistemas disponíveis
exibem uma tolerância pequena e excelente precisão e consistência; sendo que:
• Baseado no índice de composição, a menor tolerância foi observada para os
implantes do sistema 3i (14µm e 15µm) e Crossmark (27µm);
• A menor variação na largura hexagonal foi observada nos implantes 3i (1µm),
Nobelpharma (4µm), e Impla-med (5µm); e a maior variação no sistema Swede
Vent (27µm);
63
• A menor variação na altura do hexágono foi observada no sistema IMTEC
(18µm) e Stryker (28µm) e a maior no sistema Steri-Oss (147µm);
• A menor liberdade rotacional entre o implante e o pilar foi observado no sistema
Crossmark (4º), 3i (4,6º), e Impla-med (5º);
• A menor liberdade rotacional entre componentes de diferentes sistemas foi
observada para Nobelpharma/Impla-Med (3,5º), Implant Support Systems/Impla-
Med (4,2º), 3i/Impla-Med (4,3º), e Nobelpharma/3i (4,9º).
Carr, Brunski e Hurley (1996) mediram e comparam a pré-carga produzida em
cilindros de ouro pré-fabricados e cilindros de plástico fundidos após os
procedimentos de acabamento e polimento. Utilizaram cilindros compatíveis com o
pilar Nobel Biocare (SDCA 004). Cilindros de plástico (SGC 34 3i) e cilindros de ouro
(DCA 072 Nobel Biocare e SGC 30 3i) foram selecionados para fundição com ligas
metálicas de alta e baixa fusão, para analisar os efeitos da temperatura nas medidas
de pré-carga. Um pilar com três strain gauges foi fixado ao implante para obter as
medidas de pré-carga. Concluíram que a união do cilindro de ouro pode ser afetada
pelo processo de fundição e que a seleção do tipo de cilindro, a liga metálica, o
revestimento, a técnica de acabamento e o polimento, influenciam na produção da
pré-carga nesta união. Cilindros metálicos quando comparados com os cilindros de
plásticos revelaram uma pré-carga significativamente maior. No grupo de cilindros de
plástico, a liga de baixa fusão produziu uma pré-carga significativamente mais alta
que a liga de alta fusão. Um aumento significante na pré-carga foi encontrado com
os procedimentos de acabamento e polimento nos cilindros de plástico, enquanto
que com os cilindros metálicos não foi encontrada nenhuma melhoria.
64
Binon (1996) avaliou o efeito da desadaptação entre a extensão do hexágono
do implante e o hexágono interno do pilar, na estabilidade do parafuso, durante
cargas cíclicas simuladas. Uma máquina que permitisse a aplicação de cargas
cíclicas foi desenhada e construída, de forma a ciclar dez amostras
simultaneamente. Cinqüenta implantes 3,75x10mm de hexágono externo (Lifecore),
com uma média hexagonal de 2,684mm, foram fixados em uma resina que simulou a
resilência e elasticidade do osso. Pilares cônicos especiais tipo UCLA foram
construídos de titânio, com 8mm de altura e um diâmetro na parte superior de 8mm;
o hexágono interno dos pilares variou de 0,1065 a 0,1110 hexágono externo dos
implantes e interno dos pilares, de cada uma das amostras. Médias de liberdade
rotacional de 1,94º nas conexões com menores desadaptações e de 14,87 graus
nas conexões com maiores desadaptações rotacionais. Os pilares foram conectados
aos implantes utilizando um parafuso de titânio, sendo aplicado um torque de
30N.cm com dispositivo de torque mecânico (Implant Support Systems). As
amostras foram fixadas na máquina de ensaios e aplicada uma carga vertical de
1.150 ciclos por minuto, e uma força de 133,3N, sendo que, quando houve uma
abertura da interface pilar/implante a máquina parou e o número de ciclos foi
registrado. Os resultados mostraram que:
• Existiu uma correlação direta entre a liberdade rotacional e a estabilidade do
parafuso, encontrando-se que a maior liberdade rotacional determina uma maior
possibilidade de afrouxamento do parafuso;
• Falhas foram encontradas entre 134 mil e 9,3 milhões de ciclos;
• Uma liberdade rotacional menor que dois graus resulta em uma união mais
estável e uma maior resistência ao afrouxamento do parafuso, com média de 6,7
65
milhões de ciclos e um aumento de 26% da resistência quando comparado com
as amostras que tinham uma liberdade maior (3,06 graus);
• Uniões com mais de cinco graus de liberdade rotacional se comportaram de uma
forma similar, com afrouxamento do parafuso entre 2,1 e 1,1 milhões de ciclos,
um 63% de redução quando comparado com as amostras melhores adaptadas.
Discutindo os principais aspectos de uma conexão de hexágono externo e a
estabilidade do parafuso nesta união, Binon (2000) descreveu os princípios de
funcionamento dos componentes e cada um dos fatores que podem levar a falhas
da interface pilar/implante. Segundo o autor, a função básica do parafuso é criar
uma força de travamento entre as duas partes da conexão, de forma a prevenir a
separação, perda da tensão e evitar afrouxamento quando exposto à vibração ou a
cargas cíclicas externas. O aperto cria uma tensão tanto na cabeça do parafuso que
assenta no pilar como entre as roscas internas do implante e as roscas do parafuso;
essa tensão é denominada de pré-carga, sendo esta diretamente proporcional ao
torque aplicado. Vários fatores podem prejudicar a pré-carga e, conseqüentemente,
a estabilidade da união; rugosidade da superfície, deformação plástica, interação
elástica, fricção, temperatura, fluídos corrosivos, dobramento, desalinhamento,
desadaptação, rigidez, tolerância de usinagem, cargas cíclicas, fadiga, desenho do
parafuso e incompatibilidade do material. Ao analisar a superfície dos componentes,
afirma que a condição das superfícies das partes que entram em contato tem uma
influência direta na obtenção de uma adequada força de travamento e manutenção
da estabilidade. Quando é aplicada uma pré-carga no parafuso e a força de
travamento une as partes, inicia-se um processo de achatamento das
microrrugosidades existentes na superfície devido à compressão gerada pelo
66
contato entre as superfícies metálicas; quando estas superfícies se achatam, a
distância microscópica diminui e a força de travamento e a pré-carga reduzem. Para
minimizar este efeito, o parafuso deve ser apertado no valor de torque requerido e
após cinco minutos realizar um reaperto com o mesmo torque aplicado. Para o autor,
quando a interface não está corretamente alinhada devido à desadaptação dos
componentes, a união é seriamente comprometida, já que a pré-carga aplicada é
direcionada ao alinhamento das partes e mais pré-carga é requerida para unir as
partes; assim o torque aplicado se torna insuficiente para obter uma força de
travamento adequada.
Meyer (2000) avaliou a precisão de adaptação e a compatibilidade entre os
componentes implante e pilar, dentro de um sistema nacional, ou estrangeiro e no
intercâmbio entre marcas comerciais, utilizando como padrão de comparação os
componentes do sistema Nobelbiocare. As marcas comerciais Neodent (ND),
Conexão (CX), Nobelbiocare (NB), e 3i (3I) foram avaliadas na interface
implante/pilar através de microscopia eletrônica de varredura. As dimensões das
bases dos implantes e dos pilares foram avaliadas utilizando um paquímetro digital;
e a liberdade rotacional existente entre o sextavado externo do implante e o interno
do pilar foi examinada com a utilização de um dispositivo desenvolvido para esse
fim. Seus resultados mostraram as menores medidas de adaptação vertical entre o
implante e o pilar nas combinações dos sistemas da marca Conexão com 3i (0,67 ±
0,92µm); enquanto que as maiores desadaptações foram encontradas nas
combinações do sistema Nobelpharma (7,62 ± 2,43µm). Em relação à adaptação
horizontal, as melhores adaptações foram observadas nos sistemas 3i e Conexão
(3,56 ± 6,64µm). Houve diferenças estatisticamente significantes nas dimensões dos
67
diferentes implantes e pilares dos sistemas examinados, assim como dentro dos
sistemas; encontrando valores em milímetros de:
Neodent Conexão Nobelpharma 3i
Larg_base_implante 4,118 4,058 4,077 4,13
Altura_hex_implante 0,685 0,694 0,690 0,630
Largura_hex_implante 2,693 2,691 2,699 2,702
Largura_base_pilar 4,051 4,063 3,972 4,038
Largura_hex_pilar 2,715 2,706 2,707 2,708
Diam_rosca_parafuso 1,964 1,965 1,930 1,938
Comp_rosc_parafuso 2,961 2,758 3,695 4,163
As menores medidas de liberdade rotacional foram observadas nos
componentes do sistema Conexão (1,32º), enquanto que as maiores medidas foram
encontradas utilizando-se combinações com o sistema Nobelbiocare (4,62º).
Taylor, Agar e Vogiatzi (2000) afirmaram que a seleção de próteses
cimentadas ou parafusadas envolve uma preferência pessoal, não existindo
evidências de que um método de retenção é superior a outro. Para os autores, as
vantagens da restauração parafusada são limitadas à reutilização ou recuperação da
restauração, enquanto que dentre as vantagens das restaurações cimentadas
encontram-se: uma melhor estética, melhor oclusão, simplicidade de fabricação e
redução dos custos dos componentes e da fabricação. Uma possível vantagem
adicional da restauração cimentada é que tem potencial de ser colocada de forma
passiva na boca, devido à ausência de um parafuso para puxar a desadaptação dos
componentes com a força de aperto. Se uma pode ser feita para assentar
passivamente em vários pilares, a introdução de cimento dentro do espaço entre as
68
próteses e o pilar não introduzirá tensão no sistema. Esta potencial vantagem com
as outras mencionadas fazem com que a restauração cimentada tenha aumentado.
Defensores da restauração cimentada afirmam ainda que a reutilização pode ser
mantida se um cimento provisório é utilizado. Infelizmente, existem poucas
evidências que demonstrem previsibilidade da reutilização de vários agentes
cimentantes provisórios, quando são cimentados dois componentes metálicos, isto é
provavelmente que um cimento que funciona como provisório para restaurações
cimentadas a dentes, será um agente cimentante definitivo para metal cimentado a
metal. Similarmente, cimentos utilizados para cimentação permanente podem ser
inadequados quando cimentamos metal a metal.
Hecker et al. (2006) analisou a influencia do ensaio de carga cíclica na
adaptação passiva através da mensuração do gap entre o abutment e o implante.
Segundo o autor, há relatos de que pode ocorrer uma deformação na interface entre
a prótese e o implante após a fadiga cíclica e que esta deformação pode afetar a
fadiga cíclica. Para testar estas informações, os autores confeccionaram 15 supra-
estruturas com cilindros de ouro e submeteram a três tipos de carga cíclica: na
região anterior, no cantiléver posterior unilateralmente e no cantiléver posterior
bilateralmente. Foi usada uma carga de 200N e com 200 mil ciclos. Em seqüência,
mediu-se o gap entre o cilindro da prótese e o abutment. Os resultados não
mostraram diferença significativa entre os gaps antes e após a fadiga cíclica.
Ongthiemsak et al., em 2005, avaliou o efeito da fadiga cíclica compressiva na
retenção das próteses sobre implantes com cimento provisório. O autor salienta que
as forças mastigatórias podem causar fadiga nas coroas cimentadas e nos
abutments e afetar a retenção. Salienta também que é importante conhecer a
relação entre o número de ciclos e as forças retentivas. Foram cimentadas dez
69
coroas em abutments com óxido de zinco e eugenol. Desta forma, foi estabelecida a
força necessária para deslocar a coroa antes e após a ciclagem. Foi aplicado um
ciclo de fadiga de 2hz, 20 a 130N com 500 mil (seis meses), um milhão (um ano) e
cinco milhões (cinco anos) de ciclos. A força compressiva cíclica reduziu a retenção
em todos os três grupos (P = .000) na magnitude de 16,75%, 18,73% e 19,68%. No
entanto, não houve diferença significativa entre os grupos de forma que se conclui
que o aumento do número de ciclos tem uma pequena relação com o decréscimo
das força de retenção com cimento provisório.
1.7 – INFLUÊNCIA DO CANTILÉVER
Weinberg e Kruger, em 1995, realizaram uma avaliação comparativa das
cargas no parafuso de ouro, no parafuso do pilar e no implante em quatro diferentes
situações clínicas que incluíram: inclinação cuspídea, inclinação do implante, desvio
horizontal e vertical do implante. Através de uma configuração prótese/implante com
dimensões conhecidas (utilizadas como padrão), um modelo matemático foi utilizado
para calcular o momento de torque no parafuso de ouro e do pilar e na porção
coronal do implante. Concluíram que:
• Para cada 10º de aumento na inclinação da cúspide, houve aproximadamente
um aumento de 30% na carga do conjunto prótese/implante;
• Para cada 10º de aumento na inclinação do implante, houve aproximadamente
um 5% de aumento na carga no conjunto prótese/implante;
• Para cada milímetro de desvio lingual do implante, houve um aumento de 15% no
momento de torque;
70
• Para cada milímetro de desvio apical do implante, houve um aumento de
aproximadamente 4% do momento de torque.
Avaliando o micromovimento da interface implante/pilar depois da aplicação
de cargas cíclicas, Gratton, Aquilino e Stanford, em 2001, testaram o efeito da
aplicação de diferentes quantidades de torque no parafuso do pilar, quando
submetida a testes de fadiga dinâmica. Infra-estruturas foram fabricadas sobre
pilares UCLA e fixadas a implantes de hexágono externo (3i) por meio de um
parafuso de ouro. Três grupos de cinco amostras foram criados, sendo em cada
grupo aplicado 16,32 e 48N.cm de torque, respectivamente. Cada amostra foi fixada
em um dispositivo metálico, sendo alinhado um strain gauge na base do implante e
na infra-estrutura do pilar para registrar o micromovimento da interface. Este
conjunto foi levado a uma máquina de ensaios (MTS 810 Material testing system);
em que foi aplicada uma carga axial cíclica a 6mm do centro do implante e 12mm de
altura coronal. A máquina foi calibrada com uma força de 20 a 130N e uma
velocidade de 6Hz. O micromovimento da interface foi determinado antes da
aplicação da carga, e depois de cem, quinhentos, mil, cinco mil, 10 mil, 50 mil e 100
mil ciclos. Os resultados mostraram que a interface se manteve estável depois de
100 mil ciclos para os três grupos testados. Um maior micromovimento da interface
foi observado no grupo onde foi aplicado 16N.cm de torque, em todos os intervalos.
Diferenças estatisticamente significantes foram encontradas no micromovimento
entre os grupos testados: grupo 16N.cm (68µm), grupo de 32N.cm (41µm) e grupo
48N.cm (35µm).
Çehreli, Iplikçioglu e Bilir (2002) avaliaram a influência da localização da carga
na transferência da tensão a redor dos implantes, quando são aplicadas cargas
71
axiais ou oblíquas em próteses cimentadas. Strain gauges foram fixados a dez
implantes fixados em resina acrílica autopolimerizável, pilares retos foram reduzidos
a 6mm e conectados aos implantes, em que quatro modelos de próteses fixas foram
fabricados em níquel cromo com uma configuração oclusal plana. Os procedimentos
de cimentação foram realizados utilizando um cimento provisório (Temp bond) com
um modificador para facilitar a remoção e reutilização das próteses. Uma carga axial
de 50N foi aplicada no centro de cada implante e fora do centro do implante.
Registros dos dados de cada desenho foram avaliados e observados os pontos de
transferência das cargas. Uma tendência a um aumento da magnitude da tensão na
carga fora do centro do implante foi observada. O tipo de tensão registrado foi
dependente da posição do strain gauge no implante, onde a colocação
circunferencial pode ter registrado tensão de tração. O ponto de transmissão de
carga afetou quantitativamente as tensões ocorridas nas cargas axiais, assim como
nas cargas não axiais; entretanto, análises estatísticas não revelaram diferenças
quando os implantes foram posicionados em forma curva, o que reafirma a idéia de
que, quando implantes são posicionados em diferentes planos na região posterior da
boca, a tensão é diminuída. Para o autor, um controle biomecânico na carga dos
implantes é imperativo para se conseguir sucesso longitudinal, sendo que o desenho
das próteses e a transmissão das forças têm uma influência definitiva na
quantificação da tensão.
Khraisat et al. (2004) avaliaram o afrouxamento do parafuso do abutment e a
resistência flexional no sistema de hexágono externo num ensaio de fadiga lateral.
Para tal, utilizou 15 implantes com abutments do tipo CeraOne de 3mm com uma
supra-estrutura cimentada. Foi aplicada uma força de 50N e uma ciclagem de um
milhão (40 meses de função) e 500 mil ciclos (20 meses de função) nos grupos A e
72
B, respectivamente. O grupo C (controle) não fez ciclagem. O valor do destorque foi
avaliado antes e após a ciclagem. Após a ciclagem, a resistência flexional e de
escoamento foi avaliada em uma máquina específica. Os resultados mostraram uma
diferença significativa (p <.001) no valor do destorque no grupo A ([-5,6 a -3,4] +/-
0,86N.cm) comparado ao grupo B ([-2,4 a -1,6] +/- 0,32 N.cm) e grupo C ([-0,7 a 0,0]
+/- 0,26 N.cm). Por outro lado, não houve diferença na resistência flexional e de
escoamento (p >.050). Os autores concluíram que a fadiga cíclica afeta o valor do
destorque na carga cêntrica lateral (p <.001) mas não afeta a resistência flexional da
junção implante abutment.
Khraisat, em 2005, analisou a estabilidade e a resistência a flexão da junção
abutment/implante nos sistemas de hexágono externo. Segundo o autor, o uso dos
parafusos do abutment de ouro reduziu significativamente a incidência de fratura e
afrouxamento destes. Neste contexto, ele se propôs a estudar o comportamento da
junção com cargas excessivas (resistência flexional) após um ensaio de fadiga
cíclica com cargas laterais. Para tal, utilizou 15 implantes da Nobel Biocare com
pilares CeraOne (3mm) e com uma supra-estrutura em liga de cobre e zinco
cimentada e dividiu em três grupos: A, B, C. No Grupo A, foi aplicada uma carga
cêntrica lateral de 50N com um milhão de ciclos por 1,0x10(6), e no grupo B uma
carga lateral e excêntrica. No grupo C, controle, não foi aplicada carga. Após a
ciclagem, foram feitos testes de resistência à flexão e ao limite de escoamento em
máquina específica. Os resultados mostraram uma deformação plástica no pescoço
do parafuso nos três grupos. No grupo B, a resistência flexional e o limite de
escoamento foram significativamente menores que o grupo C (p = .005 e .010,
respectivamente). O autor concluiu que as cargas excêntricas, em comparação às
73
cargas cêntricas, afetam mais negativamente a resistência da interface
abutment/implante, frente ao teste de resistência a flexão.
Becker, em 2004, realizou um importante estudo avaliando o comportamento
dos cantiléveres nas próteses parciais fixas implanto-suportadas na maxila. Para tal,
realizou um estudo retrospectivo de dez anos, em que avaliou 60 próteses com
cantiléver em 36 pacientes e 115 implantes do sistema ITI. Os resultados mostraram
ausência de fratura de implantes, abutments, da cerâmica e da prótese. Não foi
observada também recessão dos tecidos moles e perda óssea (por radiografias).
Todas as 60 próteses estavam em função após os dez anos. Os autores concluíram
que, diferente do comportamento desfavorável dos cantiléveres nas próteses sobre
dentes, é possível ter resultados positivos em longo prazo com próteses parciais
fixas com cantiléveres na maxila. No entanto, ele recomenda: 1) o uso de implantes
de superfície rugosa e de 4,1mm de plataforma ou maior; 2) o uso de um desenho
de implante e abutment que evite micromovimentos e reduza a proporção coroa raiz
e 3) o uso de próteses cimentadas que eliminem a necessidade de retenção oclusal
por parafusos.
1.8 – INFLUÊNCIA DO FATOR TEMPO E O NÚMERO DE TORQUES
Schulte e Coffey (1997) ainda neste ano avaliaram a capacidade de retenção
de nove tipos de pilares de um fabricante. Três amostras pilar/implante de cada
sistema testado foram fixadas em um cilindro de resina acrílica autopolimerizável. Os
parafusos foram apertados aos implantes com um torque de 30N.cm utilizando um
dispositivo de torque digital (DTG-12; John Charillon & Son). O torque de remoção
74
foi realizado dez minutos após o aperto inicial; 20 minutos depois, foi reapertado
novamente e 24 horas depois. Este procedimento foi repetido em todos os sistemas
exceto em parafusos de retenção donde foram aplicados 10N.cm de torque. Todos
os parafusos foram de titânio, à exceção de um parafuso de retenção de ouro. Os
resultados mostraram não haver diferenças estatisticamente significantes nos
valores de torque de remoção com relação ao tempo ou número de reapertos. O
torque de remoção foi menor que o torque de aperto em todos os sistemas testados
(média de 25,45%). Os parafusos de retenção foram menos retentivos quando
comparados com os parafusos do pilar.
Para determinar se há perda da quantidade do torque aplicado quando são
realizados ciclos de torque de aperto e de afrouxamento em várias repetições
consecutivas, Weiss, Kozak e Gross (2000) compararam o efeito de apertos
múltiplos em diferentes sistemas de implante/pilar. Em seu trabalho, utilizaram sete
conexões tipo: cone morse (ITI e Alpha-Bio), spline (Calcitek), um sistema de
conexão plana integral (Calcitek), hexágono externo (Steri-Oss e Branemark), e
octógono interno (Omnilock). Cada conexão foi fixada em um medidor de torque e
aplicado um torque a 20N.cm por cinco segundos com um torquímetro manual.
Depois de um período de dez segundos de repouso, foi realizado o torque de
afrouxamento e registrado o valor obtido; este procedimento foi repetido por 200
vezes consecutivas e os dados obtidos submetidos à análise estatística. Seus
resultados mostraram uma progressiva perda da quantidade de torque de
afrouxamento em todos os sistemas testados, sendo encontradas diferenças
significantes entre eles. Os sistemas que mantiveram maiores valores de torque de
afrouxamento consistentemente foram o cone morse e o spline. A percentagem de
perda de torque imediato entre os sistemas foi de 3% a 20%; de 3% a 31% depois
75
de cinco ciclos; e de 4,5% a 36% em 15 ciclos. Os dois sistemas cone morse
testados (ITI e Alpha-Bio) tiveram uma média de perda de torque imediato de 0,5 e
0,6N.cm, respectivamente; o sistema spline (Calcitek) uma média de 1,2N.cm;
enquanto que o sistema integral (Calcitek) teve perda de 2,6N.cm, os dois sistemas
de hexágono externo (Steri-Oss e Branemark) tiveram perda imediata de 3,4 e
6,2N.cm respectivamente, e o sistema de octógono interno (Omnilock) de 6,5N.cm.
Depois de 200 ciclos de torque de aperto e afrouxamento dos primeiros quatro
sistemas baixaram o nível de torque para 15N.cm aproximadamente, os sitemas
Sterei-Oss e Omniloc para 12N.cm aproximadamente e o sistema Branemark falhou
em 32 ciclos. Os autores acreditam que, para minimizar o afrouxamento dos
parafusos, o número de aperto e afrouxamento nos procedimentos clínicos e
laboratoriais antes da fixação final devem ser reduzidos.
Rafee et al. (2002) avaliaram o efeito de repetidos torques e a contaminação
da saliva na máxima resistência à tração de parafusos de fenda retenção de ouro.
Quarenta e cinco parafusos (3i) divididos em nove grupos foram testados, sendo que
um grupo 0X, em que não foi aplicado torque, serviu como controle. Em quatro
grupos sob condições de contaminação foi determinada a resistência à tração em
diferentes números de repetições de 10N.cm de torque: grupo 1X, grupo 5X, grupo
10X, grupo 20X. Esses mesmos grupos sob condições de contaminação também
foram testados, conformando-se um total de oito grupos testes e um grupo controle.
Os resultados mostraram valores médios de fratura de 97,6 ± 2,2kg (grupo 0X) a
102,0 ± 2,1kg (grupo 5X); sendo que não foram encontradas diferenças
estatisticamente significantes entre os grupos quando estiveram ou não sob
condições de contaminação. Em todos os grupos, não houve uma diminuição
significativa nos valores de carga para fratura. Os autores sugeriram que os
76
parafusos testados podem ser apertados e removidos acima de 20 vezes sem afetar
a máxima resistência tração.
77
CAPÍTULO 2 – PROPOSIÇÃO
O objetivo deste estudo foi avaliar aspectos mecânicos da prótese parcial fixa
com um pilar e um cantiléver suportado por apenas um implante. Especificamente,
avaliamos:
1. O efeito do ensaio de fadiga cíclica no valor do destorque na prótese parcial
fixa com cantiléver;
2. O efeito do ensaio de fadiga cíclica no alinhamento do parafuso da prótese
parcial fixa com cantiléver;
3. A ocorrência de afrouxamento do parafuso da prótese;
4. A aplicação clínica das próteses parciais fixas implanto-suportadas com
cantiléveres.
A relevância do estudo está em esclarecer aspectos mecânicos de uma
modalidade de tratamento que ainda não foi adequadamente estudada e com
expressivas possibilidades de gerar um melhor desempenho estético na maxila
anterior.
78
CAPÍTULO 3 – MATERIAL E MÉTODO
3.1 – MATERIAIS
Material Nome Comercial Composição Fabricante Tubo Plástico Tubo PVC Tigre PVC Tigre do Brasil
Resina acrílica Acrílico Artigos
autopopimerizável autopolimerizante odontológicos Clássico
Implantes dentários Titânio P.I. Branemark comercialmente Philosophy™, puro EXOPRO S/A
Abutment Pilar estético Titânio P.I. Branemark comercialmente Philosophy™, puro EXOPRO S/A
Abutment Pilar UCLA Cromo/Cobalto P.I. Branemark Philosophy™, EXOPRO S/A
Parafuso do pilar Parafuso do pilar Titânio P.I. Branemark comercialmente Philosophy™, puro EXOPRO S/A
Parafuso de trabalho longo Aço inox P.I. Branemark
Philosophy™, EXOPRO S/A
Cera Rosa 7 Cera Rosa 7 Cera Wilson
Cimento de Zinco Cimento de Zinco Fosfato de Zinco SS White
Chave Hexagonal 1.2 Chave Hexagonal 1.2 Aço inox P.I. Branemark Philosophy™, EXOPRO S/A
Base metálica para suporte
Base metálica para suporte Aço inox P.I. Branemark
Philosophy™, EXOPRO S/A
Liga metálica Litecast B Níquel Cromo Williams / USA
Cera para fundição Cera P.K. opaque Kota / Brasil
79
Revestimento Heat Shock Polidental / Brasil
Filme de Carbono Filme de Carbono Accufilm/Japan
Evidenciador de contato
Evidenciador de contato Kota
Resina composta foto Resina composta foto 3 M/Brasil
3.2 – MÉTODOS
3.2.1 – Estabelecimento dos grupos
Foi estabelecida a existência de dois grupos testes, a saber:
Grupo I – Composto por próteses parafusadas;
Grupo II – Composto por próteses cimentadas.
3.2.2 – Confecção do corpo de prova
Foram usados neste estudo implantes de titânio comercialmente puro (P.I.
Branemark Philosophy™, EXOPRO S/A) para a confecção de cinco corpos de prova.
Os implantes obedeceram às seguintes especificações: diâmetro da plataforma:
4,1mm, largura do hexágono externo: 2,7mm e altura do hexágono externo: 0,71mm.
Os implantes foram posicionados verticalmente em cilindros de PVC (Tigre do Brasil,
São Paulo-SP) com auxílio de um delineador (Bio-Art, São Carlos-SP) e fixados com
resina acrílica autopolimerizável (Jet Classic, São Paulo-SP) (FIGURAS 12 a e b).
80
a b
Figura 12 a e b – Detalhe do corpo de prova e com implante posicionado.
A plataforma do implante foi posicionada a 4mm abaixo da margem superior
do cilindro e 1mm acima da parte superior da resina acrílica.
3.2.3 – Descrição do microscópio de perfil
A verificação do alinhamento do parafuso da prótese foi feita antes e depois
da fadiga cíclica. Para tal, foi utilizado um microscópio de perfil (Mitutoyo PJ – A3000
– Profile Projector, Mitutoyo Sulamericana Ltda.). (FIGURAS 13 a e b).
81
a b
Figura 13 a e b – Microscópio de Perfil Mitutoyo. a) vista frontal; b) Vista de perfil.
Esta mensuração foi realizada posicionando-se o parafuso da prótese ao
centro do visor do aparelho e, através de linhas de referência horizontais e verticais,
mensura-se o perfil retilíneo do parafuso e possíveis alterações deste (FIGURA 14).
Figura 14 – Vista do parafuso no microscópio de perfil Mitutoyo.
82
3.2.4 – Confecção das próteses
Na seqüência, um intermediário de plástico com base pré-fabricada (FIGURA
15) de 10mm de altura (EXOPRO S/A – P.I. Branemark Philosophy™) foi parafusado
no implante com torque de 10N.cm e ajustado com disco de carborundum. Este
intermediário foi utilizado para a confecção das próteses parafusadas.
Figura 15 – Componente de plástico com base pré-fabricada usado para a prótese parafusada.
Sobre este pilar foi confeccionado o enceramento (Cera Kota, SP) de uma
prótese parcial fixa de dois elementos, com dimensões semelhantes aos dentes
naturais anteriores, tendo o incisivo central superior como pilar parafusado e o
incisivo lateral superior com 10mm de cantiléver. A seguir, uma silicona de
laboratório (Zetalabor, Zermack, Rovigo, Itália) foi utilizada para fazer uma guia de
enceramento. Esta guia serviu posteriormente para a confecção de dez próteses,
sendo cinco parafusadas e cinco cimentadas (FIGURAS 16 a e b).
83
a b
Figura 16 a e b – Detalhe da prótese parafusada (a) e cimentada (b).
O enceramento das próteses parafusadas foi então realizado sobre um pilar
de plástico e de base pré-fabricada, enquanto o enceramento das próteses
cimentadas foi confeccionado sobre um intermediário de titânio com paredes
expulsivas (Pilar estético P.I. Branemark Philosophy™, EXOPRO S/A) (FIGURA 17).
Figura 17 – Detalhe do pilar estético para prótese cimentada.
O parafuso da prótese utilizado foi confeccionado de titânio comercialmente
puro e de superfície maquinada que obedeciam às seguintes especificações:
comprimento 8mm, diâmetro da rosca de 2mm, comprimento da rosca 2mm, ângulo
da rosca de 60º. A justeza (folga entre o componente protético e o implante) do
hexágono é de 0,02mm de tolerância, tanto para o componente calcinável de base
pré-fabricada como para o pilar estético, que corresponde ao pilar cimentado.
84
Depois, os enceramentos foram fundidos em liga de Ni-Cr-Be, conforme as
recomendações dos fabricantes. Então, as próteses foram desinclusas e lavadas
com ácido hidrofluorídrico a 45%. Para proteger as margens da prótese, foram
instalados protetores de margens. Em todas as fases laboratoriais, foram utilizados
parafusos de trabalho (EXOPRO S/A – P.I. Branemark Philosophy™) com o objetivo
de preservar a integridade dos parafusos da prótese.
3.2.5 – Realização do torque e destorque pré-fadiga
As próteses parafusadas foram fixadas aos implantes com um torque de
32N.cm. Para verificar o torque e destorque, foi utilizado um torquímetro analógico
(Tohnichi BTG60CN/Japan (FIGURA 18.), com uma precisão de ±2%. Este
instrumento permite medir o torque em sentido horário (torque de aperto ou também
denominado de torque) e em sentido anti-horário (torque de afrouxamento ou
também denominado destorque).
a b
Figura 18 a e b – Torquímetro analógico (Tohnichi BTG60CN) .
85
Para poder realizar o torque e o destorque foi unida ao mandril do torquímetro
uma chave fabricada com as características do hexágono do parafuso (FIGURA 19).
Figura 19 – Torquímetro analógico no momento da mensuração do torque.
Na aplicação do torque, o corpo de prova foi fixado em um dispositivo
metálico de forma que no momento de realizar o torque e o destorque o corpo de
prova se mantivesse totalmente rígido (FIGURA 20). Em cada implante foi aplicado
um torque de 32N.cm e, após um intervalo de tempo de dois minutos, foi realizado o
destorque, seguindo a metodologia de Breeding et al. (1993). Este procedimento foi
repetido três vezes para cada implante a fim de se obter uma média de destorque
inicial. No outro grupo, as próteses foram adaptadas aos pilares de titânio com
líquido evidenciador de contato (Art Spot 2, Jean Bausch, Konn, Alemanha) e
cimentadas com cimento de fosfato de zinco (SS White, São Paulo-SP) sob uma
carga de 10kg por dez minutos. Então, os excessos de cimento foram removidos das
margens e as próteses armazenadas numa estufa a 37ºC por 24 horas.
86
Figura 20 – Base metálica para imobilização do corpo de prova.
3.2.6 – Descrição do protocolo de fadiga
As próteses foram posicionadas numa máquina de ensaios de fadiga (Elquip,
São Carlos-SP). Uma carga de 5kg foi aplicada no centro da porção lingual do
cantiléver através de um parafuso em ponta de bala (FIGURAS 21 a e b). O contato
do parafuso com a prótese foi ajustado com auxílio de um papel de articulação
(Accuflim II, Parkell, Farmingdale, NJ, EUA). Todas as próteses receberam 500 mil
ciclos de fadiga com uma freqüência de 2Hz, estando os cilindros de PVC e as
próteses imersas em água a 37ºC.
87
a b
Figura 21 a e b – Máquina de ciclagem e detalhe da ponta ativa.
3.2.7 – Realização do destorque pós-fadiga
Após os testes, os cilindros foram retirados e o destorque for verificado em
uma medida única. Desta forma, comparamos a média dos destorques pré-fadiga
(destorque inicial) com o destorque pós-fadiga.
3.3 – ANÁLISE ESTATÍSTICA
Foram obtidos a média aritmética e o desvio padrão (SD) dos destorques antes
a após fadiga. Na seqüência, foram aplicados o Teste de Wilcoxon (para os grupos
não homogêneos) e o Teste Student t (para os grupos homogêneos).
88
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS
As Tabelas 1 e 2 representam os valores dos destorques do parafuso da
prótese antes e depois do ensaio de fadiga no grupo parafusado e cimentado,
respectivamente.
Tabela 1. Valor do torque e destorque (N.cm) antes e após o ensaio de fadiga. Grupo de próteses parafusadas.
Antes Após
Número da amostra Torque Média Detorque Destorque
1 32 24 22
2 32 28 23
3 32 25 22
4 32 27 24
5 32 27 23
6 32 18 22
7 32 26 23
8 32 25 23
9 32 24 21
10 32 28 24
Média 32 25.2 22,7
SD 0 2.9 0,9
89
Tabela 2. Valor do torque e destorque (N.cm) antes e após o ensaio de fadiga. Grupo de próteses cimentadas.
Antes Depois
Número da amostra Torque Média
Destorque Destorque
1 32 30 22
2 32 25,6 22
3 32 28 26
4 32 30 26
5 32 30,3 26
6 32 27,3 26
7 32 24,6 24
8 32 27,3 25
9 32 27 24
10 32 26,6 26
Média 32 27,67
24,7
SD 0 1,92 1,55
No grupo parafusado, a média dos destorques iniciais foi de 25,2 + 2,9N.cm e
o destorque final foi de 22,7 ± 0,9N.cm. (p=0,049 Teste de Wilcoxon). No grupo
cimentado, a média dos destorques iniciais foi de 27,67 + 1,92 N.cm e o destorque
final foi de 24,7 + 1,55 N.cm (p=0,002 Teste t pareado). Foi observada diferença
significativa entre a média dos destorques pré-fadiga e o destorque pós-fadiga em
ambos os grupos. Não foram encontradas alterações significativas no alinhamento
do parafuso da prótese.
90
CAPÍTULO 5 – DISCUSSÃO
Foi observada no Grupo I (parafusado) uma média de destorque inicial de
25,2 + 2,9N.cm e, no Grupo II (cimentado), de 27,67+ 1,92N.cm. Isto implica uma
redução de 21,25% e 13,53%, respectivamente, em relação ao torque inicial de
32N.cm. Desta forma, cabe responder a dois questionamentos: 1. Por que o
destorque foi menor que o torque? 2. Por que houve uma maior redução no grupo
parafusado? Em relação à primeira questão, podemos afirmar que este achado é
conhecido na literatura. Diversos autores já constataram que a força do torque é
maior que a do destorque (MARTIN et al., 2001; TAVAREZ et al., 2002). A
justificativa para tal fenômeno está relacionada ao coeficiente de atrito existente no
momento do torque (BURGUETE et al., 1994). Em relação à segunda questão,
podemos afirmar que o nível de adaptação do parafuso da prótese favoreceu o
resultado nas próteses cimentadas (BINON, 2000). Isto porque, no Grupo II
(cimentado), o parafuso da prótese se relaciona com um componente pré-fabricado
e, nesta situação, espera-se uma adaptação passiva superior ao componente
calcinável utilizado no Grupo I (parafusado).
O nosso estudo mostrou haver uma redução significativa do destorque após o
ensaio de fadiga, nos grupos I (próteses parafusadas) e II (próteses cimentadas).
Quais as possíveis razões para estes resultados? De fato, a fadiga cíclica influencia
a magnitude do destorque e isto encontra relatos semelhantes na literatura. Khraisat
et al. (2004) investigaram o efeito da carga lateral cíclica em diversas posições no
afrouxamento do parafuso num sistema de implantes de hexágono externo. Instalou
uma supra-estrutura cimentada em pilares do tipo CeraOne e variou a posição da
91
carga cíclica, sendo um grupo lateral e cêntrica e outro grupo lateral e excêntrica. Foi
usado um ensaio de fadiga de 10x106 (40 meses de função simulada) com 50N. Os
resultados mostraram uma diminuição significativa no destorque no grupo de carga
lateral cêntrica. O mesmo autor, submeteu abutments do tipo CeraOne com uma
supra-estrutura cimentada a uma força de 50N e uma ciclagem de um milhão (40
meses de função) e 500 mil ciclos (20 meses de função). Os resultados mostraram
uma diferença significativa entre os grupos, sendo maior no grupo com maior tempo
de ciclagem. Não é possível uma comparação direta destes estudos com o nosso
trabalho, pois há diferenças na metodologia empregada. No entanto, em
concordância com os nossos resultados, mostram que o fenômeno da redução do
destorque pós-fadiga é crítico nos sistemas de implantes de hexágono externo.
Qual a implicação clínica destes resultados? A redução significativa do
destorque pós-fadiga não implica falha mecânica da prótese. Isto porque houve uma
redução pequena do destorque final e não se observou afrouxamento do parafuso
após 20 meses de função simulada em ambos os grupos. Não se conhece qual a
vida útil deste parafuso da prótese neste sistema testado, mas, após a fadiga, a
prótese continuou imóvel e sem afrouxamento total do parafuso. Além disso, o
ensaio de fadiga empregado foi mais crítico que as condições clínicas, já que se
aplicou uma carga de 50N em um platô criado na face palatina do incisivo lateral, ou
seja, no cantiléver. Ora, se em condições clínicas evitamos contatos efetivos nos
cantiléveres, podemos afirmar que nosso estudo testou uma condição extrema de
carga sobre uma extensão protética lateral. Ainda assim não houve afrouxamento do
parafuso da prótese.
92
5.1 – A DIMINUIÇÃO DO DESTORQUE PÓS-FADIGA
A redução do destorque após o ensaio de fadiga foi significativa em ambos os
grupos. No Grupo I (parafusado), a média dos destorques iniciais foi de 25,2 +
2,9N.cm e o destorque final foi de 22,7 ± 0,9N.cm. No Grupo II (cimentado), a média
dos destorques iniciais foi de 27,67 + 1,92N.cm e o destorque final foi de 24,7 +
1,55N.cm. (p=0,002 Teste t pareado). Como podemos explicar tal fato?
Discutiremos a influência do ensaio de fadiga, do cantiléver, do tipo de
parafuso utilizado no estudo e o tipo de conexão entre o implante e a prótese
(hexágono externo).
Cibirka et al. (2001) examinaram diferenças no destorque após testes de
fadiga em implantes com hexágono externo (3,75mm – hexagonal de 2,7mm e uma
altura de 0,633mm). As próteses receberam uma carga inclinada com 25 graus com
parafuso de ouro a 32N.cm. Uma carga dinâmica foi aplicada sobre a plataforma de
cada pilar por um pistão em uma única direção. Amostras não tiveram sinais de
instabilidade ou afrouxamento do parafuso. Em nosso estudo, mesmo a plataforma
do implante sendo muito semelhante ao estudo do Cibirka (2001), há diferenças no
tipo de parafuso da prótese (ouro/titânio), no tipo de prótese e no protocolo de
fadiga. Estas diferenças não permitem comparar os resultados dos dois trabalhos,
mas podemos especular que os parafusos de ouro torqueados com 32N.cm são
mais indicados para a prótese parcial fixa com cantiléver.
Khraisat et al., em dois estudos em 2004, investigou o efeito da carga lateral
cíclica em diversas posições no afrouxamento do parafuso num sistema de
implantes de hexágono externo. Em um estudo, o autor instalou uma supra-estrutura
cimentada em pilares do tipo CeraOne e variou a posição da carga cíclica, sendo um
93
grupo lateral e cêntrica e outro grupo lateral e excêntrica. Foi usado um ensaio de
fadiga de 10x106 (40 meses de função simulada) com 50N. Os resultados mostraram
uma diminuição significativa no destorque no grupo de carga lateral cêntrica. Em
outro estudo, foram utilizados 15 implantes com abutments do tipo CeraOne de 3mm
com uma supra-estrutura cimentada. Foi aplicada uma força de 50N e uma ciclagem
de um milhão (40 meses de função) e 500 mil ciclos (20 meses de função) nos
Grupos A e B, respectivamente. Os resultados mostraram uma diferença significativa
(p < .001) no valor do destorque no grupo A ([-5,6 a -3,4] +/- 0,86Ncm) comparado
ao grupo B ([-2,4 a -1,6] +/- 0,32Ncm) e grupo C ([-0,7 a 0,0] +/- 0,26Ncm). Não é
possível uma comparação direta destes estudos com o nosso trabalho, pois há
diferenças na metodologia. No entanto, em concordância com os nossos resultados,
mostra que o fenômeno do afrouxamento do parafuso é crítico nos sistemas de
implantes de hexágono externo parafusados com parafusos de titânio.
5.2 – CARACTERÍSTICAS DO PARAFUSO DA PRÓTESE
O parafuso utilizado em nosso trabalho é caracterizado por ser de liga de
titânio, sem superfície tratada, com oito passos de rosca, pescoço alargado e com
8mm de diâmetro conforme demonstrado na Figura 5b. Segundo alguns autores,
(BICKFORD, 1995; HENRY, 1996; SCHELLER, 1998; BINON 2000), este tipo de
parafuso não deve apresentar um bom desempenho na estabilização da prótese, já
que suas características implicam um grande coeficiente de atrito e uma reduzida
capacidade de elongação, o que gera pré-cargas menores. Nesse sentido, alguns
autores (HENRY et al., 1996; SCHELLER et al., 1998; BINO N, 2000) afirmam que a
utilização de parafusos de ouro é mais segura, já que estes apresentam um menor
94
coeficiente de atrito, podendo ser apertados de forma mais efetiva, proporcionando
assim, uma pré-carga mais alta. Além disso, estando em contato dois materiais
diferentes (ouro do parafuso e titânio do implante) não ocorrerá a adesão das
superfícies em contato. Por isso, nas condições deste estudo, pode-se justificar a
ocorrência de diferenças significativas do destorque antes e após a fadiga sendo o
parafuso da prótese em titânio. Isso nos leva a concluir que o teste de fadiga cíclica
interferiu na magnitude da pré-carga obtida no sistema e conseqüentemente reduziu
o destorque após a ciclagem.
5.3 – O EFEITO CANTILÉVER NAS PSI
Sabe-se que o número e comprimento de implantes, a qualidade óssea, o
padrão oclusal e o formato da prótese são fatores determinantes da integridade
biomecânica de uma prótese sobre implantes (BECKER, 2004). É possível se
conceber um pôntico e um pilar na maxila anterior? Sim. Na maxila anterior, a carga
mastigatória é um pouco menos da metade da porção posterior da arcada; os
implantes atuais apresentam um maior percentual de contato osso-implante e isso
pode aumentar sua função de ancoragem (SUL et al., 2005); um ajuste oclusal
cuidadoso que mantenha o movimento de protrusão e lateralidade principalmente no
pilar e uma seleção de pacientes cuidadosa que exclua pacientes com parafunção
podem determinar a longevidade biomecânica de uma prótese com duas coroas
suportadas por um único implante. Weinberg e Kruger, em 1995, realizaram uma
avaliação comparativa das cargas no parafuso de ouro, parafuso do pilar, e no
implante em quatro diferentes situações clínicas que incluíram: inclinação cuspídea,
95
inclinação do implante, desvio horizontal e vertical do implante. Concluíram que,
para cada milímetro de desvio lingual do implante, houve um aumento de 15% no
momento de torque. Em nosso estudo, foi utilizado um cantiléver de 10mm e a carga
cíclica foi aplicada a 8mm do longo eixo do implante. Nas condições do estudo,
houve influência do cantiléver na magnitude do destorque pós-fadiga. Mas qual o
significado clínico deste resultado? Significa que devemos ter cautela em utilizar
parafusos de titânio sem superfície tratada para próteses com cantiléver ou mesmo
utilizar parafusos de ouro. Significa também o cuidado para, no ajuste funcional,
evitar a permanência de torques oclusais no cantiléver.
5.4 – O TORQUE DE 32N.cm
Haack (1995) determinou o torque de afrouxamento quando é aplicado um
torque de 32N.cm em parafusos UCLA de ouro e de 20 N.cm em parafusos UCLA de
titânio, determinando também o máximo de torque de aperto sem deformação
plástica de cada parafuso. Seus resultados mostraram que a elongação dos
parafusos depois de aplicar as forças de torque recomendadas pelos fabricantes
permaneceu dentro dos limites de elasticidade, sendo esta de 57,5% e 56%, nos
parafusos de ouro e titânio, respectivamente. Seguindo os torques recomendados
pelos fabricantes, a pré-carga média foi de 468,2N utilizando os parafusos de ouro e
de 381,5N com os parafusos de titânio. Com base na análise estatística destes
resultados, os autores acreditam que pode ser possível apertar os parafusos além
dos níveis de torques recomendados para minimizar os problemas de afrouxamento,
porém as forças mastigatórias provavelmente atuam para elevar a tensão de
estresse nos parafusos. Quando foi avaliado o torque de afrouxamento, foi
observado que este foi entre 20 e 30% menor que o torque de aperto em ambos
96
tipos de parafusos. Mcglumphy, Kerby e Elfers, em 1994, encontraram resultados
semelhantes. Em nosso estudo, utilizamos parafusos de titânio e usamos um torque
de 32N. Sabemos que o limite de deformação plástica deste tipo de parafuso em
elementos isolados no sistema Branemark é de 40N.cm (BINOM, 1994). Desta
forma, estando com o torque de 32N.cm, estamos com a pré-carga máxima possível,
porém, mais próximos do limite de fratura do parafuso.
Dois fatores limitam a quantidade de torque que pode ser aplicada; o limite de
resistência mecânica do parafuso e o modo como o torque é aplicado. A máxima
pré-carga é obtida antes de ocorrer falha, conseqüentemente um ótimo torque de
aperto pode ser calculado utilizando 75% do máximo valor obtido até a falha; pelo
que uma ótima força de aperto pode ser desenvolvida com mínimo risco de fratura
do parafuso. Este foi o que se estabeleceu no nosso estudo.
97
CONCLUSÃO
Dentro dos limites do estudo:
1 O ensaio de fadiga cíclica diminuiu o valor do destorque na prótese parcial fixa
com cantiléver;
2 O ensaio de fadiga cíclica não influenciou o alinhamento do parafuso da prótese
parcial fixa com cantiléver;
3 Não ocorreu afrouxamento do parafuso da prótese nos dois grupos;
4 Novos estudos são necessários para avaliar a prótese parcial fixa com cantiléver
em outras condições e suas implicações para uso em humanos.
98
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110
APÊNDICE
APÊNDICE A – CASO CLÍNICO
a b c
Figura 22 a, b e c – Estado clínico e radiográfico inicial e subseqüente enxerto ósseo.
a b c
Figura 23 a, b e c – Implante instalado e volume obtido do tecido gengival.
111
a b c
Figura 24 a, b e c – Prótese provisória antes e após a instalação.
a b c
Figura 25 a, b e c – Prótese final antes e após a instalação. Observar preservação da papila.
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