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PONTIFÍCIA UNIVERSIDADE CATÓLICA DE MINAS GERAIS
Faculdade de Odontologia
ANÁLISE DO COMPORTAMENTO BIOMECÂNICO DE CONEXÕES
DE INTERFACE DE IMPLANTES OSSEOINTEGRADOS PELO
MÉTODO DE ELEMENTOS FINITOS
Branca Fraga de Resende Chaves
Belo Horizonte
2008
Branca Fraga de Resende Chaves
ANÁLISE DO COMPORTAMENTO BIOMECÂNICO DE CONEXÕES
DE INTERFACE DE IMPLANTES OSSEOINTEGRADOS PELO
MÉTODO DE ELEMENTOS FINITOS
Dissertação apresentada ao Programa de Mestrado Profissionalizante em Odontologia da Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais, como parte dos requisitos para a obtenção do título de Mestre em Odontologia. Área de concentração: Implantodontia. Orientador: Prof. Dr. Jánes Landre Júnior Co-Orientador: Prof. Dr. Wellington Corrêa Jansen
Belo Horizonte
2008
FICHA CATALOGRÁFICA Elaborada pela Biblioteca da Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais
Chaves, Branca Fraga de Resende C512a Análise do comportamento biomecânico de conexões de interface de
implantes osseointegrados pelo método de elementos finitos / Branca Fraga de Resende Chaves. Belo Horizonte, 2008.
84f. : Il. Orientador: Janes Landre Júnior Co-orientador: Wellington Corrêa Jansen Dissertação (Mestrado) - Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais.
Programa de Pós-Graduação em Odontologia. 1. Implantes dentários osseointegrados. 2. Método de elementos finitos. I.
Landre Júnior, Janes. II. Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais. Programa de Pós-Graduação em Odontologia. III. Título.
CDU: 616.314-089.843
Agradecimentos
Se acredito que Deus é um ser perfeito e absoluto em sua totalidade e se acredito
ser uma célula divina, por que não crer que posso atingir a perfeição? Sim! O Universo é
amplo e ilimitado! Desde que sejamos capazes de abrir nossas janelas virtuais exatamente
como abrimos uma página na internet, cairmos num universo virtual que é real, concreto e
palpável no amplo sentido de sua existência!
Nossa mente é muito mais do que uma simples multimídia! Nossa memória tem
bilionésimos ou infinitos mega bites de potência.
Somos todos verdadeiras máquinas de alta tecnologia.
Às vezes até saímos do ar, não é mesmo? Mas somos muito mais do que um
simples computador, pois temos também infinitas imagens, infinitos cheiros, passos, gestos,
olhares, bocas, sorrisos, expressos em harmônicos dentes e gengivas.
Infinitos corações que se inflamam, se apaixonam, extravasam, queimam. Ou seja,
temos e somos células Divinas em carne e osso! E por isto temos e devemos ousar. A
ousadia é irreverente, incandescente, incessante e irremediavelmente maravilhosa!
Ousem hoje e sempre!
Sejam felizes agora e para sempre...
Sorriam a todo instante...
Espalhem harmonia a todos com quem se relacionar.
E sejam plenos, pois você, ser humano, está vivo para fazer acontecer e brilhar
eternamente!
Porém, apenas tendo um pensamento coletivo, poderemos atingir todos estes
objetivos e metas, realizando todos os nossos sonhos.
Assim como qualquer continente neste globo terrestre, não podemos nem queremos
viver sozinhos.
Temos que nos Re- lacionar, entrelaçar, enfim, temos que nos amar!
Só assim descobriremos as surpreendentes percepções e vôos absolutamente
profundos de máxima liberdade. Só desta maneira conseguiremos expandir nossas mentes
e “em prol” do todo, ou do comum a todos na humanidade.
E assim, seremos capazes de vibrar e entrar em sintonia com todas as coisas divinas
como a música, a tecnologia, a natureza, a ciência, a magia e a odontologia.
Ao dar harmonia e brancura a um sorriso, estamos fazendo muito mais do que mudar
o terço inferior da face! Estamos depositando naquele ser humano uma linda semente: a
semente da segurança..
Proporcionando auto-confiança e auto-estima ao ser humano. Na busca de ser
alguém melhor! A confiança de ser inteiro e útil ao menos para compartilhar ou apoiar
alguém através de um sorriso.. satisfatório, amável e gratificante.
Estamos depositando no outro a oportunidade para mudar. De mudar para sorrir!!
Pois, sorrir é exprimir instantes de felicidade. É buscar e transbordar a totalidade
através de uma bela arcada.
Nós, sim, dentistas artistas, orgulhosamente podemos devolver a dignidade aos
“seres humanos” e a possibilidade de serem plenos, realizados e felizes!
E só assim exerceremos nossa plena capacidade de irradiar nossa luz, nossa
competência e ciência.
A minha mãe, minha musa inspiradora que desde a minha infância me enchia de
orgulho por sua emancipação profissional tão incomum nas mulheres de sua geração.
Além da notável habilidade profissional, original e criativa sempre esteve à busca de
novos aprimoramentos para soluções dos constantes desafios.
Ao meu pai, pelo exemplo de conduta ética, moral e profissional que sempre serviram
de sustentáculo para o meu crescimento. Pela constante exigência da minha conduta
pessoal, me lançando desafios que me incitam a buscar a constante e gradual superação
das minhas limitações.
Às minhas filhas, tão queridas, infinitamente amadas, e que tanto me inspiram em
meus anseios profissionais, espirituais e pessoais, e renovam a minha capacidade de amar
e crescer no eterno aprendizado da vida. Por serem minhas companheiras demonstrando
compreensão na divisão de minha atenção em minhas tarefas profissionais.
Aos meus irmãos que sempre acreditaram em meus ideais e me apoiaram em minhas
batalhas para as conquistas de meus maiores sonhos!
Ao meu orientador, Professor Doutor Jánes Landre Júnior, que por meio de inestimável
colaboração tornou possível a execução deste trabalho, com toda sua paciência e amizade.
Amplo em demonstrar seus conhecimentos proporcionando direções no alcance de meus
anseios e questionamentos. Além de permitir toda a minha evolução profissional pactuada
neste trabalho.
Ao meu co-orientador Professor Doutor Wellington Jansen pela firme orientação,
paciência e sensibilidade reveladas, frente aos meus intermináveis questionamentos.
Ao Coordenador dos programas de Mestrado em Odontologia, Professor Doutor
Roberval Cruz, pela amizade e apoio singular na realização deste trabalho.
À toda equipe de professores que contribuiu para a aquisição e aprofundamento de
meus conhecimentos científicos, estabelecendo ancoragem para novas aspirações:
Prof. Dr. Marcos Dias Lanza pela sua ajuda, brilho, amizade, que com sua admirável
dedicação e amor à profissão mostrou-me que é possível ousar.
Prof. Dr. José Alfredo Mendonça que me ensinou amar a Implantodontia, o meu afeto
e agradecimento.
Prof. Peterson pela sua atenção e generosidade sempre esteve pronto a ajudar.
Prof. Maurício que me ensinou a cultivar a paciência, minha admiração.
Prof. Antonio Henrique pelo apoio científico.
Prof. Dr. Elton Zenóbio pela força recebida.
À minha estagiária Stella Raydan, graduanda em Engenharia Mecânica, pela sua
paciente colaboração e dedicação na produção dos modelos e geração dos resultados deste
trabalho.
Aos meus colegas de mestrado que muito contribuíram para o meu aprendizado, cuja
convivência alegre e amigável tornou menos árdua esta jornada, especialmente ao Marco
Monteiro e Juliana Maia que tanto me auxiliaram nas atividades curriculares e o colega
Gustavo Gomes que compartilhou do meu júbilo na superação de várias indagações.
Aos ilustres Professores Ubiratan Barros de Melo, Luiz Cândido Silveira, Nelson
Figueiredo e Magda Couto Figueiredo pela intensa amizade e apoio profissional, todos
sempre disponíveis e empenhados a me ajudar, desde a minha graduação.
A toda equipe de funcionários que participou e contribuiu para o meu aprimoramento
profissional.
A equipe do ITP – Instituto de Tecnologia e Pesquisa, em especial à Dora Mourão,
Luciana Colepícolo, Chico Marinho e Tânia Fraga pelo apoio constante e cumplicidade nos
meus maiores desafios intelectuais e profissionais.
Aos meus irmãos que sempre acreditaram em meus ideais e me apoiaram em minhas
batalhas para as conquistas de meus maiores sonhos!
Aos fiéis amigos Tatiana Marra, Saly da Silva, Thaïs Mourão, Sheila Melissa,
Alessandra Souza, Renata Rocha e Sérgio Vieira por estarem sempre dispostos a
compartilhar as minhas dificuldades durante minha jornada.
Uma pessoa permanece jovem na medida em que ainda é capaz de aprender, adquirir novos hábitos e tolerar contradições. (EBNER-ESCHENBACH, Marie Von)
RESUMO
O presente estudo propõe analisar qualitativa e comparativamente a
distribuição das tensões nas conexões de interface implante/pilar, nos sistemas:
Duodecágono Interno (DI) e Cone Morse (CM), mensurando a influência das
geometrias do pilar na distribuição, magnitude e na transferência de tensões ao osso
circundante, através de métodos em elementos finitos (MEF). Foram confeccionados
modelos 3D para simular a inserção dos implantes com pilares e contornos
anatômicos de molares caracterizados por coroas dentárias em porcelana na região
de primeiro e segundo molar da mandíbula. Estes modelos foram estruturados e
baseados em estudos de estado plano de deformação, cujas propriedades
mecânicas dos materiais foram homogêneas, isotrópicas e lineares elásticas. Para
cada tipo de interface de conexão implante/pilar foram geradas imposições de
esforços de 100N em quatro planos inclinados da superfície oclusal da coroa
protética, variando nos sentidos vertical, oblíquo, vestíbulo-lingual e mesio-distal,
para cada carregamento. Foram coletados resultados de tensão, deformação e
deslocamento, obtidos por meio de simulações pelo MEF. Os maiores
deslocamentos ocorreram no colar do implante do sistema de conexão tipo cone
Morse, com exceção do carregamento oblíquo, no qual os maiores deslocamentos
foram encontrados no sistema de dodecágono interno. Foi concluído que o sistema
de conexão do tipo Morse da Straumann apresentou menores restrições por ser
inserido parcialmente no osso, deixando o colar de 1,8mm supra-ósseo. Este
sistema pode permitir maiores deslocamentos, comparados com o sistema de
conexão de dodecágono interno restritos pela total inserção óssea e menores
deslocamentos em 5 dos 6 esforços impostos.
Palavras-chaves: Distribuição de tensões. Métodos dos elementos finitos. Implantes
osseointegrados.
ABSTRACT
The present study proposes to analyze the qualifying and comparable distribution of
the stress on the connections of the implant/abutment interface, in the systems:
Internal Dodecagon (ID) and Morse Taper (MT), measuring the influence of the
abutment geometry in the distribution, magnitude and transference of stress to
surrounding bone, by the finite element analysis (FEA). The 3D/CAD models were
made to simulate the insertion of the implants with abutments and anatomical
outlines of molars characterized for dental crowns in porcelain, in the region of the
first and second molars of the mandible. These models were structured with
hipothesis of plane strain, whose mechanic properties of the materials were
homogeneous, isotropic and linear elastic. For each kind of interface
implant/abutment there were generated loads of 100N in each one of the four slanted
planes of the oclusal surfaces of the prosthetic crown. For each loading there were
varying directions: vertical, oblique, buccalingual and mesiodistal. The stresses and
displacements results were collected; they were obtained by simulations in FEA. The
greatest displacements occurred in the system of connection of the Morse Taper
kind, with exception of the oblique loading, in which the greatest displacements were
met in the internal dodecagon system. It was concluded that the system of
connection from Morse kind presented smaller restrictions for being partially inserted
in the bone, leaving the upper-bone collar with 1,8mm. What can allow greater
displacements when compared with the connection system of the internal dodecagon
restricted by total bone insertion and smaller displacements in five results of the six
efforts imposed.
Key-words: Stress distribution. Finite element analysis. Osseointegrated implants.
LISTA DE FIGURAS
FIGURA 1 Imagem dos implantes/pilares/coroas inseridos na mandíbula em 3D ....22 FIGURA 2 Imagem dos implantes/pilares/coroas modelados em 3D........................23 FIGURA 3 Distribuição de deformação no implante ITI sob carga lateral- 75N no eixo Y ........................................................................................................................27 FIGURA 4 Distribuição de tensão sob carga inclinada em 3 sistemas de conexão HE à esquerda, HI ao meio e C-1 à direita...............................................................28 FIGURA 5 Desenho esquemático mostrando área de contato na conexão interna ..31 FIGURA 6 Direcionamento das cargas oclusais: AL- Axial; LL - Lateral; OL - Oblíqua..................................................................................................................................32 FIGURA 7 Imagem tridimensional da mandíbula ......................................................35 FIGURA 8 Modelos 3D dos implantes/pilares/coroas e do corte da região posterior da mandíbula Sistemas: a- DI à esquerda e b- CM à direita.....................................36 FIGURA 9 Imagem da malha gerada do modelo 3D do corte posterior da mandíbula e dos implantes/pilares/coroas: HI à esquerda e CM à direita ..................................38 FIGURA 10 Imagem da malha dos implantes/pilares em 3D - HI à esquerda e CM à direita ........................................................................................................................38 FIGURA 11 Vista superior da imagem 3D da malha dos sistemas de conexão DI à esquerda e CM à direita ............................................................................................39
FIGURA 12 Imposição de esforços de lingual para vestibular ..................................42
FIGURA 13 Imposição de esforçosde lingual para vestibular ..................................42
FIGURA 14 Imposição de esforços na direção Vertical ...........................................44
FIGURA 15: Imposição de esforços de distal para mesial: .......................................45
FIGURA 16 Imposição de esforços oblíquos:...........................................................47
FIGURA 17 Simulação da imposição dos esforços de mesial para distal .................49
FIGURA 18 Imposição de esforços de mesial para distal mo conjunto implante/pilar..................................................................................................................................49
Ilustração da seleção dos pontos de valores máximos de tensão expressos nos quadros .....................................................................................................................49
FIGURA 19 Simulação de esforços de vestibular para lingual..................................51
FIGURA 20 Imposição de esforços de vestibular para lingual nos implantes/pilares CM e DI .....................................................................................................................51
LISTA DE GRÁFICOS
GRÁFICO 1 Gráfico comparativo do estudo 1,direção de carregamento L-V Pontos selecionados das tensões máximas segundo o critério de Von Mises......................43 GRÁFICO 2 Estudo 3 comparativo, com as maiores tensões de Von Mises nas duas montagens DI e CM ..................................................................................................46 GRÁFICO 3 Estudo 4 comparativo das maiores tensões nas duas montagens .......48 GRÁFICO 4 Estudo 5 comparativo, indicando as maiores tensões nas duas montagens.................................................................................................................50 GRÁFICO 5 Estudo 6 comparativo, indicando as maiores tensões nas duas montagens.................................................................................................................52
LISTA DE TABELA
TABELA 1 Módulo de elasticidade e coeficiente de poisson dos materiais utilizados..................................................................................................................................40 TABELA 2 Pontos selecionados das tensões máximas segundo o critério de Von Mises.........................................................................................................................43 TABELA 3 pontos selecionados das tensões máximas dos dois sistemas ..............46 TABELA 4 Pontos máximos selecionados das tensões ...........................................48 TABELA 5 Pontos selecionados das tensões máximas em cada sistema ................50 TABELA 6 Pontos máximos selecionados das tensões ...........................................52
LISTA DE SIGLAS
C-1- Corpo Único
CM- Cone Morse
DI- Dodecágono Interno
HE- Hexágono Externo
HI- Hexágono Interno
MEF- Métodos de Elementos Finitos
NL- Não Linear
OI- Octógono Interno
3D- Tridimensional
CAD- Computer-aided design
GPa- Gigapascal
PTR- Prótese Total Removível
PUC MG- Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais
SUMÁRIO
1 INTRODUÇÃO .......................................................................................................16 2 REVISÃO DE LITERATURA ............................ .....................................................20 2.1 Insucessos..................................... ....................................................................20 2.2 Tipos de encaixe das conexões de interface..... .............................................22 2.3 Método dos Elementos Finitos (MEF)............. .................................................26 2.4 Biomecânica .................................... ..................................................................29 2.4.1 Fatores biomecânicos ......................................................................................32 3 OBJETIVOS........................................ ...................................................................34 3.1 Objetivo geral ................................. ...................................................................34 3.2 Objetivos específicos.......................... ..............................................................34 4 METODOLOGIA ...................................... ..............................................................35 4.1 Condições de Carregamento/Carga aplicada ....... ..........................................37 5 RESULTADOS....................................... ................................................................41 5.1 Carga Lingual - Vestibular ..................... ...........................................................41 5.1.1 Estudo 1- Condição de carregamento L- V (X Negativa)..................................41 5.2 Carga Vertical ................................. ...................................................................44 5.2.1 Estudo 2-Condição de carregamento na Direção Vertical (Y negativa) ...........44 5.3 Carga Distal - Mesial .......................... ...............................................................44 5.3.1 Estudo 3: Condição de carregamento na Direção Z negativa: .........................44 5.4 Carga Oblíqua.................................. ..................................................................46 5.4.1 Estudo 4 - Direção oblíqua (perpendicular a cada uma das superfícies) .........46 5.5 Carga Mesial- Distal ........................... ...............................................................48 5.5.1 Estudo 5 - Condição de carregamento na direção M-D (Z positiva).................48 5.6 Carga Vestibular-lingual ....................... ............................................................50 5.6.1 Estudo 6 - Direção Vestíbulo- Lingual (X positiva) ...........................................50 6 CONSIDERAÇÕES GERAIS ............................. ....................................................53 REFERÊNCIAS.........................................................................................................56 ANEXO .....................................................................................................................60 ANEXO I ARTIGO PARA PUBLICAÇÃO - The Journal of Oral Rehabilitation ....61
16 1 INTRODUÇÃO
O índice de sucesso da osseointegração revolucionou tanto o planejamento
quanto as reconstruções cirúrgicas e protéticas na reabilitação do sistema
estomatognático, tornando-se um marco na Odontologia. Contudo, os sistemas de
implantes são dependentes de vários fatores, como diagnóstico preciso,
previsibilidade dos resultados finais, intervenção interdisciplinar, posicionamento
adequado das fixações, condições clínicas favoráveis, fatores sistêmicos e locais
adequados (FRANCISCHONE et al., 2006). Para tanto, é fundamental que a
biomecânica favoreça e possibilite a distribuição homogênea das forças oclusais na
interface implante/ osso e na interface implante/pilar, para obtenção de sucesso a
médio ou longo prazo.
A descoberta da osseointegração impulsionou a odontologia para nova era
reconstrutiva. Nos últimos 20 anos, muita mudança ocorreu mesmo que a eficácia
e o prognóstico dos implantes osseointegráveis não sejam mais controversos.
Inicialmente, a ênfase das pesquisas estava nas técnicas cirúrgicas e procedimentos
de enxertos. O foco original era restaurar pacientes totalmente edêntulos que
requeriam muitos implantes e uma zona de transição do tecido mole que permitia a
união dos implantes com uma barra de metal, fixa ou removível, segura por
pequenos parafusos. O crescimento na utilização dos implantes resultou em grande
diversidade e numerosa quantidade de pilares para solucionar as variações clínicas.
Entretanto, com o crescimento da utilização de implantes com hexágono
externo e suas complicações clínicas significativas, além dos desafios estéticos
também não resolvidos, a ênfase mudou para a busca da solução desses
problemas. Por esta razão, ocorreram mudanças nas retenções transmucosas, sua
retenção com parafuso e modificações no hexágono externo.
O hexágono externo foi idealizado apenas para restaurar mandíbulas
completamente edêntulas, com os implantes unidos sobre a infra-estrutura de metal.
Entretanto, na restauração de dentes unitários o parafuso protético deforma e alonga
sob tensão resultando em fraturas e perdas do mesmo. Além de apresentarem
desajuste rotacional, apresentam de seis a quarenta e oito por cento de
afrouxamento do parafuso protético. Atualmente, há em torno de vinte formas
geométricas diferentes de conexões implante/pilar. A geometria desse encaixe é
17 importante porque é um dos principais determinantes da força e da estabilidade das
próteses. Esta deficiência sugeriu a utilização de hexágonos externos de 1,2 mm de
altura para se conseguir estabilidade lateral e rotatória. Juntamente com a evolução
da geometria de acoplamento foi introduzida uma grande variedade de novos
implantes com novo formato de corpo cônico, diâmetros, passos de rosca e
topografia de superfície (BINON, 2000).
Apesar do conhecimento do mecanismo da osseointegração, ainda ocorrem
falhas que são atribuídas principalmente à reabilitação protética do paciente. O
desajuste entre a base do implante e o pilar protético- assim como a falta de
adaptação passiva da superestrutura- pode levar a fraturas tanto nos componentes
protéticos quanto nos parafusos do pilar ou do próprio implante podendo ainda
acarretar distribuição inadequada das forças ao osso de suporte.
A busca pelo equilíbrio biomecânico final é feita desde a concepção da
restauração. É necessário avaliar os fatores de risco biomecânico durante todos os
estágios do planejamento cirúrgico/protético e permanecer atento às alterações que
indiquem uma situação de sobrecarga oclusal como: desaparafusamento, quebra de
parafusos de fixação, perda óssea e fratura do material restaurador. Os aspectos
biomecânicos representam desafio para a reabilitação osseointegrada, uma vez que
as falhas tardias são as principais complicações biomecânicas relatadas, cujos
mecanismos não são totalmente compreendidos. O conhecimento do
comportamento e da intensidade das tensões geradas no conjunto prótese/implante,
especificamente na interface de união e tecidos de suporte, é de suma importância
para a prevenção de falhas e insucessos. A transferência de cargas excessivas
nesta interface pode resultar em afrouxamento ou fratura de parafuso, falha por
fadiga e reabsorção dos tecidos de suporte. Os efeitos das cargas nos implantes são
muito publicados, mas poucos são baseados em evidências científicas, sendo
necessárias maiores pesquisas para uma perspectiva em longo prazo na função das
próteses implantossuportadas (TAYLOR et al., 2000).
A disciplina da engenharia biomédica, ou a aplicação dos princípios da
engenharia aos sistemas orgânicos desencadeou nova era no diagnóstico no plano
de tratamento e na reabilitação do paciente, descrevendo a resposta dos tecidos
biológicos às cargas aplicadas. (MISH et al., 2006).
Os problemas de engenharia podem ser modelados matematicamente, através
de equações diferenciais, para descrever o fenômeno físico envolvido no caso
18 específico a ser estudado.
Nos Métodos de Elementos Finitos (MEF), procede-se a substituição da
região de interesse por uma série de nós ou pontos nodais. Grupos de nós juntos
por segmentos de linhas ou blocos prismáticos, chamados elementos. Este método
transforma a deformação contínua (em curva) em segmentos de retas, para
enxergar os elementos finitos. Desta maneira, a matemática discreta transforma a
deformação contínua (forma curva) em pedaços (segmentos de retas). À medida
que os intervalos entre estes segmentos são diminuídos, vão se aproximando do
modelo contínuo. Quanto mais elementos discretos, mais próximo do valor real e da
resposta contínua. Esta metodologia trabalha a matemática discreta para entender a
deformação contínua. O modelo contínuo possui número infinito de graus de
liberdade (nó livre) e o modelo discreto possui um número finito de graus de
liberdade (nó restrito). Grau de liberdade é a capacidade que um nó tem de se
movimentar no espaço. Coletivamente, os nós e os elementos formam a malha de
elementos finitos. O número de graus de liberdade pode ser definido como um
número de movimentos menos o número de equações de restrição. Por exemplo, ao
determinar que cada nó pode se deslocar em 3 direções: X, Y, Z , podendo girar em
torno dos 3 eixos, serão determinadas 6 restrições de movimentação, ou 6 graus de
liberdade. O grau de liberdade avalia a massa, pois só a massa possui movimento
no espaço. Nesta análise de elementos finitos, definem-se os graus de liberdade do
objeto a ser estudado.
A análise comparativa tridimensional do MEF é importante ferramenta que pode
avaliar a distribuição e o direcionamento de tensões. Esta metodologia pode mostrar
como as diferentes geometrias de conexão implante/pilar e do próprio pilar podem
influenciar o comportamento biomecânico de todos os sistemas, pois a concentração
de tensão pode desencadear o processo de reabsorção óssea e,
conseqüentemente, o insucesso da terapia implantodôntica.
A análise linear pelo MEF linear foi eleita, no presente trabalho, como a
melhor tecnologia para avaliação dos efeitos biomecânicos bem como para
mensurar deformações na interface implante/pilar. Além de permitir uma
visualização das tensões e deslocamentos dos materiais de maneira simples e clara.
O MEF tem como objetivo determinar a variabilidade das tensões de uma peça
mecânica e suas respectivas deformações apresentando, portanto, uma das
melhores ferramentas disponíveis para a solução de vários problemas.
19
O presente estudo tem como objetivo mostrar e avaliar o comportamento
biomecânico relacionado com os tipos de conexões implante/pilar nos sistemas de
Dodecágono Interno (DI) e Cone Morse (CM) através da tecnologia
computadorizada, que permite construir a análise qualitativa e comparativa de cada
um destes sistemas. Busca também a fundamentação científica e a contribuição
para o conhecimento das distribuições das cargas axiais e não axiais, nas
geometrias de interface implante/pilar por meio de simulações de modelos
tridimensionais pelo MEF.
20 2 REVISÃO DE LITERATURA
2.1 Insucessos
A natureza da perda ou deslocamento das próteses sobre implantes é
complexa, envolvendo fatores tais como: tipo de encaixe implante/pilar, grau de
conicidade, fadiga, precisão de usinagem dos componentes do sistema, entre outros
(BINON,1995).
Jemt e Lekholm (1995) salientaram que a má adaptação da prótese sobre os
implantes pode gerar grande tensão nos componentes do sistema e,
consequentemente, no osso em torno dos implantes, já que a falta de adaptação foi
considerada a principal razão das falhas nos implantes e fratura nos metais pela
fadiga.
A oclusão é um dos fatores importantes para estabelecer a direção da carga.
Os implantes estão sujeitos a uma ampla gama de forças, oriundas da mastigação.
Os componentes de força podem ser normais (compressão e tração) ou de
cisalhamento. As forças compressivas tendem a manter a integridade da interface
osso/implante. Já as tensões de tração tendem a romper a interface. Além disto, as
tensões de cisalhamento tendem a alterar a interface no plano paralelo à superfície.
O osso cortical é mais resistente à compressão e mais fraco ao cisalhamento. A
mesma magnitude de força poderá ter efeitos bem diferentes sobre uma carga
vertical. Braços de ponte ou extensões muito longas podem provocar separação da
interface, reabsorção óssea, afrouxamento do parafuso protético e/ou fratura da
ponte ou da barra (POKORNY; SOLAR, 1996).
A variação do tipo de carga, comprimento e diâmetro do parafuso, formato,
superfície, interface osso-implante, bem como a qualidade do osso e da prótese,
definirão o sucesso da terapêutica (DUYCK et al., 1997; TAYLOR et al., 2000;
SAHIN et al., 2002).
Enquanto um alto índice de sucesso dos implantes osteointegráveis têm se
tornado uma realidade clara e aceitável, numerosos relatos sobre a alta incidência
de complicações clínicas, como perda de parafuso protético das coroas dentárias e
do pilar intermediário, têm sido publicados. A conexão cônica com 8 graus do cone
21 Morse ITI- Straumann apresenta um ótimo prognóstico pela combinação de
posicionamento vertical e pelo próprio travamento característico com aumento da
habilidade deste sistema para resistir aos momentos de força. (LEVINE et al.,1999;
MERZ et al., 2000).
Complicações em próteses implantossuportadas como a perda do parafuso,
fratura das restaurações são objeto de muito relatos, mas não são quantificados na
sua ocorrência pelo tipo de complicação (TAYLOR et a.l, 2000).
Os momentos de força resultantes de sobrecarga não axial podem causar
concentração de tensão que exceda a capacidade de suporte fisiológico do osso
cortical conduzindo a vários tipos de falhas (ALKA et al., 2001).
O hexágono externo foi gradualmente modificado e a sua disponibilidade
aumentou mais que seu dobro. O mesmo está disponível em alturas de 0,7 (altura
original), 0,9; 1,0 e 1,2mm e larguras de 2,0; 2,4; 2,7; 3,0; 3,3 e 3,4, dependendo da
plataforma do implante. O parafuso do pilar intermediário também foi modificado
quanto ao material, comprimento da haste, número de roscas, diâmetro,
comprimento, desenho do parafuso e aplicação do torque.
Na segunda e terceira nova geração da osseointegração observa-se alteração
geométrica na interface da união: os implantes de conexão hexagonal interna.
Simultaneamente, também foi introduzida grande variedade de novas formas no
corpo do implante, geometria, padrão de rosca, diâmetro e a topografia da
superfície. Atualmente existem centenas de tipos de implantes que variam em
diversos aspectos desde diâmetro e formato até textura de superfície (BINON,
2000).
A força aplicada sobre o implante dentário raramente é dirigida de maneira
longitudinal. Existem três eixos clínicos de carga dominantes em implantodontia:
mesiodistal, vestibulolingual e oclusoapical. Um único contato oclusal geralmente
resulta em força oclusal tridimensional. O processo por meio dos quais essas forças
tridimensionais são divididas em suas partes componentes é chamado resolução
vetorial. A oclusão serve como o principal determinante no estabelecimento da
direção da carga (MISH, 2006).
22 2.2 Tipos de encaixe das conexões de interface
A conexão implante/pilar intermediário é geralmente descrita como externa
(hexagonal) ou interna, como ilustrado na Figura 1. Esta conexão possui espaço
desprezível entre as mesmas levando à conexão passiva. Porém, também pode
haver algum espaço entre as partes levando a possíveis esforços ao conjunto. A
junção das superfícies pode apresentar a geometria de estabilização lateral e/ou
também ter mecanismo interno de resistência à rotação incorporada. Esta
configuração de geometria pode ser: octogonal, hexagonal, parafuso cônico, cone
hexagonal, cilindro hexagonal, ranhura, ranhura em tubo, ressalto e pino/fenda
(BINON, 2000).
Figura 1: Imagem dos implantes/pilares/coroas inseridos na mandíbula em 3D Conexão interna ilustrada à esquerda e conexão externa à direita Fonte: Dados da pesquisa - Modelo Piloto 1
O HE foi desenvolvido para adaptar o monta-implante durante a colocação do
implante no alvéolo cirúrgico cujas próteses necessitam de características
fundamentais como: a passividade ou assentamento passivo da estrutura metálica.
Anteriormente, as próteses totais fixas, cujos componentes protéticos não tinham
finalidade anti-rotacional eram a única forma de reabilitação implantossuportada.
(FINGER et al., 2003). Posteriormente, com a crescente aplicação clínica e
mercadológica da implantodontia, as conexões passaram a exercer novo
questionamento à rotação da prótese, o que levou ao desenvolvimento e criação de
23 novos desenhos de interface implante/pilar- as junções internas- consideradas mais
estáveis que os do hexágono externo (NORTON, 1997).
Binon (1995) avaliou implantes com extensão Hexagonal Externa (HE),
Hexágono Interno (HI) e Octógono Interno (OI), com vistas ao mecanismo de
precisão e liberdade rotacional. Considerando a combinação de componentes do
mesmo fabricante a menor quantidade de liberdade rotacional foi registrada para o
pilar com conexão HI. Salientando que as próteses sobre implantes com hexágono
interno também possuem melhores resultados quanto ao afrouxamento e fratura dos
parafusos protéticos.
Figura 2: Imagem dos implantes/pilares/coroas modelados em 3D Nos sistemas: a- HE à esquerda; b- HI à direita Fonte: Dados da pesquisa - Modelo Piloto 2
Para superar as limitações inerentes da conexão de hexágono externo (figura
2-a), conexões alternativas vêm sendo desenvolvidas sendo: hexágono cônico,
octágono interno, parafusos cônicos, hexágono interno (Figura 2-b), hexágono
cilíndrico, o afilamento/cone Morse, ranhuras internas e conexão resiliente.
Paralelamente, a conexão tipo Cone Morse (CM), criada originalmente por marcas
conhecidas no mercado (Astra®, Dentisply-Friadent® e Straumann ITI®), preferidas
na engenharia industrial, representa a conexão cônica com o design preciso.
Durante a instalação do seu pilar intermediário junto ao implante, promove íntima
adaptação entre as superfícies sobrepostas, apresentando maior capacidade de
suportar cargas horizontais e conseqüentemente, menores transferências destas
sobre o parafuso de retenção. O torque exigido para afrouxamento do parafuso ITI-
Straumann® era 124% maior que o torque dado inicialmente na prótese. Já para 11
24 graus e 8 graus da Astra®, o desenho do pilar é diferente não encaixando no bisel
externo do implante, apresentando diferentes comprimentos e extensões cônicas
com 20 e 45 graus. O abutment é preso com um parafuso e o bisel na parede do
pilar e promove excelente resistência à carga lateral, alguma resistência fricçional
com selamento interno. Em relação às características de resistência entre a união
cônica e hexagonal externa, a união cônica é 60% mais forte (MOLLERSTEN et al.,
1997).
O resultado dos estudos de Levine et al., (1999) envolvendo cada tipo de
conexão foi comparado aos achados atuais com testes mecânicos. A comparação
indica a superiorioridade mecânica da conexão cônica com travamento próprio,
posicionamento vertical e ajuda a explicar a melhor estabilidade significativa em
longo prazo na aplicação clínica do CM. A característica da conexão implante/pilar
do hexágono externo com altura curta (< 2 mm) do hexágono parece favorecer a
perda do parafuso, pois todos os componentes da força externa estão concentrados
principalmente no parafuso e no pilar.
Muitos esforços são realizados para superar problemas como a instabilidade
na interface. Como por exemplo: o aumento da pré-carga diminuindo a fricção do
parafuso do pilar para manter a união dos componentes. Atualmente, os parafusos
apresentam cabeça plana, haste de comprimento longo e seis roscas no
comprimento final. O aumento no comprimento da haste e menor comprimento das
roscas reduzem a fricção- quando menor absorção de torque é perdida por fricção e
calor- ocorre aumento na pré-carga. A resistência friccional entre o titânio da rosca
do implante e o titânio da rosca do parafuso resulta em desgastes. A forma de
adesão que ocorre durante o contato íntimo entre estes dois tipos de materiais
limitam a pré-carga, por isso a transição tem sido realizada para parafuso de ouro
que têm menor coeficiente friccional e podem ser mais eficientes na pré-carga. O
parafuso Gold-Tite (Implant Innovations Inc, Wst Palm Beach, Flórida), por exemplo,
é um parafuso com uma cobertura de 0,76 µm de ouro com torque de 32Ncm,
enquanto o TorqTite (Nobel Biocare® USA, Yorba Linda, Califórnia) é um parafuso
que apresenta tratamento de superfície, ambos com redução do coeficiente de atrito
gerando maiores valores na pré-carga comparados ao parafuso de titânio. A
efetividade das tecnologias sobre a estabilidade na união do parafuso precisa ser
mais documentada com investigações para mensuração dos valores da pré-carga
sob ciclos de carga (MARTIN et al,. 2001).
25
A modificação na plataforma hexagonal proporcionou melhores parafusos e
aumento na aplicação do torque além de ter prolongado o uso dos implantes de
hexágono externo. Entretanto, com as excelentes variedades das interfaces
disponíveis é improvável a sobrevivência por longo período de tempo neste novo
milênio. O problema ao longo dos anos foi relacionado com a estabilidade do pilar e
da prótese. As novas interfaces geométricas disponíveis melhoraram a estabilidade
do abutment e simplificaram o processo restaurador. A transição da conexão interna
vem sendo realizada e hoje são mais estáveis, fisicamente mais fortes, com
facilidade para restaurar, melhor acabamento em áreas estéticas e uso mais fácil.
(BINON, 2000).
Em artigo de revisão histórica, Binon (2000) aponta caminhos a serem
trilhados salientando que todos os implantes são considerados uma evolução da
invenção de Branemark® para prótese múltipla. Assim, os problemas mecânicos das
próteses parciais fixas e unitárias ocorreram em conseqüência da extrapolação do
uso original sem as devidas adequações. As conexões mais estáveis, notadamente
as conexões internas, seriam respostas às demandas mecânicas para próteses
parciais e unitárias.
Petropoulos et al., (2004), em estudo para reposição de molares por 1 ou 2
implantes convencionais (hexágono externo), através de estudo retrospectivo de 3
anos, concluíram que a utilização de dois implantes apresentaria vantagem
biomecânica comparadas com a utilização de apenas1 implante. Por existir um
efeito anti-rotacional com dois implantes diminuindo a complicação mais freqüente,
que é o afrouxamento do parafuso protético ou do abutment de 48% para 8%.
Apesar do aspecto da perda óssea ter sido pouco relevante na comparação dos dois
grupos, houve maior perda óssea para o grupo de dois implantes. A solução de
utilização de implante de largo diâmetro também foi mencionada como possível
indicação.
Huang et al., (2005) apontam que os sistemas de conexão interna- com
hexágonos e octógono internos e conexão cônica tipo cone Morse- são menos
susceptíveis ao afrouxamento de parafusos, além de serem apresentarem maior
eficiência na distribuição de forças oclusais.
O mecanismo de travamento e fricção são princípios básicos das conexões
do sistema Straumann®ITI®. Este mecanismo positivo é referido ao travamento
geométrico responsável pela proteção das roscas nas cargas funcionais excessivas.
26 Motivo pelo qual este sistema foi eleito para ser objeto de analise do presente
estudo.
Entretanto, a perfeita união ou conexão entre implante e pilar intermediário
não foi o atual cenário dos implantes dentais onde, sob condições de cargas
específicas como as laterais ou oblíquas, as partes podem se separar,
conseqüentemente maiores deformações podem ser esperadas (IPLIÇIOGLU et al.,
2003).
2.3 Método dos Elementos Finitos (MEF)
O MEF é a técnica numérica que oferece a maneira de calcular a distribuição
e a concentração de tensões e deformações das geometrias de um sólido qualquer,
sujeito a esforços, bi ou tridimensional computadorizado, por meio de análises de
imagens digitalizadas usadas para gerar modelos. Esta tecnologia propõe a solução
do modelo matemático, atribuído aos métodos numéricos, cujos elementos são
descritos por equações diferenciais, obtidos da discretização de um meio contínuo,
mantendo as mesmas propriedades do meio original. Assim, o MEF toma o
problema e o subdivide em vários outros, resolvendo-os e combinando-os
adequadamente, para oferecer a solução para o conjunto, sendo valiosa ferramenta
para examinar a distribuição de tensões. Algumas variáveis poderiam determinar
resultados, tais como: geometria do implante e do osso a ser modelado;
propriedades físicas dos materiais; condições de fixação; tipo de interface entre pilar
e implante. A criação do modelo simulado por meio de um computador é importante
como método de pesquisa científica, por facilitar melhores processos de
desenvolvimento e novas tecnologias, porporcionando benefícios nas análises de
cargas, tensões e deslocamentos (DETOLLA et al., 2000).
Kunavisarut et al., (2002) fizeram uma variação do MEF tradicional, incluindo
um gap próximo à aplicação da força, nos modelos tridimensionais construídos e
simulados em seu trabalho com testes comparativos entre próteses fixas
implantossuportadas com presença e ausência de cantilever, sob carga de 100N.
Seus estudos buscaram a investigação do efeito de desadaptação das próteses na
distribuição da tensão, perante forças oclusais e extensões em cantilever, tanto nos
27 componentes protéticos quanto no osso adjacente. O efeito cantilever intensificou o
efeito do gap na distribuição da tensão, com aumento em torno de 12% a 32% no
osso circundante. Quando o gap foi colocado na distal do pilar, a tensão do parafuso
do pilar aumentou aproximadamente 98%, comparado com 53%a na ausência do
gap. No presente estudo, as discrepâncias entre a prótese e o pilar mostram
significante impacto na distribuição de tensão dos componentes dos implantes e no
osso circundante.
Iplikçioglu et al., (2003), com objetivo de buscar maior entendimento dos
comportamentos mecânico e biomecânico e a requerida validação das medidas de
deformação, comparou a análise Não-Linear NL-MEF com a Análise Strain Gauge
(SGA)-in vitro, na mensuração da deformação do complexo implante-pilar, como
ilustrado na figura 3. O presente estudo utilizou o implante CM Straumann® ITI® em
ambas as metodologias. O pilar foi apertado com torque de 35 Ncm, utilizando
torque controle, como recomendado pelo fabricante. Os implantes foram embebidos
em resina polimetilmetacrilato. Para utilização do MEF, foram construídos modelos
3D do Strain Gauge. Uma carga de 75N foi aplicada vertical e lateralmente, em
casos separados. A qualificação e quantificação da deformação foram similares em
ambos os métodos, sob cargas verticais e laterais, quando mensuram a deformação
no pilar do implante e na resina. Entretanto, altas deformações foram mensuradas
no colar do implante, sob cargas laterais, pela análise NL-MEF (Figura 1), em
comparação com SGA-in vitro.
Figura 3: Distribuição de deformação no implante ITI sob carga lateral- 75N no eixo Y Tensão e deformação máximas no pilar e no colar do implante Fonte: Iplikçioglu et al,. 2003
28
Chun et al (2006), em trabalho utilizando o MEF, fizeram investigação da
distribuição de tensões na área óssea circundante sob carga inclinada, em 3 tipos de
pilar intermediário nos sistemas de implante: corpo único (C-1); Hexágono Interno
(HE) e Hexágono Interno (HI). A carga aplicada neste estudo foi de 100N. O trabalho
mostrou que os três sistemas apresentam tendência similar na distribuição de
tensões sob carga vertical, mas os resultados máximos de tensão, expressos em
valores Von Mises, gerados no osso adjacente, foram diferentes para todos os
sistemas. Em condições de carga inclinada, a distribuição de tensão no osso
adjacente mostrou notável diferença nos três sistemas. Estas diferenças foram
causadas pela mudança do mecanismo de transferência de carga dos diferentes
tipos de conexão dos pilares. A transferência de cargas ao osso adjacente
demonstrou ser mais favorável para o hexágono interno que o externo, devido ao
menor deslizamento do componente protético no implante, pois o tamanho da área
de contato entre o pilar e o implante influencia a distribuição da tensão e a
magnitude das tensões máximas de von Mises geradas no osso circundante. Os
menores valores máximos de tensões de von Mises no osso circundante foram
obtidos no sistema HI pela redução do efeito da flexão causado pelo componente
horizontal da carga inclinada no deslize dos encaixes entre o implante e o pilar,
como demonstrado na Figura abaixo:
Figura 4: Distribuição de tensão sob carga inclinada em 3 sistemas de conexão: HE à esquerda, HI ao meio e C-1 à direita Fonte: Chun et. al., 2006
29 2.4 Biomecânica
A biomecânica descreve a resposta dos tecidos biológicos às cargas
aplicadas (MISCH et al., 2004).
A carga suportada pelo implante sem causar dano ao osso adjacente é de
difícil mensuração, despertando a necessidade de investigação da importância do
desenho geométrico dos pilares, bem como a geometria de união implante/pilar cuja
interface pode influenciar a distribuição, a magnitude e a transferência de tensão ao
osso circundante, nos casos de cargas não axiais ou seja, carga transversal
(HARALDSON, 1980). Para Geng et al., (2001) o fator de sucesso de um implante
reside na maneira como as tensões são transmitidas para o osso circundante. A
transferência de carga nos implantes e no osso circundante depende do tipo de
carregamento, da interface implante-osso, do comprimento e diâmetro dos
implantes, da forma característica da sua superfície, do tipo de prótese e da
quantidade e qualidade de osso circundante. Tensões excessivas podem contribuir
para a reabsorção patológica do osso ou atrofia óssea.
Clelland et al., (1991) estudaram, através do MEF, a carga de oclusão sobre o
implante e observaram que o titânio tem maior resistência sob forças de oclusão
normais. A atividade funcional durante a mastigação induz cargas verticais nas
estruturas. Porém, componentes de forças transversais são criados por movimentos
horizontais da mandíbula durante o ciclo mastigatório. Estas cargas são transferidas
da prótese para o implante e, finalmente, para o osso. Diante de uma força oclusal,
padrões diferentes de esforços são criados, devido à configuração geométrica
presente na prótese, tanto no implante quanto no osso, através do momento gerado
pela força, cujas tensões resultantes são absorvidas em graus diferentes. Se a
tensão resultante da força mastigatória é dirigida ao longo eixo do implante (força
axial), esta será distribuída através da seção transversal do implante (plataforma) e
das roscas de fixação. Isto possibilita a alta capacidade de carregamento, para o
implante e para o osso de suporte. Entretanto, se a força atuar em direção
transversal em relação ao longo eixo do implante, a tensão resultante será gerada a
partir do momento de flexão no implante, tendo somente pequena porção da secção
transversal para conter a carga. Desta forma, o osso será carregado com elevado
nível de tensão (RANGERT et al., 1989).
30
Richter (1998) afirmou que cargas horizontais geram momento fletor. O
momento e uma força sobre um ponto tende a produzir a rotação ou flexão ao redor
do mesmo. Este momento de carga imposto também é chamado torque ou carga de
torção e pode ser bastante destrutivo para os sistemas de implante. Um total de seis
momentos (rotações) pode se desenvolver ao redor dos três eixos clínicos
coordenados (oclusoapical, vestibulolingual e mesiodistal). Estes momentos de
carga produzem micro-rotações e concentrações de tensão na crista do rebordo
alveolar na interface implante/osso o que, inevitavelmente, leva a perda óssea
marginal. Existem três situações clínicas em implantodontia que geram momentos
de força: altura oclusal, comprimento do cantilever, e largura oclusal. A minimização
de cada um dos mesmos é necessária para evitar o desaparafusamento e/ou fratura
dos componentes, a perda óssea marginal e a falha total do sistema de implante.
Concluindo que as cargas horizontais geram maiores tensões ao osso cortical.
Baseado em pesquisas clínicas e laboratoriais, Bidez e Misch (1992)
observaram que o desenvolvimento da interface implante/osso pode ser fortemente
influenciado pelo ambiente mecânico. A oclusão serve como fator determinante no
estabelecimento da direção da carga. Forças compressivas devem ser dominantes
nas próteses sobre implantes, pois são mais bem acomodadas, uma vez que o osso
cortical é mais resistente às forças compressivas.
Clelland et al., (1995) analisaram o efeito na magnitude da força e da tensão,
pela adoção de intermediários angulados, pelo MEF. Observaram em seus estudos
que ocorreu o incremento na magnitude de tensões, à medida que os intermediários
se mostravam mais angulados.
Mollersten et al., (1997) e Chun et al., (2006) observaram que a capacidade
de suportar cargas horizontais está diretamente relacionada com o tipo de conexão
implante/pilar (Figura 5), pois quanto maior a sobreposição das superfícies internas,
maior será sua resistência a cargas horizontais e, conseqüentemente, menor
transferência desta sobre o parafuso de retenção.
31
Figura 5: Desenho esquemático mostrando área de contato na conexão interna Fonte: Chun et. al., 2006
Duyck et al., (1997) estabeleceram que o sucesso da reabilitação
osseointegrada está relacionado com a maneira como as cargas são transmitidas e
reabsorvidas pelo tecido ósseo de suporte.
Complicações biomecânicas são encontradas nos componentes protéticos
retidos por parafusos por apresentarem menor resistência para o suporte das cargas
não axiais, por extensos períodos de tempo. A tolerância mecânica entre os
componentes permite relativo deslocamento, através das interfaces e fadiga flexural.
Deformações permanentes ou falha por fadiga podem ocorrer em conseqüência
destas cargas, tornando-se uma importante consideração na sobrevivência a longo
prazo tanto das próteses, como dos implantes. Potência e resistência à fadiga
podem ser o foco de desenvolvimento das pesquisas dos componentes dos
implantes, diante das complicações protéticas nos tratamentos dos implantes
dentais que envolvem: passividade de assentamento; restaurações cimentadas ou
retidas por parafusos; cargas oclusais; sobrecarga; carga progressiva e materiais
restauradores. (TAYLOR et al., 2000).
Conforme Sendyk et al., (2002), a ausência de movimento em resposta a
cargas constitui importante diferença entre dentes naturais e implantes. As cargas
mastigatórias idealmente deveriam ser distribuídas uniformemente ao osso, que tem
capacidade de tolerar cargas dentro de limites fisiológicos, respondendo
diferentemente às tensões de tração e de compressão. Eles verificaram a
distribuição das tensões em implantes e tecido ósseo de suporte, por meio da
realização de análise através do MEF pela variação apenas do tipo de osso (Tipo I e
III), em um modelo bidimensional. A distribuição das tensões no padrão ósseo Tipo I,
32 cujas corticais ósseas são mais espessas, apresenta os maiores valores de tensões
geradas no interior dos componentes, com a distribuição mais uniforme e valores de
tensões mais baixas no tecido ósseo de suporte. No padrão ósseo tipo III, cujas
corticais ósseas são delgadas, o implante apresenta-se apoiado em quantidade
maior de tecido ósseo medular e as tensões são concentradas na delgada lâmina
óssea cortical da área cervical, com menor solicitação dos componentes protéticos.
Nas simulações realizadas pelo MEF, as porções do osso cortical que envolvem a
plataforma de assentamento do implante são as mais solicitadas e as cargas axiais
geram concentrações de tensões menores que as cargas não axiais.
Próteses implantossuportadas estão sujeitas à influências externas: cargas
funcionais parafuncionais e influências internas: forças internas denominadas pré-
carga. A carga funcional induz tensões e deformações no complexo
implantossuportado e afeta o processo de remodelação óssea na área circunjacente
(SAHIN et al., 2002).
Figura 6: Direcionamento das cargas oclusais: AL- Axial; LL - Lateral; OL - Oblíqua Fonte: Sahin et al., 2002.
2.4.1 Fatores biomecânicos
Princípios fundamentais para o planejamento de próteses
implantossuportadas:
- quantidade, diâmetro e comprimento dos implantes;
- localização e arranjo dos implantes;
- magnitude e direção das forças aplicadas;
33
- densidade óssea;
- anatomia oclusal;
- inclinação da coroa;
- relação coroa/implante;
- presença de Cantilever;
- presença de contados prematuros.
Efeitos biológicos perante magnitude e localização da força aplicada,
conforme Sahin et al., (2002):
- A sobregarga pode ser manifestada pela aplicação repetida de cargas
únicas, causando microfraturas no tecido ósseo.
- A aplicação de carga baixa contínua também pode conduzir falha ou fratura
por fadiga.
- A carga dinâmica excessiva também pode diminuir a densidade óssea ao
redor do pescoço do implante e conduzir defeitos ou crateras ósseas.
A máxima força de mordida varia entre indivíduos e em diferentes regiões do
arco dental. Paciente dentado tem cinco a seis vezes maior força de mordida que
portador de Prótese Total Removível (PTR). Implantes localizados na região
posterior de mandíbula apresentam maior risco de sobrecarga, razão pela qual é
indicada, preferencialmente, a utilização de implantes longos ou diâmetro largo
(SAHIN et al., 2002).
A natureza das forças pode ser descrita como de compressão, trativa ou de
cisalhamento. A força de compressão tenta empurrar as massas umas contra as
outras. As forças de tração rompem objetos. As forças de cisalhamento sobre o
implante causam deslizamento. As forças de compressão tendem a manter a
integridade da interface osso/ implante, enquanto a de tensão e a de cisalhamento
tendem a separar ou interromper tal interface. O osso cortical é mais potente durante
a compressão e mais fraco no cisalhamento (MISH, 2006).
Os tratamentos com implantes osteointegráveis envolvem os comportamentos
biológicos e mecânicos. Os princípios biomecânicos são fatores importantes no
sucesso das próteses implantossuportadas. Sobrecargas podem envolver tanto a
perda óssea marginal quanto a falha dos componentes. (CAGLAR et al., 2006).
34 3 OBJETIVOS
3.1 Objetivo geral
- Analisar comparativa e qualitativamente os valores/gradientes tensões
segundo o critério de Von Mises geradas nos sistemas de Dodecágono Interno (DI -
Biomet-3i® -Palm Beach Garden, Flórida) e Cone Morse (CM - ITI- Starumann® AG,
Waldeburg, Switzerland) pelo MEF.
3.2 Objetivos específicos
- Avaliar comparativamente as tensões geradas nos sistemas DI e CM em
carregamentos estáticos verticais, oblíquos, Vestibular-Lingual e Mesial-Distal, nos
implantes e pilares Intermediários;
- Analisar o grau de influência das geometrias da plataforma e do pilar na
distribuição das tensões dos encaixes de conexão nos dois sistemas;
- Avaliar a influência das geometrias do pilar na distribuição, magnitude e na
transferência de tensões ao osso circundante também nos dois sistemas.
35 4 METODOLOGIA
Para a realização desta análise comparativa e qualitativa dos gradientes de
tensões geradas na interface implante/ pilar e avaliação do grau de influência de
cada geometria nos dois sistemas a serem estudados, através do método de
elementos finitos, foi proposto:
- Utilização de implantes e coroas protéticas em porcelana pura com 10 mm
de comprimento, inseridos em região posterior de mandíbula, simulando os dois
sistemas de conexão de interface: DI e CM;
- Obtenção de modelos 3D de implantes com diâmetros de corpo 4,0mm e
4.1mm e plataforma 4.1mm e 4.8mm, respectivamente, nos dois sistemas;
- Simulação da carga tardia, com lâmina dura e 100% de osseointegração,
para todos os tipos de interface pilar/implante avaliados;
- Utilização do mesmo material (titânio) para o pilar e o implante.
Para obter a imagem dos cortes seccionais do osso mandibular, foram
utilizados modelos 3D de mandíbula (Figura 7). Para a geração deste modelo
tridimensional de Elementos Finitos de mandíbula, inicialmente foi realizada, uma
tomografia computadorizada de um adulto jovem, saudável, com todos os dentes
permanentes presentes, exceto os terceiros molares. Todos os dados originais,
constantes de sua dissertação de mestrado, foram cedidos por Sergio Oliveira,
(OLIVEIRA S. 2003). Este procedimento cumpriu as exigências do Comitê de Ética
em Pesquisa da Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais (PUC MG),
obtendo o parecer de aprovação, através de comunicação datada de 12 de
dezembro de 2002.
Figura 7: Imagem tridimensional da mandíbula Fonte: Oliveira, 2003
36
Para o presente estudo foi considerado que a crista do rebordo mandibular
apresenta osso cortical, uma vez que as tensões são concentradas na delgada
lâmina óssea cortical da área cervical, conforme descrito Sendyk, et al., (2002) e
Faulkner, et al., (1998). No presente estudo todas as propriedades dos materiais
foram consideradas isotrópicas, homogêneas, com comportamento linear elástico.
Os desenhos foram modelados tridimensionalmente no software CAD 3D da
SolidWorks® -Enterprise PDM (Product Data Management, Orlando, Flórida) 2008 e
o estudo gerado no CosmosWorks 2008. O pilar intermediários GengiHue™
(Biomet-3i® -Palm Beach Garden, Flórida) foi modelado para os sistema de DI e o
pilar cônico Sólido modelado para o sistema CM Straumann ITI® (AG, Waldeburg,
Switzerland) em titânio. O implante do sistema DI foi inserido totalmente no osso e o
sistema CM deixou o colar de 1,8mm supra-ósseo, seguindo as instruções do
fabricante de cada sistema, como ilustrado na Figura abaixo:
Figura 8: Modelos 3D dos implantes/pilares/coroas e do corte da região posterior da mandíbula Sistemas: a- DI à esquerda e b- CM à direita Fonte: Dados da pesquisa
37 4.1 Condições de Carregamento/Carga aplicada
A direção da carga foi aplicada na coroa protética. Foram simulados modelos
de implantes e pilares com contornos anatômicos de molares caracterizados por
coroas dentárias em porcelana na região de primeiro e segundo molar da
mandíbula. O mesmo protocolo de cargas será utilizado para todos os modelos.
Estes modelos foram estruturados e baseados em estudos de estado plano de
deformação. Para cada tipo de interface de conexão implante/pilar foram geradas
imposições de esforços de 100N (também utilizados por Chun et. al., 2006), em
cada um dos quatro planos inclinados da superfície oclusal da coroa protética, para
cada carregamento, variando nos sentidos vertical, oblíquo, transversal e
longitudinal. A apresentação dos modelos foi montada de acordo com a imposição
dos esforços para cada tipo de interface. Foram utilizados pilares protéticos para
todas as estruturas, porém com variação na seção transversal para os pilares de
conexão DI.
O desenvolvimento dos modelos dos implantes contará com três fases
distintas, assim discriminadas:
- Fase I- Pré-Processamento
Nesta fase foram desenvolvidos os modelos dos implantes, com coroa e osso
mandibular, conforme implantado no paciente. Para tanto, foi usado um código
(CAD) 3D que, para este estudo, foi o SolidWorks®. Finalizada a confecção do
modelo em CAD, este foi preparado com a colocação do material, condições de
restrição e dos esforços. Além destes dados foram criadas as malhas em elementos
finitos de todos os modelos 3D, sendo usado elemento tetraédrico, como ilustrado
nas Figuras 9 a 11:
38
Figura 9: Imagem da malha gerada do modelo 3D do corte posterior da mandíbula e dos implantes/pilares/coroas: HI à esquerda e CM à direita Fonte: Dados da pesquisa
Figura 10: Imagem da malha dos implantes/pilares em 3D - HI à esquerda e CM à direita Fonte: Dados da pesquisa
39
Figura 11: Vista superior da imagem 3D da malha dos sistemas de conexão: DI à esquerda e CM à direita Fonte: Dados da pesquisa
- Fase II Solução
Nesta fase foi definido o critério para solução das equações obtidas a partir do
código de elementos finitos que, neste trabalho, foi o (CAE) Cosmos Works 2008,
definido durante a preparação dos modelos.
- Fase III Pós-Processamento
Nesta fase, os resultados das soluções matemáticas foram convertidos em
resultados gráficos, para facilitar a interpretação. Foram coletados resultados de
tensão, deformação e deslocamento.
As análises foram executadas utilizando-se um computador Dell Optiplex 330
com processador Intel® Core™ 2 Duo 2,4Ghz (Dell, Austin, Texas ,USA).
No presente estudo foram utilizadas propriedades dos materiais, segundo
Caglar et al., (2006) na Tabela 1:
40
TABELA 1
Módulo de elasticidade e coeficiente de poisson dos materiais utilizados
Materiais Módulo de elasticidade ou de
Young
Coeficiente de Poisson
Osso cortical 13,70 GPa 0,30
Titânio 115,00 GPa 0,35
Porcelana 68,90 GPa 0,28
Fonte: Caglar et al., (2006)
Para cada carregamento os pontos de maiores tensões foram analisados e
agrupados, possibilitando comparações entre os valores encontrados e uma
avaliação precisa da distribuição das tensões, em cada tipo interface.
Os implantes modelados tridimensionalmente utilizados neste trabalho são:
- conexão DI de implantes Biomet-3i® -Palm Beach Garden, Flórida;
- conexão tipo CM de implantes Straumann®- ITI ® Straumann AG, Waldeburg,
Switzerland.
Todos os valores foram tomados segundo o sistema de unidades
internacional, cuja força é dada em N (Newtons), a massa em Kg, o comprimento em
mm e o tempo em s. Diante desta definição as tensões apresentadas são as tensões
segundo o critério de Von Mises.
Definidas as características de cada material foram criadas condições de
restrição impedindo qualquer tipo de movimentação do complexo implante/ pilar
intermediário no sentido lateral e axial. Razão pela qual nenhuma variável que
remeta ao problema de montagem do parafuso foi considerada no presente estudo.
Já que o presente estudo pretende avaliar apenas influências das geometrias nos
direcionamentos das tensões. Deste modo, a montagem segue os padrões
preconizados pelo fabricante, funcionando como corpo único.
A justa união das conexões de interface implante/pilar também foi aceita por
Caglar et al., (2006).
41 5 RESULTADOS
Foram feitos estudos com variação de seis direções da carga aplicada, nos
dois Sistemas de conexão, para comparação dos mesmos.
Os estudos 1, 2 e 6 estáticos, em malha sólida, obtiveram tamanho do
elemento igual a 1, 54972 mm, apresentando um total de 95308 elementos e de
135176 nós.
Os estudos 3, 4 e 5 obtiveram elemento de tamanho 1,6mm, com um total de
89217 elementos e de 126689 nós.
São apresentados os resultados dos seis estudos de tensão em Von Mises
para cada uma das imposições dos esforços, em cada um dos modelos com carga
estática de 100N e em cada um dos 4 planos inclinados da superfície oclusal:
5.1 Carga Lingual - Vestibular
5.1.1 Estudo 1- Condição de carregamento L- V (X Negativa)
Nessa situação foram simulados esforços de 100 N na direção negativa do
eixo X, conforme gráfico abaixo, correspondente ao sentido lingual-vestibular.
42
Figura 12: Imposição de esforços de lingual para vestibular Fonte: Dados da pesquisa
Estudo 1 - Condição de carregamento L- V ( X Negativa)
Observa-se que tensão e deslocamento máximos concentraram-se no colar
do implante CM.
Figura 13: Imposição de esforçosde lingual para vestibular Fonte: Dados da pesquisa
43
Gráfico 1: Gráfico comparativo do estudo 1,direção de carregamento L-V Fonte: Dados da pesquisa
TABELA 2
Pontos selecionados das tensões máximas segundo o critério de Von Mises
Estudo 1 Hexágono Interno Cone Morse
1 309100000 202700000
2 318900000 283600000
3 323600000 682800000 Fonte: Dados da pesquisa
Todos os resultados são apresentados para que seja possível a comparação
do desempenho estrutural entre os dois sistemas e sua ação sobre a interface de
conexão de cada sistema.
Conforme já apresentado, os materiais para cada elemento estrutural foram
os mesmos para ambos os sistemas de conexão, o mesmo ocorrendo no que tange
às propriedades dos materiais e os carregamentos. Tal procedimento possibilitou a
comparação das tensões, deformações e deslocamentos com a localização dos
máximos valores encontrados em cada sistema.
44 5.2 Carga Vertical
5.2.1 Estudo 2-Condição de carregamento na Direção Vertical (Y negativa)
Nessa situação foram simulados esforços de 100 N na direção negativa do
eixo Y, conforme gráfico abaixo, correspondente ao sentido Vertical. Observa-se que
tensão e deslocamento máximos concentraram-se no colar do implante CM:
Figura 14: Imposição de esforços na direção Vertical Fonte: dados da pesquisa
5.3 Carga Distal - Mesial
5.3.1 Estudo 3: Condição de carregamento na Direção Z negativa:
Nessa situação foram simulados esforços de 100 N na direção negativa do
eixo Z, conforme gráfico abaixo, correspondente ao sentido distal-mesial. Observa-
se que tensão e deslocamento máximos concentraram-se no colar do implante CM.
45
A B
C
Figura 15: Imposição de esforços de distal para mesial: a- Simulação do carregamento comparando ambos Sistemas DI e CM, inseridos na mandíbula; b- imagens comparativas: pilares e implantes; c- imagens comparativas dos implantes DI e CM. Fonte: Dados da pesquisa
46
Gráfico 2: Estudo 3 comparativo, com as maiores tensões de Von Mises nas duas montagens DI e CM
Fonte: Dados da pesquisa
TABELA 3
Pontos selecionados das tensões máximas dos dois sistemas
Estudo 3 Pontos Hexágono Interno Cone Morse
1 320900000 183800000
2 355200000 319900000
3 567800000
4 583000000 Fonte: Dados da pesquisa
5.4 Carga Oblíqua
5.4.1 Estudo 4 - Direção oblíqua (perpendicular a cada uma das superfícies)
Observa-se que tensão e deslocamento máximos concentraram-se na
47 plataforma do implante DI:
A B
C
Figura 16: Imposição de esforços oblíquos: A- Simulação do carregamento comparando ambos Sistemas DI e CM, inseridos na mandíbula; B- imagens comparativas: pilares e implantes; C- imagens comparativas das plataformas CM à esquerda e DI à direita. Fonte: Dados da pesquisa
48
Gráfico 3: Estudo 4 comparativo das maiores tensões nas duas montagens Fonte: Dados da pesquisa
TABELA 4
Pontos máximos selecionados das tensões
Estudo 4
Pontos Hexágono Interno Cone Morse
1 38370000 28340000
2 80900000 41650000
3 83640000 67230000 Fonte: Dados da pesquisa
5.5 Carga Mesial- Distal
5.5.1 Estudo 5 - Condição de carregamento na direção M-D (Z positiva)
Observa-se que tensão e deslocamento máximos concentraram-se no colar
do implante CM:
49
Figura 17: Simulação da imposição dos esforços de mesial para distal Fonte: Dados da pesquisa
Figura 18: Imposição de esforços de mesial para distal mo conjunto implante/pilar Ilustração da seleção dos pontos de valores máximos de tensão expressos nos quadros Fonte: Dados da pesquisa
50
Gráfico 4: Estudo 5 comparativo, indicando as maiores tensões nas duas montagens Fonte: Dados da pesquisa
TABELA 5
Pontos selecionados das tensões máximas em cada sistema
Estudo 5 Pontos Hexágono Interno Cone Morse
1 244800000 143500000
2 346200000 305400000
3 567800000
4 589900000 Fonte: Dados da pesquisa
5.6 Carga Vestibular-lingual
5.6.1 Estudo 6 - Direção Vestíbulo- Lingual (X positiva)
Observa-se que tensão e deslocamento máximos concentraram-se no colar
do implante CM:
51
Figura 19: Simulação de esforços de vestibular para lingual Fonte: Dados da pesquisa
Figura 20: Imposição de esforços de vestibular para lingual nos implantes/pilares CM e DI Identificação dos pontos de máximos valores de tensão/deformação/deslocamento Fonte: Dados da pesquisa
52
C M D I Gráfico 5: Estudo 6 comparativo, indicando as maiores tensões nas duas montagens Fonte: Dados da pesquisa
TABELA 6
Pontos máximos selecionados das tensões
Estudo 6 Pontos Hexágono Interno Cone Morse
1 149200000 193400000
2 191800000 305700000
3 472300000 Fonte: Dados da pesquisa
Foram apresentados os resultados de tensão para cada uma das imposições
dos esforços, em cada um dos modelos, para que fosse possível a comparação do
desempenho estrutural entre os dois sistemas, bem como sua ação sobre a interface
de conexão de cada sistema e também sobre o osso circundante.
De acordo com a análise de todos os estudos, representados nas Figuras, os
resultados apresentaram maior concentração de tensão no colar do sistema de
conexão cônica comparado com a conexão dodecagonal interna, em cinco dos seis
estudos. A conexão DI apresentou resultados com maiores tensões apenas no
carregamento oblíquo.
53 6 CONSIDERAÇÕES GERAIS
Inúmeras são as publicações que investigam ou descrevem a respeito de
fatores de risco de insucessos da reabilitação osseointegrada, justificados em sua
grande maioria por complicações biomecânicas. A evolução dos pilares e
componentes protéticos, juntamente com o aprofundamento das propriedades
mecânicas dos materiais, possibilita uma compreensão gradual do comportamento
físico dos materiais submetidos a mecanismos de forças. Entretanto, a perfeita união
do sistema ainda não foi oferecida para atender às reais necessidades da
reconstrução protética implantossuportada buscando a minimização dos
deslocamentos e deformações no complexo implante/pilar, para uma maior
previsibilidade de resultados em médios e longos prazos.
Segundo Taylor (2000), os efeitos das forças nos implantes osseointegrados
são muito descritos e publicados, mas poucos são baseados em evidência científica,
necessitando de maior fundamentação da pesquisa para uma perspectiva a longo
prazo, nos relatos da sobrevivência e função das próteses implantossuportadas.
Apontam também a necessidade de entendimento do mecanismo de transferência
das cargas para o implante e para o osso adjacente.
Atualmente há intensa comercialização de variados desenhos e geometrias
de implantes com retenção interna das conexões protéticas. Implantes com conexão
tipo cone Morse demonstraram superioridade ao serem comparados com os de
conexão externa no que diz respeito à resistência mecânica da interface implante-
conexão protética (MÖLLERSTEN et al., 1997; BINON, 2000; MERZ et al., 2000).
Merz (2002) observa em colocação adicional, que o padrão e a magnitude da
deformação podem ser influenciados pelo desenho geométrico do implante. Sahin
(2002) levanta elementos que constituem a chave para o conhecimento das
influências externas (cargas funcionais e parafuncionais) e internas (pré-carga) para
maior compreensão da biomecânica dos implantes dentais. Kunavisarut et al.,
(2002) demonstraram que o cantilever e a força excessiva aumentam o efeito da
desadaptação protética. Estes autores salientam que a desadaptação dos
componentes pode ser a maior causa de complicação protética, ressaltando também
que levantamentos complementares são requeridos para determinar esta relação, ao
lado de mais intensos estudos pertinentes à pré-carga.
54 Maiores investigações nas propriedades mecânicas e do comportamento
biomecânico são necessários para que novas soluções possam surgir, aliados a um
eficiente desempenho funcional e estético, possibilitando o restabelecimento da
harmonia do sistema estomatognático.
No estudo de Iplikçioglu et al. (2003), optpou-se por uma análise não linear,
apesar de considerar a análise linear elástica, convencionalmente utilizada, ser
mais simples e não consumir tempo, com soluções lineares, apesar de subestimar
a fricção e o torque dos componentes e implantes . Fez sua opção, pela não
linearidade, por considerar importante este contato e a fricção no desempenho
mecânico das duas partes do complexo implante-pilar. Os autores concluíram como
resultado que em ambas as técnicas SGA- in vitro e NL-MEF são comparáveis
quando mensuram deformação no pilar e no colar do implante e quantificam
deformações semelhantes sob cargas verticais. Entretando, sob cargas laterais,
altas deformações foram medidas no colar do implante em NL-MEF ( como ilustrado
na Figura 1) quando comparadas com SGA- in vitro. O presente estudo utilizou a
metodologia linear do MEF e apresentou resultados semelhantes, com maiores
deslocamentos e deformações no colar do implante ITI- Straumann.
O comportamento real dos materiais é muito complexo e dependente de: tipo,
condições de usinagem, temperatura, umidade ou quaisquer condições que levem à
sua formação ou fabricação. Este é um dos motivos pelos quais se torna difícil e
complexa a simulação muito próxima à realidade que diversos autores buscam e
acabam por desprezar dados que podem comprometer a metodologia, como por
exemplo na análise não linear pelo MEF. Ao buscar uma metodologia alicerçada ao
cálculo numérico discretizado, são diminuídas as variáveis de forma equacional,
para levantar conceitos nos comportamentos mecânicos dos materiais, desde que
suas propriedades sejam bem conhecidas. Desta forma podem-se testar os
materiais, simulando uma realidade relativa, dentro de limites bem definidos. O
módulo de elasticidade ou Young, que representa a inclinação da porção linear do
diagrama de tensão/deformação, e o coeficiente de Poisson definem o
comportamento elástico de um material se este for isotrópico. O coeficiente de
Poisson refere-se ao valor absoluto da relação entre as deformações transversais e
longitudinais em eixo de tração axial e é o coeficiente de correção do índice de
anisiotropia.
55
De acordo com a análise de todos os estudos, os resultados apresentaram
maior concentração de tensões, segundo o critério de von Mises, no colar do
sistema de conexão cônica , comparado com a conexão de duodecágono interno.
Este resultado pode ser explicado verificando-se que a seção transversal do pilar da
conexão dodecagonal interna é maior que a seção transversal do pilar da conexão
cônica. A força ou carga foi transmitida por toda a seção do pilar.
Considerando que: A
F=σ (tensão = força / área)
Ao utilizar-se um pilar com seção transversal maior a tensão diminui para uma
mesma força aplicada. Ao ser inserido totalmente dentro do osso compacto
modelado, este irá impedir a movimentação do implante, restringindo os graus de
liberdade do mesmo. No presente estudo, os implantes foram inseridos total ou
parcialmente no modelo do osso mandibular, seguindo as recomendações de cada
fabricante. Baseado nas análises do gráficos, esta restrição pode ter sido uma das
razões do implante inserido parcialmente no osso ter apresentado maior
deslocamento concentrado no colar do implante, apresentado pelo sistema CM. Por
apresentar menores restrições ao ser inserido parcialmente no osso, deixando o
colar de 1,8mm supra-ósseo, este sistema pode permitir maiores deslocamentos,
comparado com o sistema DI, restritos pela total inserção óssea.
56
REFERÊNCIAS
ABRAHAMSSON, I.; BERGLUNDH, T.; LINDHE, J. Soft tissue response to plaque formation a different implant systems: a comparative study in teh dog. Clin Oral Implants Res , Copenhagen, v.9, n.2, p. 73-79, 1998. AKÇA, K.; IPLIKÇIOGLU, H. Finite element stress analysis of the influence of staggered versus straight placement of dental implants. The International Journal of Oral & Maxillofacial Implants , v. 16, n. 5, p. 722-730, 2001. ALKAN, I.; SERTGÖZ, A.; EKICI, B. Influence of occlusal forces on stress distribution in preloaded dental implants screws. The Journal of Prosthetic Dentistry , v. 91, n. 4, p. 319-325, 2004. BIDEZ, M.W.; MISCH, C.E. Force transfer in implant dentistry: basical concepts and principles. J Oral Implantol , Abington, v.18, p. 264-311, 1992. CAGLAR A. et al. T. Effects of Mesiodistal Inclination of Implants on Stress Distribuition in Impant-Supported Fixed Protheses. Int J Oral Maxillofac Implants, v.1, n.6, p 36-42 BINON,P.P. Evoluation of machining accuracy and consistency of select implants standart abutments, and laboratory analogs. Int J Prosthodont , Lombard, v.8, n.2, p.163-78; 1995. BINON, P.P. Implants and components: Entering the New Millennium. The International Journal of Oral & Maxillofacial Impla nts , v. 15, n. 1, p. 76-94, Jan-Feb, 2000. CHUN H-J. et al. Influence of Implant Abutment Type on Stress Distribuition on Bone Under Various loading Condicions Using Finite Element Analysis. Int J Oral Maxillofac Implants 2006; v. 21, n. 2, :195-202. CLELLAND, N. L. et al. A three-dimensional finite element stress analysis of angled abutments for an implant placed in the anterior maxilla. J Prosthodont , Philadelphia, v. 4, n. 2, p. 95-100, June 1995. DETTOLA, D.et al.The role of the finite element model in dental implants.J Oral Implantology , New York, v.26, n.2, p.77-81, 2000.
57 DUYCK, J. et al. Biomechanics of oral implants: a review of the literature. Technol Health Care , Amsterdam, v. 5, n. 4, p. 253-73, Oct. 1997. FAULKNER, G., WOLFAARDT, J., DEL VALLE, V. Console Abutment Loading in Craniofacial Osseointegration. Int J. Oral Maxillofac Implants v.13, p.245-252,1998. FINGER, I.M.et al. The evolution external and internal implant/abutment connections. Pract Periodontics Aesthet Dent , New Jersey, v. 15, n. 8, p.625-34, 2003. FRANCISCHONE,C.E.; et al. Osseointegração e o Tratamento Multidisciplinar. Quintessence: São Paulo, 2006. 320p. GENG, J-P.; TAN, K. B. C.; LIU, G-R. Application of finite element analysis in implant dentistry: A review of the literature J Prosthet Dent , v.85,n.6, p.585-98, June 2001. HUANG, H.L.; et al. Effects of splinted prosthesis supported a wide implant or two implants: a three-dimensional finite element analysis. Clinical Oral Implants Research , v. 16, n. 4, p. 466 -472, 2005. IPLIKÇIOGLU, H., et al., Comparison of Non-linear Finite Element Stress Analysis with In Vitro Strain Gauge Measurements on a Morse Taper Implant Int J. Oral Maxillofac Implants , v.18, p.258–265,2003 JEMT, T.; LEKHOLM, U. Implant treatment in edentulous maxillae: a 5-year follow-up report on patients with different degrees of jaw resorption. Int J. Oral Maxillofac Implants , Lombard, v. 10, n. 3, p. 303-11, May-June 1995. KUNAVISARUT, C. et al. Finite Element Analysis on Dental Implant–supported Prostheses Without Passive Fit. J Prosthodont , v. 11, n. 1 (March), 2002: pp 30-40 LANG, N.P.; et al. Consensus statements and recommended clinical procedures regarding implant survival and complications. The International Journal of Oral & Maxillofacial Implants , v. 9, n. 7 (Suppl.), p.150-154, 2004. LEVINE R. A.; CLEM D S.; WILSON T. G. Jr. et al., Multicenter Retrospective Analysis of the ITI Implant System Used for Single-Tooth Replacements:Results of Loading for 2 or More Years. Int J. Oral Maxillofac Implants, v.14, n. 4, p. 516–520,1999. LOTTI, R.S. et. al. Aplicabilidade científica do método dos elementos finitos.
58 Revista Dental Press de Ortodontia e Ortopedia Faci al, v. 11, n.2, p.35-43, 2006. MARTIN W.C., et al. Implant abutment screw rotations and preloads for four different screw materials and surfaces. St. Louis, J Prosthet Dent, v.86, n.6, July 2001:24-32. MERZ, B.R.; HUNENBART, S.; BELSER,U.C. Mechanics of the implant-abutment connection:An 8-degree taper compared to a butt joint connection. The International Journal of Oral & Maxillofacial Implants , v. 15, n. 4, p.519-526, 2000. MOLLERSTEN, L.; LOCKOWANDT,P.;LINDEN, L.A. Comparasion of strength and failure mode of seven implant sisems: an vitro test. J Prosth Dent , Saint Louis, v. 78, p. 582, 1997. MISCH, C.E. Prótese sobre implantes . São Paulo: Livraria Santos Editora, 2006, 625 p. NEDIR, R., et al. Prosthetic complications with dental implants: from an up-to-8-year experience in private practice. The International Journal of Oral & Maxillofacial Implants , v. 21, n. 6, p.919-928, 2006. NORTON, M.R .An in vitro evaluation of the strength of an internal conical interface compared to a butt joint interface in implant design. Clin Oral Implants Res , Copenhagen, v.8, n.4, p.290-298, 1997. NORTON,M.R. Assessmente of cold weding propieties of the internal conical interface of two commercially available implant systems. J Prosthet Dent , Saint Louis, v.81, n.2, p.159-66,1999. OLIVEIRA, Sérgio Gomes De. Desenvolvimento de modelo tridimensional de elementos finitos de maxila e mandíbula para estudo das deformações e deslocamentos resultantes dos contatos dentários. 2003. 143f. Dissertação (Mestrado) - Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais, Programa de Pós-Graduação em Odontologia PETROPOULOS, V.C.; WOLFINGER, G.J.; BALSHI, T.J.. Complications of Mandibular Molar Replacement with a Single Implant. A Case Report. J Can Dent Assoc . april 2004; v.70, n.4, p.238-42. RANGERT, B.; JEMT, T.; JORNEUS, L. Forces and moments on Branemark implants. Int J Oral Maxillofac Implants, Lombard, v.4, n.3, p.241-247, Fall 1989. RICHTER, E. J. Basic biomechanics of dental implants in prosthetic dentistry. J
59 Prosthet Dent, St. Louis, v. 61, n. 5, p. 602-609, May 1989. RICHTER, E.J. In Vivo Horizontal Bending Moments on Implants. Int. Journal of Oral & Maxillofacial Implants 1998, v.13, p.232-244 SAHIN, S.; CEHRELI, M.C.; YALÇIN, E. The influence of functional forces on the biomechanics of implant-supported prostheses – a review. Journal of Dentistry , v. 30, p. 271-282, 2002 SENDYK, C. L; SENDYK, W. R.; GROMATZKY, A. Análise em Elemento Finito-não Linear-da Influencia do Tipo Ósseo na Estabilidade de Implante Osseointegrado. Rev Odontol Univ St Amaro , São Paulo, v. 7, n. 1/2, p. 75-77, jan.-dez. 2002. SIMSEK, B. et al., Effects of different inter-implant distances on the stress distribution around endosseous in posterior mandibule: A 3D finite element analysis. Medical Engineering Physics , v. 28, p. 199-213, 2006. STEGAROIU, R. et al., O. Influence of restoration type on stress distribution in bone around implants: A three-dimension finite elements analysis. The International Journal of Oral & Maxillofacial Implants , v. 13, n. 1, p. 82-90, 1998. SÜTPIDELER, M.; ECKERT, S.E.; ZOBITZ, M.; AN, K.-N. Finite element analysis of effect of prosthesis height, angle of force apllication, and implant offset on supporting bone. The International Journal of Oral & Maxillofacial Implants , v. 19, n. 6, p. 819-825, 2004. TAYLOR, T.D.; AGAR, J.R.; VOGIATZI,T. Implant prosthodontics: current perspective and future directions. The International Journal of Oral & Maxillofacial Implants , v.15, n. 1, p. 66-75, 2000. WANG, T.M. et al., Effects of prosthesis materials and prosthesis splinting on peri-implant bone stress around implants in poor-quality bone: a numeric analysis. The International Journal of Oral & Maxillofacial Impla nts , v. 17, n.2, p. 231-237, 2002.
60
ANEXO
61 ANEXO I ARTIGO PARA PUBLICAÇÃO - THE JOURNAL OF ORAL
REHABILITATION
Análise do comportamento biomecânico de conexões de interface de implantes osseointegrados pelo Método de
Elementos Finitos
B. F. CHAVES*, J. LANDRE JÚNIOR‡, W. C. JANSEN† *Mestranda em Clínicas Odontológicas, com ênfase em Implantodontia, pela Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais, Belo Horizonte, MG, Brasil, ‡Departamento de Engenharia Mecânica da Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais, Belo Horizonte, MG, Brasil, †Departamento de Prótese Dentária da Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais, Belo Horizonte, MG, Brasil.
RESUMO
O presente estudo propõe analisar qualitativa e comparativamente a
distribuição das tensões nas conexões de interface implante/pilar, nos sistemas:
Dodecágono Interno (DI) e Cone Morse (CM), mensurando a influência das
geometrias do pilar na distribuição, magnitude e na transferência de tensões ao osso
circundante, através dos métodos em elementos finitos (MEF). Foram
confeccionados modelos 3D que foram estruturados em estado plano de
deformação, cujas propriedades mecânicas dos materiais foram homogêneas,
isotrópicas e lineares elásticas. Para cada tipo de sistema de conexão implante/pilar
foram geradas imposições de esforços de 100N em quatro planos inclinados da
superfície oclusal da coroa dentária, para cada carregamento, variando nos sentidos
vertical, oblíquo, vestíbulo- lingual e mésio-distal. Foram coletados resultados de
tensão, deformação e deslocamento, obtidos por meio de simulações no MEF. Os
maiores deslocamentos ocorreram no sistema de conexão tipo cone Morse com
exceção do carregamento oblíquo no qual os maiores deslocamentos foram
encontrados no sistema de dodecágono interno. Foi concluído que o sistema de
conexão do tipo Morse apresentou menores restrições. Por ser inserido parcialmente
no osso, este sistema pode permitir maiores deslocamentos comparados com o
sistema de conexão de dodecágono interno, que apresentaram menores
deslocamentos em cinco dos seis resultados encontrados.
Palavras-chave: biomecânica, interface implante/pilar, método de elementos finitos.
62 1 INTRODUÇÃO
O índice de sucesso da osseointegração revolucionou tanto o planejamento
quanto as reconstruções cirúrgicas e protéticas na reabilitação do sistema
estomatognático, fundamentada no princípio de ancoragem ou forma de retenção
para a prótese (FRANCISCHONE et al., 2006)11. Considerando que o desajuste
entre a plataforma do implante e o pilar protético, assim como a falta de adaptação
passiva da infraestrutura, pode levar a fraturas - tanto nos componentes protéticos
quanto nos parafusos do pilar ou do próprio implante - podendo ainda acarretar
distribuição inadequada das forças ao osso de suporte. A natureza da perda ou
deslocamento das próteses sobre implantes é complexa, envolvendo fatores tais
como: tipo de encaixe implante/pilar, grau de conicidade, fadiga, precisão de
usinagem dos componentes do sistema, entre outros (BINON,1995)3.
Numerosos relatos sobre a alta incidência de complicações clínicas
implantossuportadas como: perda de parafuso protético das coroas dentárias e do
pilar intermediário; quantidade, diâmetro e comprimento dos implantes; localização e
arranjo dos implantes; magnitude e direção das forças aplicadas; densidade óssea;
anatomia oclusal; inclinação da coroa; relação coroa/implante; presença de
Cantilever, têm sido publicado (JEMET; LEKOLM, 1995; DUYCK et al., 1997;
RANGERT et al., 1989; RICHTER, 1989; SAHIN, 2002; FINGER, 2003)14 9 26 27 28 10
A descoberta da osseointegração impulsionou a odontologia para nova era
reconstrutiva. Inicialmente, a ênfase das pesquisas estava nas técnicas cirúrgicas e
procedimentos de enxertos. Entretanto, com o crescimento da utilização do implante
com hexágono externo e suas complicações clínicas significativas a ênfase mudou
para a busca da solução desses problemas. Este crescimento resultou, também, em
grande diversidade e numerosa quantidade de pilares. Por esta razão, ocorreram
mudanças nas retenções transmucosas, na sua retenção com parafuso e nas
modificações no hexágono externo (BINON, 2000)4.
Os aspectos biomecânicos representam desafio para a reabilitação
osseointegrada uma vez que as falhas tardias são as principais destas complicações
relatadas. Esses mecanismos ainda não são totalmente compreendidos. Enquanto
um alto índice de sucesso dos implantes osteointegráveis têm se tornado uma
63 realidade clara e aceitável, numerosos relatos sobre a alta incidência de
complicações clínicas, como perda de parafuso protético das coroas dentárias e do
pilar intermediário, têm sido publicado (MERZ et al., 2000)19.
O conhecimento do comportamento e da intensidade das tensões geradas no
conjunto prótese/implante - especificamente na interface de união e tecidos de
suporte - é de suma importância para a prevenção de falhas e insucessos. A
transferência de cargas excessivas nesta interface pode resultar em afrouxamento
ou fratura de parafusos, falha por fadiga e reabsorção dos tecidos de suporte. Os
efeitos das cargas nos implantes são muito publicados, mas poucos são baseados
em evidências científicas, sendo necessárias maiores pesquisas para uma
perspectiva à longo prazo na função das próteses implantossuportadas (TAYLOR et
al., 2000)29.
A disciplina da engenharia biomédica, ou a aplicação dos princípios da
engenharia aos sistemas orgânicos, desencadeou nova era no diagnóstico, no plano
de tratamento e na reabilitação do paciente, descrevendo a resposta dos tecidos
biológicos às cargas aplicadas (MISH et al,. 2006)20.
A oclusão é um dos fatores importantes para estabelecer a direção da carga.
Os implantes estão sujeitos a uma ampla gama de forças, oriundas da mastigação.
Os componentes de força podem ser normais (compressão e tração) ou de
cisalhamento. As forças compressivas tendem a manter a integridade da interface
osso/implante; já as tensões de tração tendem a romper a interface. Além disto, as
tensões de cisalhamento tendem a alterar a interface no plano paralelo à superfície.
O osso cortical é mais resistente à compressão e mais fraco ao cisalhamento; a
mesma magnitude de força poderá ter efeitos bem diferentes sobre uma carga
vertical. Braços de ponte ou extensões muito longas podem provocar a separação
da interface, a reabsorção óssea, o afrouxamento do parafuso protético e/ou a
fratura da ponte ou da barra (POKORNY; SOLAR, 1996)22.
Complicações em próteses implantossuportadas como a perda do parafuso,
fratura das restaurações são muito relatadas, mas não são quantificados na sua
ocorrência pelo tipo de complicação (TAYLOR et al., 2000)25.
Os momentos de força resultante de sobrecarga não axial podem causar
concentração de tensão que exceda a capacidade de suporte fisiológico do osso
cortical conduzindo a vários tipos de falhas (ALKA et al., 2001)1.
64
A força aplicada sobre o implante dentário raramente é dirigida apenas
longitudinalmente. Existem três eixos clínicos de carga dominantes em
implantodontia: mesiodistal, vestibulolingual e oclusoapical. A oclusão serve como o
principal determinante no estabelecimento da direção da carga (MISH, 2006)20.
A busca pelo equilíbrio biomecânico final é feita desde a concepção da
restauração. É necessário avaliar os fatores de risco biomecânico durante todos os
estágios do planejamento cirúrgico/protético e permanecer atento às alterações que
indiquem uma situação de sobrecarga oclusal: desaparafusamentos, quebra de
parafusos de fixação, perda óssea e fratura do material restaurador.
O presente estudo tem como objetivo mostrar e avaliar o comportamento
biomecânico relacionado com os tipos de conexões implante/pilar nos sistemas de
Duodecágono Interno (DI) e Cone Morse (CM) através da tecnologia
computadorizada, que permite construir a análise qualitativa e comparativa de cada
um destes sistemas. Busca também a fundamentação científica e a contribuição
para o conhecimento das distribuições das cargas axiais e não axiais, nas
geometrias de interface implante/pilar por meio de simulações de modelos
tridimensionais dos métodos de elementos finitos.
2 REVISÃO DE LITERATURA
2.1 Tipos de encaixe das conexões de interface
A conexão implante/pilar intermediário é geralmente descrita como externa
(hexagonal) ou interna. Esta conexão possui espaço desprezível entre os encaixes
levando à conexão passiva. Porém, também, pode não haver espaço entre as partes
levando a possíveis esforços no conjunto. A junção das superfícies pode apresentar
a geometria de estabilização lateral e/ou também ter mecanismo interno de
resistência à rotação incorporada. Esta configuração de geometria pode ser:
octogonal, hexagonal, parafuso cônico, cone hexagonal, cilindro hexagonal, ranhura,
ranhura em tubo, ressalto e pino/fenda (BINON, 2000)4.
65
Binon (1995)5 avaliou implantes com extensão hexagonal externa (HE),
hexágono interno (HI) e octógono interno (OI) com vistas ao mecanismo de precisão
e liberdade rotacional. Neste estudo, a menor quantidade de liberdade rotacional foi
registrada para o pilar com conexão HI considerando a combinação de componentes
do mesmo fabricante. Salienta-se, também, que as próteses sobre implantes com
hexágono interno possuem melhores resultados quanto ao afrouxamento e fratura
dos parafusos protéticos.
Nos achados atuais com testes mecânicos o resultado envolvendo cada tipo
de conexão foi comparado. Essa comparação indica a superioridade mecânica da
conexão do pilar cônico e ajuda a explicar a melhor estabilidade significativa em
longo prazo na aplicação clínica com conexão do tipo Morse. A característica da
conexão implante/pilar do hexágono externo com altura curta (< 2 mm) do hexágono
parece favorecer a perda do parafuso, pois todos os componentes da força externa
estão concentrados principalmente no parafuso e no pilar (LEVINE et al., 1999)16.
Kunavisarut et al., (2002)15 mostrou que o cantilever e a força excessiva
aumentam o efeito da desadaptação protética.
Na segunda e terceira geração da osseointegração observa-se alteração
geométrica na interface da união dos implantes de conexão interna.
Simultaneamente, também foi introduzida grande variedade de novas formas no
corpo do implante, geometria, padrão de rosca, diâmetro e topografia da superfície.
Atualmente existem centenas de tipos de implantes, que variam em diversos
aspectos, desde diâmetro e formato até textura de superfície (BINON, 2000)4.
Dentre essas, a conexão cônica com 8 graus do cone Morse ITI- Straumann
apresenta um ótimo prognóstico pela combinação de posicionamento vertical e pelo
próprio travamento característico com aumento da habilidade deste sistema para
resistir aos momentos de força (MERZ et al., 2000)19. Por este motivo foi escolhida
para ser um dos objetos de estudo do presente artigo.
Muitos esforços são realizados para superar problemas como a instabilidade
na interface. Por exemplo, com a diminuição do torque de fricção no parafuso de
fixação do pilar para manter a união dos componentes ocorre um aumento na pré-
carga. Geralmente os parafusos apresentam cabeça plana, haste longa e roscas. O
aumento no comprimento da haste e um menor comprimento das roscas reduzem a
fricção. Quando a menor absorção de torque é perdida por fricção e calor ocorre
aumento na pré-carga. (MARTIN et al., 2001; ALKAN, et al., 2004).18 1
66
A modificação na plataforma hexagonal proporcionou melhores parafusos e
aumento na aplicação do torque, além de ter prolongado o uso dos implantes de
hexágono externo. Entretanto, com as excelentes variedades das interfaces
disponíveis é improvável a sua sobrevivência por longo período de tempo. O
problema ao longo dos anos foi relacionado com a estabilidade do pilar e da prótese.
As novas interfaces geométricas disponíveis melhoraram a estabilidade do abutment
e simplificaram o processo restaurador. A transição para a conexão interna vem
sendo realizada e estas são mais estáveis, fisicamente mais fortes, com facilidade
para restaurar, melhor acabamento em áreas estéticas. (BINON, 2000)4.
Huang et al., (2005)12 apontam que os sistemas de conexão interna - com
hexágonos e octógono internos e conexão cônica tipo cone Morse - são menos
susceptíveis ao afrouxamento de parafusos, além de apresentarem maior eficiência
na distribuição de forças oclusais.
O mecanismo positivo de travamento e fricção são princípios básicos das
conexões do sistema ITI - Straumann. Este mecanismo é referido ao travamento
geométrico responsável pela proteção das roscas nas cargas funcionais excessivas.
Entretanto, a perfeita união ou conexão entre implante e pilar intermediário não
pertence ao atual cenário dos implantes dentais onde - sob condições de cargas
específicas como as laterais ou oblíquas - as partes podem se separar,
consequentemente, maiores deformações podem ser esperadas (IPLIKÇIOGLU et
al., 2003)13.
2.2 Método dos Elementos Finitos (MEF)
A análise comparativa tridimensional do Método de Elementos Finitos é
importante ferramenta que pode avaliar a distribuição e o direcionamento de
tensões, além de mostrar como as diferentes geometrias de conexão implante/pilar e
do próprio pilar podem influenciar o processo de reabsorção óssea e,
conseqüentemente, o insucesso da terapia implantodôntica.
O MEF é a técnica numérica que oferece uma maneira de calcular a
distribuição e a concentração de tensões e deformações das geometrias de um
sólido qualquer, sujeito a esforços, bi ou tridimensionais, num ambiente
67 computacional por meio de análises de modelos numéricos ( DETTOLA, 2000)8.
Iplikçioglu et al., (2003)13 com objetivo de buscar maior entendimento dos
comportamentos mecânico e biomecânico e a requerida validação das medidas de
deformação comparou a análise não-linear NL-MEF com a Análise Strain Gauge
(SGA)-in vitro na mensuração da deformação do complexo implante-pilar. O
presente estudo utilizou o implante ITI - Straumann em ambas as metodologias.
Para utilização do MEF foram construídos modelos 3D do Strain Gauge. Uma carga
de 75N foi aplicada vertical e lateralmente em casos separados. A qualificação e
quantificação da deformação foram similares em ambos os métodos, sob cargas
verticais e laterais, quando mensuradas as deformações no pilar do implante e na
resina. Entretanto, altas deformações foram mensuradas no colar do implante, sob
cargas laterais, pela análise NL-MEF, em comparação com SGA-in vitro.
Chun et al., (2006)6 fez a investigação da distribuição de tensões na área
óssea circundante sob carga inclinada em 3 tipos de pilar intermediário nos sistemas
de implante: corpo único (C-1); hexágono interno (HE) e hexágono interno (HI),
através de métodos de elementos finitos (MEF). Este trabalho mostrou que os três
sistemas apresentam tendência similar na distribuição de tensões sob carga vertical,
mas os resultados máximos de tensão - expressos em valores Von Mises gerados
no osso adjacente - foram diferentes para todos os sistemas. Em condições de
carga inclinada a distribuição de tensão no osso adjacente mostrou notável diferença
nos três sistemas. Estas diferenças foram causadas pela mudança do mecanismo
de transferência de carga dos diferentes tipos conexão dos pilares. A transferência
de cargas no osso adjacente demonstrou ser mais favorável para o hexágono
interno do que para o externo devido ao menor deslize do componente protético no
implante. O tamanho da área de contato entre o pilar e o implante também
influenciou a distribuição da tensão e a magnitude das tensões máximas em Von
Mises geradas no osso circundante. Dentre os valores máximos de tensões Von
Mises encontrados os menores foram obtidos no sistema de hexágono interno pela
redução do efeito da flexão causado pelo componente horizontal da carga inclinada
no deslize dos encaixes entre o implante e o pilar.
O presente estudo tem como objetivo analisar comparativa e qualitativamente
os valores/gradientes tensões segundo o critério de von Mises geradas na interface
implante/ pilar, nos sistemas Duodecágono Interno (DI - Biomet-3i® -Palm Beach
Garden, Flórida) e Cone Morse (CM - ITI- Straumann® AG, Waldeburg, Switzerland)
68 pelo método de elementos finitos.
3 MATERIAL E MÉTODOS
Para a realização da análise comparativa e qualitativa dos gradientes de
tensões geradas na interface implante/ pilar e para a avaliação do grau de influência
de cada geometria nos dois sistemas, através do método de elementos finitos,
propõe-se:
- Utilizar implantes e coroas dentárias com 10 mm de comprimento, inseridos
em região posterior de mandíbula, simulando os dois sistemas de conexão de
interface, DI e CM;
- Simular carga tardia com lâmina dura e 100% de osseointegração para
todos os tipos de interface pilar/implante a serem avaliados;
Todos os valores foram tomados segundo o sistema de unidades
internacional, cuja força é dada em N (Newtons), a massa em Kg, o comprimento em
mm e o tempo em s. Diante desta definição as tensões apresentadas são as tensões
segundo o critério de von Mises.
Para obter a imagem dos cortes seccionais do osso mandibular foram
utilizados modelos tridimensionais (3D) da mandíbula. Para a geração deste modelo
de mandíbula inicialmente foi realizada uma tomografia computadorizada de um
adulto jovem, após cumprimentos das exigências do Comitê de Ética em Pesquisa
da PUCMINAS, obtendo o parecer de aprovação, através de comunicação datada
de 12 de dezembro de 2002, de acordo com a dissertação de Mestrado de Oliveira
(2003).23
Para o presente estudo foi considerado que a crista do rebordo mandibular
apresenta osso cortical. No mesmo todas as propriedades dos materiais foram
considerados isotrópicos, homogêneos, com comportamento linear elástico.
69
Figura 1: Imagem tridimensional da mandíbula Fonte: Oliveira, (2003)23
Os desenhos foram modelados tridimensionalmente no programa SolidWorks
2008 e o estudo gerado no CosmosWorks 2008. Os pilares intermediários
GengiHue™ (Biomet-3i® -Palm Beach Garden, Flórida) e pilar sólido standard ITI-
Starumann® (AG, Waldeburg, Switzerland) foram modelados para os sistemas de
duodecágono interno e conexão tipo cone Morse sólidos em titânio.
Neste trabalho os implantes modelados tridimensionalmente utilizados são:
- conexão duodecágono interno (DI) de implantes Biomet-3i® -Palm Beach
Garden, Flórida;
- conexão cônica tipo cone Morse (CM) de implantes Starumann®- ITI
Straumann AG, Waldeburg, Switzerland
70
Figuras: 2 e 3 - Imagem dos implantes/pilares/coroas em 3D Fonte: Dados da pesquisa, modelo piloto.
Condições de Carregamento/Carga aplicada:
Foram simulados modelos de implantes e pilares com contornos anatômicos
de molares caracterizados por coroas dentárias em porcelana na região de primeiro
e segundo molar da mandíbula. O mesmo protocolo de cargas será utilizado para
todos os modelos. Estes modelos foram estruturados em estado plano de
deformação. Para cada tipo de interface de conexão implante/pilar foram geradas
imposições de esforços de 100N em cada um dos quatro planos inclinados da
superfície oclusal da coroa protética, variando nos sentidos vertical, oblíquo,
transversal (vestibular-lingual) e longitudinal (mesial-distal) para cada carregamento.
Para os implantes de conexão duodenal interna foi selecionado um pilar cuja seção
transversal é maior do que a seção do implante.
Fase I- Pré-Processamento: Nesta fase foram desenvolvidos os modelos dos
implantes, com coroa e osso mandibular, utilizando o programa computacional
(CAD) SolidWorks 2008. Além destes dados foi criada a malha tetraédrica de
elementos finitos.
Fase II- Solução: Nesta fase foi definido o critério para solução das equações
obtidas a partir do código de elementos finitos que, neste trabalho, foi gerado no
programa computacional (CAE) CosmosWorks 2008, como foi definido durante a
71 preparação dos modelos.
Fase III- Pós-Processamento: Foram coletados resultados de tensão,
deformação e deslocamento.
No presente estudo foram utilizadas as propriedades dos materiais seguindo
as especificações de Caglar (2006)5:
TABELA 1
Módulo de elasticidade e coeficiente de poisson dos materiais utilizados
Materiais Módulo de elasticidade ou de
Young
Coeficiente de Poisson
Osso cortical 13,70 GPa 0,30
Titânio 115,00 GPa 0,35
Porcelana 68,90 GPa 0,28
Fonte: Caglar et al., (2006)5
4 RESULTADOS
Os estudos de cargas estáticas números 1, 2 e 6, em malha sólida, obtiveram
tamanho do elemento igual a 1, 54972 mm, apresentando um total de 95308
elementos e de 135176 nós.
Os estudos de números 3, 4 e 5 obtiveram tamanho do elemento igual a
1,6mm, com um total de 89217 elementos e de 126689 nós. Observa-se que quando
o tamanho do elemento é menor, obtêm-se um maior número de nós e de
elementos.
As propriedades dos materiais, para cada elemento estrutural de diferentes
sistemas de conexão, foram as mesmas, assim como os carregamentos. Tal
procedimento possibilitou a comparação dos deslocamentos, a localização dos
máximos valores e sua dissipação ao longo do osso.
72 4.1 Carga Lingual - Vestibular
Estudo1- Condição de carregamento L - V (X Negativa):
73
Figuras 5, 6, 7 e 8 Fonte: Dados da pesquisa
4.2 Carga Vertical
Estudo 2-Condição de carregamento na Direção Vertical (Y negativa)
74
Figuras 9 e 10 Fonte: dados da pesquisa
4.3 Carga Distal - Mesial
Estudo 3: Condição de carregamento na Direção Z negativa:
75
Figuras 11 e 12 Fonte: Dados da pesquisa
4.4 Carga Oblíqua
Estudo 4 - Direção oblíqua (perpendicular a cada uma das superfícies)
76
Figuras 13, 14 e 15 Fonte: Dados da pesquisa
4.5 Carga Mesial- Distal
Estudo 5: Condição de carregamento na direção M-D (Z positiva)
77
Figuras 16, 17 e 18 Fonte: dados da pesquisa
4.6 Carga Vestibular-lingual
Estudo 6: direção Vestíbulo- Lingual (X positiva)
78
Figuras 19, 20 e 21 Fonte: dados da pesquisa
Definidas as características de cada material foram criadas condições de
restrição impedindo qualquer tipo de movimentação do complexo implante/ pilar
intermediário, no sentido lateral e axial. Razão pela qual nenhuma variável que
remeta ao problema de montagem do parafuso foi considerada já que o presente
estudo pretende avaliar apenas influências das geometrias nos direcionamentos das
tensões. Deste modo, a montagem segue os padrões preconizados pelo fabricante
funcionando como corpo único.
De acordo com a análise de todos os estudos, representados nas figuras, os
resultados apresentaram maior concentração de tensão no colar do sistema de
conexão cônica comparado com a conexão duodecagonal interna.
79 5 DISCUSSÃO
Atualmente há intensa comercialização de variados desenhos e geometrias
de implantes com retenção interna das conexões protéticas. Implantes com conexão
tipo cone Morse demonstraram superioridade ao serem comparados com os de
conexão externa no que diz respeito a resistência mecânica da interface implante-
conexão protética (MÖLLERSTEN et al., 1997; BINON, 2000; MERZ et al., 2000). 21
4 19
A análise linear pelo MEF linear foi eleita, no presente trabalho, como a
melhor tecnologia para avaliação dos efeitos biomecânicos, bem como mensurar
deformações na interface implante/pilar. Além de permitir uma visualização das
tensões e deslocamentos dos materiais de maneira simples e clara.
Iplikçioglu et al. (2003)13 em seu estudo, optou por uma análise não linear, e
apresentou resultados com maiores deslocamentos e deformações no colar do
implante ITI- Straumann.
Uma vez que o comportamento real dos materiais é muito complexo,
dependentes: do tipo, condições de usinagem, temperatura, umidade ou quaisquer
condições que levem à sua formação ou fabricação. Este é um dos motivos pelos
quais se torna difícil e complexa a simulação muito próxima à realidade que os
diversos autores buscam. Assim, acabam por desprezar dados que podem
comprometer a metodologia, como por exemplo, a análise não linear pelo MEF. Ao
buscar uma metodologia alicerçada ao cálculo numérico discretizado, são
diminuídas as variáveis de forma equacional, para levantar conceitos nos
comportamentos mecânicos dos materiais, desde que suas propriedades sejam bem
conhecidas. Desta forma pode-se testar os materiais, simulando uma realidade
relativa, dentro de limites bem definidos.
Foram encontrados maiores concentrações de tensões segundo o critério de
von Mises no colar do sistema de conexão cônica comparado com a conexão de
dodecágono interno. Este resultado pode ser explicado pois a seção transversal do
pilar da conexão DI é maior que a do pilar da conexão CM, razão inversamente
proporcional à força ou carga aplicada.
No presente estudo, os implantes foram inseridos total ou parcialmente no
modelo do osso mandibular, seguindo as recomendações de cada fabricante.
80 Baseado nas análises dos resultados, esta restrição pode ter sido uma das razões
do implante inserido parcialmente no osso ter apresentado maiores valores de
tensão segundo critérios de Von Mises e deslocamento no colar do implante.
6 CONCLUSÃO
De acordo com a análise de todos os estudos os resultados apresentaram
maior concentração de tensões segundo o critério de von Mises no colar do sistema
CM comparado com a conexão DI em cinco dos seis resultados encontrados.
O sistema CM apresentou menores valores de tensões Von Mises sob carga
oblíqua, confirmando a superioridade mecânica mediante forças horizontais.
Foi concluído que o sistema CM apresentou menores restrições por ser
inserido parcialmente no osso (deixando o colar de 1,8mm supra-ósseo), o que pode
permitir maiores deslocamentos comparadas com o sistema de conexão de DI
restritos pela total inserção óssea.
ABSTRACT
The present study proposes to analyze the qualifying and comparable distribution of
the stress on the connections of the implant/abutment interface, in the systems:
Internal Dodecagon (ID) and Morse Taper (MT), measuring the influence of the
abutment geometry in the distribution, magnitude and transference of stress to
surrounding bone, by the finite element analyze (FEA). The 3D/CAD models were
made to simulate the insertion of the implants with abutments and anatomical
outlines of molars characterized for dental crowns in porcelain, in the region of the
first and second molars of the mandible. These models were structured with
hipothesis of plane strain, whose mechanic properties of the materials were
homogeneous, isotropic and linear elastic. For each kind of interface
implant/abutment there were generated loads of 100N in each one of the four slanted
planes of the oclusal surfaces of the prosthetic crown. For each loading there were
81 varying directions: vertical, oblique, buccalingual and mesiodistal. The stresses and
displacements results were collected; they were obtained by simulations in FEA. The
greatest displacements occurred in the system of connection of the Morse Taper
kind, with exception of the oblique loading, in which the greatest displacements were
met in the internal dodecagon system. It was concluded that the system of
connection from Morse kind presented smaller restrictions for being partially inserted
in the bone, leaving the upper-bone collar with 1,8mm. What can allow greater
displacements when compared with the connection system of the internal dodecagon
restricted by total bone insertion and smaller displacements in five results of the six
efforts imposed.
Key-words: Stress distribution. Finite element analyses. Osseointegrated
implants.
REFERÊNCIAS
1- Akça, K.; Iplikçioglu, H. Finite element stress analysis of the influence of staggered versus straight placement of dental implants. Int J Oral Maxillofac Implants , 2001; 16: 722-730 2- Alkan, I.; Sertgöz, A.; Ekici, B. Influence of occlusal forces on stress distribution in preloaded dental implants screws. The Journal of Prosthetic Dentistry , 91: (4): 319-325, 2004. 3- Binon,P.P. Evoluation of machining accuracy and consistency of select implants standart abutments, and laboratory analogs. Int J Prosthodont , Lombard, 8(2): p.163-78; 1995. 4- Binon, P.P. Implants and components: Entering the New Millennium. The International Journal of Oral & Maxillofacial Impla nts , 15(1): 76-94, Jan-Feb, 2000. 5- Caglar A.; Aydin. C; Ozen.Y.; Koromaz; T. Effects of Mesiodistal Inclination of Implants on Stress Distribuition in Impant-Supported Fixed Protheses. Int J Oral Maxillofac Implants, l21(6): 36-42; 2006 6- Chun H-J.; Shin H-S.; Han C-H.; Lee S-H.Influence of Implant Abutment Type on Stress Distribuition on Bone Under Various loading Condicions Using Finite
82 Element Analysis. Int J Oral Maxillofac Implants 2006; 21(2) : 195-202. 7- Clelland, N. L. et al. A three-dimensional finite element stress analysis of angled abutments for an implant placed in the anterior maxilla. J Prosthodont , Philadelphia, 4(2): 95-100, June 1995. 8- Dettola,D. et al.The role of the finite element model in dental implants.J Oral Implantology , New York, 26(2):77-81, 2000. 9- Duyck, J. et al. Biomechanics of oral implants: a review of the literature. Technol Health Care , Amsterdam, (5): 4 253-73, Oct. 1997. 10- Finger, I.M.et al. The evolution external and internal implant/abutment connections. Pract Periodontics Aesthet Dent , New Jersey, 15(8): 625-34, 2003. 11- Francischone,C.E.; et al. Osseointegração e o Tratamento Multidisciplinar. Quintessence: São Paulo, 2006. 320p. 12- HUANG, H.L.; et al. Effects of splinted prosthesis supported a wide implant or two implants: a three-dimensional finite element analysis. Clinical Oral Implants Research , v. 16, n. 4, p. 466 -472, 2005. 13- Iplikçioglu H., et al..Comparison of Non-linear Finite Element Stress Analysis with In Vitro Strain Gauge Measurements on a Morse Taper Implant Int J. Oral Maxillofac Implants 2003; 18:258–265 14- Jemt, T.; Lekholm, U. Implant treatment in edentulous maxillae: a 5-year follow-up report on patients with different degrees of jaw resorption. Int J Oral Maxillofac Implants , Lombard, 10(3): 303-11, May-June 1995. 15- Kunavisarut, C. Lang.L.; Stoner, B. R.; Felton, D. A, Finite Element Analysis on Dental Implant–supported Prostheses Without Passive Fit.J Prosthodont , 11(1) 30-40 16- LEVINE R. A.; CLEM D S.; WILSON T. G. Jr. et al., Multicenter Retrospective Analysis of the ITI Implant System Used for Single-Tooth Replacements:Results of Loading for 2 or More Years. Int J. Oral Maxillofac Implants, v.14, n. 4, p. 516–520,1999. 17- Lotti, R.S.; Machado, A.W.; Mazzieiro, E.T.; Landre Júnior, J. Aplicabilidade científica do método dos elementos finitos. Revista Dental Press de Ortodontia e Ortopedia Facial , 11:(2) .35-43, 2006.
83 18- MARTIN W.C., et al. Implant abutment screw rotations and preloads for four different screw materials and surfaces. St. Louis, J Prosthet Dent, v.86, n.6, July 2001:24-32. 19- Merz, B.R.; Hunenbart, S.; Belser,U.C. Mechanics of the implant-abutment connection:An 8-degree taper compared to a butt joint connection. The International Journal of Oral & Maxillofacial Implants , 15(4):.519-526, 2000. 20- Misch, C.E. Prótese sobre implantes . São Paulo: Livraria Santos Editora, 2006, 625 p. 21- Mollersten, L.; Lockowandt,P.;Linden, LA. Comparasion of strength and failure mode of seven implant sisems: an vitro test. J Prosth Dent , Saint Louis, 78: 582, 1997. 22- Norton,M.R. Assessmente of cold weding propieties of the internal conical interface of two commercially available implant systems. J Prosthet Dent , Saint Louis, 81(2):159-66,1999. 23- Oliveira, S. G. Desenvolvimento de modelo tridimensional de element os finitos de maxila e mandíbula para estudo das defor mações e deslocamentos resultantes dos contatos dentários. 2003. 151f. Dissertação (Mestrado em Clínicas Odontológicas – Ênfase em Prótese Dentária) – Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais, Belo Horizonte. 24- Petropoulus, V.C.; Wolfinger, G.J.; Balshi, T.J.. Complications of Mandibular Molar Replacement with a Single Implant. A Case Report. J Can Dent Assoc . april 2004; 70(4):.238-42. 25- POKORNY M.G., SOLAR P. Biomechanics of Endosseous Implants. In: Georg Watzek. Endosseous Implants : Scientific and Clinical Aspects. Quintessence Books.1996. Cap. 10 26- Rangert, B.; Jemt, T.; Jorneus, L. Forces and moments on Branemark implants. Int J Oral Maxillofac Implants, Lombard, 4(3):241-247, Fall 1989. 27- Richter E.J. In Vivo Horizontal Bending Moments on Implants Int. Journal of Oral & Maxillofacial Implants 1998;13:232–244 28- Sahin, S.; Cehreli, M.C.; Yalçin, E. The influence of functional forces on the biomechanics of implant-supported prostheses – a review. Journal of Dentistry , 30:
84 271-282, 2002. 29- Taylor, T.D.; Agar, J.R.; Vogiatzi,T. Implant prosthodontics: current perspective and future directions. The International Journal of Oral & Maxillofacial I mplants , v.15, n. 1, p. 66-75, 2000.
