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JANICY DOMINGUES DE OLIVIERA GARCIA
PARAFUSOS DE PILAR UTILIZADOS EM IMPLANTES
DENTÁRIOS
UNIVERSIDADE FEDERAL DE UBERLÂNDIA
FACULDADE DE ENGENHARIA MECÂNICA
2006
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JANICY DOMINGUES DE OLIVEIRA GARCIA
PARAFUSOS DE PILAR UTILIZADOS EM IMPLANTES DENTÁRIOS
Dissertação apresentada ao Programa de
Pós-Graduação em Engenharia Mecânica da
Universidade Federal de Uberlândia, como parte
dos requisitos para a obtenção do título de
MESTRE EM ENGENHARIA MECÂNICA.
Área de Concentração: Mecânica dos Sólidos
Orientador: Prof. Dr. Cleudmar Amaral de Araújo
Co-orientador: Prof. Dr. Flávio Domingues das
Neves
UBERLÂNDIA – MG
2006
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FICHA CATALOGRÁFICA
Elaborada pelo Sistema de Bibliotecas da UFU / Setor de Catalogação e Classificação
G216p
Garcia, Janicy Domingues de Oliveira, 1957-
Parafusos de pilar utilizados em implantes dentários / Janicy
Domingues de Oliveira Garcia. - Uberlândia, 2006.
122 f. : il.
Orientador: Cleudmar Amaral de Araújo.
Dissertação (mestrado) - Universidade Federal de Uberlândia,
Programa de Pós-Graduação em Engenharia Mecânica.
Inclui bibliografia.
1. Implantações dentárias - Teses. 2. Materiais dentários - Teses. I.
Araújo, Cleudm
ar Amaral de. II. Universidade Federal de
Uberlândia. Programa de Pós-Graduação em Engenharia Mecânica. III.
Título.
CDU: 616.314 - 089.843
Aos meus pais Waltercides Floriano de Oliveira e Genesy Domingues de Oliveira
pela vida, apoio, companhia durante todo este curso e valorosos ensinamentos.
i
AGRADECIMENTOS
Agradeço a Deus que me deu mais essa oportunidade de viver, adquirir conhecimentos
e que eu possa transmití-los com muita competência da maneira que os recebi.
Ao meu marido e filhos que abriram mão de momentos importantes de nossas vidas
para que me dedicasse ao mestrado.
Ao Professor Dr. Cleudmar Amaral de Araújo, pelo apoio, incentivo e inestimáveis
orientações, sustentador de várias idéias, durante a realização deste trabalho.
À Universidade Federal de Uberlândia e à Faculdade de Engenharia Mecânica pela
oportunidade de realizar este Curso.
A todos os educadores e funcionários do Programa de Pós-Graduação em Engenharia
Mecânica que colaboraram para a realização deste trabalho.
Aos alunos do Curso de Engenharia Mecânica da UFU, que contribuíram para a
realização deste trabalho.
À Empresa Conexão Sistemas de Prótese Ltda, pelo apoio durante o desenvolvimento
do projeto.
ii
Garcia, J. D. O. Parafusos de Pilar Utilizados em Implantes Dentários. 2006. Dissertação
de Mestrado, Universidade Federal de Uberlândia, Uberlândia,122 p.
Resumo
Graças ao surgimento e sucesso dos implantes osseointegrados, a implantodontia tem-se
firmado como uma importante técnica reabilitadora dentro do contexto geral da odontologia.
Forças funcionais, compatibilidade biomecânica e transferência de tensão para os tecidos
circunvizinhos estão entre os fatores envolvidos na linha de implantes dentários. Neste
aspecto um dos principais elementos de um implante dentário é o parafuso de pilar que faz
a união entre o pilar e o implante propriamente dito. Vários casos de desaperto e até mesmo
fraturas tem sido reportados na literatura. Quanto aos implantes nacionais ainda não existe
uma padronização que possa diferenciar os sistemas de tal forma que indique o nível de sua
qualidade e eficiência. Neste trabalho para facilitar a previsão do comportamento e
desempenho mecânico de todos esses fatores em função das cargas envolvidas foi
desenvolvido um modelo tridimensional de elementos finitos de um implante dentário
nacional. O objetivo principal foi avaliar numericamente o parafuso de pilar, os níveis de
torque suportado pelo parafuso, as distribuições de tensões e as possibilidades de aperto e
desaperto em função de cargas externas aplicadas ao implante. Um modelo analítico para a
determinação da distribuição de tensões e estimativa de torque de aperto foi proposto e
validado com o modelo numérico. Os resultados numéricos foram comparados com as
formulações analíticas utilizando um modelo de implante nacional “Standard” do fabricante
Conexão Sistemas de Prótese Ltda.
Palavras Chave: Implantes dentários, Parafusos de pilar, Elementos finitos, Tensões.
iii
Garcia, J. D. O. Pillar screws used in Dental Implants. 2006. M.Sc. Dissertation, Federal
University of Uberlândia, Uberlândia., 122 pg.
Abstract
Due to the surge and success of bone integrated implants, dental implants have been
consolidated as an important rehabilitation technique within the general context of dentistry.
Functional force, bio-mechanical compatibility and tension transfer to the neighboring tissues
are among the factors envolved in the line of dental implants. In this aspect, one of the main
elements of a dental implant is the pillar screw that makes the connection between the pillar
and the dental implant itself. Several cases of loosening and even fractures have been
reported in literature. As to Brazilian implants there is still not a standard that can
differentiate the systems in such a way the indicates a level of quality and efficacy. In this
work, to facilitate a preview of the mechanical behavior and function of all these factors,
considering the pressure involved, a tri-dimensional model of finite elements of a Brazilian
dental implant was developed. The main objective was to numerically evaluate the pillar
screw, the level of torque supported by the screw, the tension distribution and the possibility
of tightening and un-tightening while considering external pressure on the implant. An
analytical model to determine the distribution of tension and estimate the torque of tightening
was proposed and validated as a numerical model. The numeric results were compared with
the analytical formulations using a standard Brazilian implant manufactured by Conexão
Sistemas de Prótese Ltda.
Keywords: dental implants, pillar screw, finite elements, stress.
iv
Lista de símbolos
σ
Tensão normal devido ao momento fletor e momento de Inércia
x
a
σ Tensão devido ao efeito de Compressão no parafuso
x
M
σ
Tensão devido ao efeito de Flexão no parafuso
x
pa
σ Tensão normal no parafuso
x
pm
σ Tensão devido ao Momento Fletor
x
p
σ Tensão normal máxima de compressão
σ
pr
Tensão de prova
σ
x
Tensão normal no parafuso
σ
y
Limite de escoamento do material
α
Constante de rigidez
θ
Ângulo da rosca.
τ
Tensão de cisalhamento
µ
Coeficiente de atrito nos filetes da rosca
β
Ângulo de hélice
δ
l
Alongamento de um parafuso
A
p
Área efetiva do parafuso medida no diâmetro médio (d)
A
pnr
Área do parafuso da parte não roscada
A
pr
Área de prova ou área média
A
u
Área útil da União
iv
v
d Diâmetro Médio do Parafuso
di Diâmetro interno ou de raiz
d
m
Diâmetro médio ou efetivo do parafuso
E
p
Modulo de Elasticidade do Parafuso
E
u
Modulo de Elasticidade da união
F Carga excêntrica inclinada
F
i
Pré-carga no parafuso
F
p
Carga resultante no parafuso
F
pr
Força de Prova
F
x
Carga externa
fx Tensão cisalhante devido ao efeito da força cortante
h Altura do pilar implante.
K
p
Rigidez do Parafuso
K
pnr
Rigidez da parte não roscada do parafuso
K
pr
Rigidez da parte não roscada do parafuso
K
u
Rigidez da União
K
u1
Rigidez da União considerando o primeiro cone de tensão
K
u2
Rigidez da União considerando o segundo cone de tensão
K
u3
Rigidez da União considerando o terceiro cone de tensão
K
ui
Rigidez da União relativa do Implante
K
up
Rigidez da União relativa do Parafuso
l Avanço ou passo do parafuso.
l
pnr
Comprimento da parte não roscada
l
pr
Comprimento da parte roscada
l
u
Comprimento útil da União
l
ui
Comprimento útil do implante
vi
l
up
Comprimento útil relativo ao pilar
M*
z
Momento Fletor devido a força na direção Y.
M
f
Momento Fletor
M
z
Momento Fletor devido a força axial na direção X.
r Raio Nominal do Parafuso
r
i
Raio Interno do Parafuso
S
ut
Tensão de ruptura do Titânio
S
y
Limite de escoamento do Titânio
t
1
Espessura de aperto no pilar implante.
t
2
Comprimento efetivo do implante.
T
p
Torque no parafuso
vii
Sumário
Resumo iii
Abstract iv
Lista de Símbolos v
Capítulo I - Introdução 1
1.1 - Importância dos Implantes osseointegrados 3
1.2 - Perspectivas da implantodontia no Brasil 5
1.3 - Falhas nos Sistemas de Implantes Dentários 5
1.3.1
- Vantagens e Desvantagens dos Implantes Dentários 6
1.4 - Gradiente de Tensões em Implantes 9
1.4.1
- Análise de Tensões Via Fotoelasticidade 10
1.4.2
- Análise de Tensões via Método dos Elementos Finitos 11
1.4.3
- Análise de Tensões via Extensometria 12
1.5 - Objetivos do Trabalho 13
1.6 - Estrutura dos Capítulos 14
Capítulo II – Implantes Dentários 15
2.1 - Características gerais 15
2.2 - Biocompatibilidade 17
2.2.1
- Materiais biocompatíveis 18
2.2.2
- Requisitos Básicos dos materiais 18
2.2.3
- Titânio 19
2.3 - Implantodontia 21
2.3.1
- Estágios da Osseointegração 24
2.3.2
- Implante Dentário Padrão 26
2.4 - Esforços em Implantes 26
2.5 -Parafusos de Pilar 28
Capítulo III – Revisão da Literatura 30
3.1 - Forças 30
3.2 - Torques em Implantes Dentários 37
3.3 - Parafusos de Pilar 43
3.3 - Modelagem por Elementos Finitos 51
Capítulo IV – Análise de Tensões em Parafusos de Pilar 54
4.1 - Esforços nos Parafusos de Pilar 54
4.2 - Tensão Máxima no Parafuso de Pilar 56
4.2.1
- Estimativa da Tensão Máxima para Carga de Compressão 57
viii
4.3 - Tensão Normal no Parafuso de Pilar - Efeito da Força Axial de Compressão 61
4.4 - Tensão Normal nos Parafusos Devido ao Efeito de Flexão 62
4.5 - Dimensionamento dos parafusos de pilar/implante 62
4.6 - Estimativa do torque de aperto no parafuso de pilar 63
Capítulo V – Análise Numérica de um Implante Dentário 65
5.1 - Características do Método Numérico 66
5.2 - Fontes de erro 68
5.3 - Validação do modelo 69
5.4 - Falhas no parafuso de pilar 70
Capítulo VI – Resultados 72
6.1 - Modelo Analítico – Tensão Normal devido a Carga Axial 72
6.1.1
- Rigidez do Parafuso de Pilar 75
6.1.2
- Rigidez da União Pilar/Implante 77
6.1.3
- Estimativa da Pré-Carga do Parafuso de Pilar 81
6.1.4
- Tensão Normal no Parafuso de Pilar Devido a Carga Axial 83
6.2 - Modelo Analítico – Tensão Normal gerada pelo Momento Fletor 85
6.3 - Modelo Tridimensional de elementos finitos 87
6.3.1
- Análise da pré-carga 92
6.3.2
- Cargas externas 99
a) Ajuste dos modelos analíticos de rigidez da união 99
b) Ajuste do modelo analítico devido ao momento fletor 103
c) Condições críticas no parafuso de pilar 107
Capítulo VII - Conclusões 109
Capítulo VIII - Referências Bibliográficas 113
ix
CAPÍTULO I
INTRODUÇÃO
A utilização dos implantes com finalidade de repor elementos dentários perdidos
representa atualmente uma evolução considerável na Odontologia. No decorrer dos séculos,
realizou-se diversas tentativas de substituição das unidades dentárias ausentes por materiais
naturais ou sintéticos. Dentre estes materiais utilizou-se dentes extraídos, madeiras, rochas
ígneas, ferro, ouro, tântalo, aço inoxidável, grafite, ligas de prata e outros. Na maioria dos
casos, as aplicações “in vivo” estabeleciam a biocompatibilidade do material empregado. As
reações do hospedeiro favoráveis ou adversas determinavam, respectivamente, o sucesso ou
falha do procedimento.
A pesquisa relacionada aos implantes odontológicos, durante muitos anos, permaneceu
à margem da comunidade científica caracterizando-se pelo empirismo. Como resultado deste
posicionamento, os sistemas de implantes existentes, eram vistos como improváveis na
reposição de unidades dentárias por fixações seguras, previsíveis e funcionalmente efetivas à
longo prazo.
Os primeiros estudos relativos à efetividade dos implantes odontológicos tratavam-se de
acompanhamentos a curto prazo de casos clínicos, sem respeitar os princípios básicos da
pesquisa científica. Estes se fundamentavam na experiência clínica e opinião pessoal de alguns
autores sem empregar parâmetros de avaliação nítidos, resultando em dados extremamente
divergentes e de difícil interpretação. Nestes implantes objetivava-se conseguir estrutura similar
à dos dentes naturais com ancoragem no tecido ósseo através das fibras do ligamento
periodontal. A reprodução desta estrutura foi denominada com diversas nomenclaturas, como
por exemplo, pseudo ligamento, fibro-integração e osseointegração fibrosa. Este tratamento
visando reproduzir a fisiologia dentária não apresentou nos acompanhamentos a longo prazo,
2
bons resultados. A maioria dos trabalhos utilizava como principal critério de sucesso a
permanência dos implantes na boca ou se estes se mantinham assintomáticos.
O desenvolvimento dos implantes osseointegrados se iniciou em 1952 e fundamentou-
se em um programa de pesquisa básica bem controlado e criterioso. Foram realizados estudos
em animais sobre conformação macro e microscópica adequada, materiais biologicamente
compatíveis e técnica cirúrgica apropriada de inserção das fixações. Estas experiências foram
extrapoladas para humanos, por meio de investigações clínicas com registro de todos os
implantes inseridos e análise meticulosa dos mesmos em acompanhamentos longitudinais.
Estes obtiveram alto índice de sucesso a longo prazo, obedecendo critérios de sucesso
previamente estabelecidos. A seguir, os trabalhos foram reproduzidos em diversos centros de
diferentes continentes, e o índice de sucesso se manteve similar aos iniciais. A partir desta
evolução, a utilização de implantes realmente efetivos, seguros e previsíveis, se tornou
realidade.
Inicialmente, a utilização dos implantes osseointegrados foi proposta unicamente em
pacientes totalmente endêntulos. Gradualmente, extrapolou-se este planejamento para os
parcialmente endêntulos, por fim na substituição de elementos isolados. Paralelamente a este
progresso, desenvolveram-se diversos sistemas de implantes visando a obtenção da
osseointegração. Atualmente diversos sistemas de implantes dentais preconizam a
osseointegração, sendo necessária a comprovação a longo prazo da confiabilidade, utilizando-
se critérios, parâmetros e protocolo de pesquisa rígidos.
O advento dos implantes ósseointegrados apresenta-se como solução plausível para
determinadas situações clínicas, anteriormente consideradas com prognóstico sombrio e
frustrante pelos profissionais. Dentre estas pode-se citar: doença periodontal com progressão
rápida e extremamente destrutiva, resistente aos tratamentos convencionais; falhas
endodônticas; próteses totais com adaptação estética e funcional inadequadas; envolvimento
de unidades rígidas em reconstruções protéticas ou nos casos em que dentes remanescentes
estão desfavoravelmente posicionados para suportar uma prótese. O paciente apresenta-se
como maior beneficiado, já que anteriormente ao advento dos implantes osseointegrados em
muitos casos as alternativas de tratamento não representavam exatamente o ideal de estética,
conforto, e recuperação da capacidade mastigatória.
A partir dos trabalhos de Branemark (1985), a implantodontia sofreu um grande avanço
com o surgimento dos implantes osseointegrados.
3
1.1. Importância dos Implantes osseointegrados
As técnicas da implantodontia, de alta previsibilidade, possibilitam a reposição de dentes
por cárie, periodontopatias e traumas. Por isso, os adeptos dos implantes convencionais
voltaram sua atenção para o que estava sendo denominado interface/osso/implante. Até então
os trabalhos de histologia apresentavam sistematicamente, tecidos conjuntivo fibroso ao redor
do implante e concentravam suas atenções em constatar a aceitação biológica dos mesmo
pelos tecidos circunvizinhos.
Mediante inúmeras avaliações, diversos autores concluíram que, os implantes
osseointegrados utilizam, basicamente, o principio da união biologicamente compatível entre
um implante metálico com a estrutura óssea, tornando-se uma conexão direta, estrutural e
funcional entre osso vivo e a superfície de um implante submetida a uma carga funcional. A
criação e manutenção da osseointegração dependem do conhecimento das capacidades de
cicatrização, reparação e remodelação dos tecidos. Segundo Bränemark (1987) um pré-
requisito básico para estabelecer uma integração real e duradoura de uma prótese não
biológica com um risco mínimo de reação adversas locais ou gerais do tecido, consiste em um
detalhado conhecimento do comportamento as respostas dos tecidos duros e moles, e da
instalação de uma prótese, bem como da adaptação do tecido, em largo prazo, devido as
solicitações funcionais na unidade de ancoragem. Os requisitos para que haja uma
osseointegração satisfatória são: material do implante, desenho do implante, superfície do
implante, estado do osso, técnica cirúrgica e a prevenção de movimentos do implante evitando
sua exposição demasiada pronta a uma carga.
Após a osseointegração este implante formará a base para a colocação da prótese
dentária. Graças a este princípio, existe um amplo relacionamento entre os aspectos mecânicos
do sistema com a eficiência e funcionalidade biológica. Com isso, várias investigações e
propriedades mecânicas destes implantes necessitam ser avaliadas e normalizadas,
principalmente, os sistemas de implantes nacionais, que comparados com os sistemas
importados, possuem um custo menor. Neste contexto, a padronização de técnicas de análise,
o conhecimento adequado das propriedades mecânicas e a avaliação do projeto destes
sistemas é de fundamental importância, não só pelo conhecimento adequado de todos os
parâmetros do sistema, mas também pela sua consolidação no mercado nacional. Esta
estratégia visa, principalmente, uma substituição gradual dos implantes importados pelos de
fabricação nacional, ou apenas, recomendar e referenciar a possibilidade da utilização destes
implantes através da confirmação de sua qualidade final. Finalmente, esta recomendação visa
4
também reduzir os custos do tratamento para o paciente, uma vez que, os custos dos sistemas
importados são relativamente altos quando comparados com os nacionais.
Alguns aspectos da técnica seriam os responsáveis por um interesse cada vez maior por
parte de profissionais e pacientes. Em primeiro lugar, acompanhamento de longevidade com
percentual de sucesso muito próximo, ou até superiores ao de uma prótese fixa convencional
em segundo a possibilidade de repetição do processo quando do insucesso (BRÄNEMARK;
P.I., 1985), e em terceiro, a simplicidade do tratamento traduzido em protocolos: cirúrgico,
protético clínico e protético laboratorial, o que facilita o aprendizado da técnica (BRÄNEMARK
et al., 1985). A busca por estabilidade, retenção, estética, eficiência mastigatória, facilidade de
higienização e bem-estar, tem novas soluções para pacientes com endentulismo parcial e total
através da reabilitação com próteses implanto-suportadas, o que pôde ser observado em
inúmeros relatos clínicos (NEVES; FERNANDES, 1999).
Os atuais sistemas de implantes osseointegrados possuem base científica bastante
sólida, em oposição ao empirismo antigamente existente. Nas pesquisas em animais, iniciadas
no ano de 1952, por Bränermark e sua equipe, foram observados na circulação sangüínea da
medula óssea, reação dos tecidos aos diferentes tipos de trauma e efeitos dos diversos tipos de
agentes traumáticos no processo de reparo. No momento da remoção das câmaras de titânio
instaladas próxima aos tecidos, estas não puderam ser removidas. Isto ocorreu devido à
presença de íntima interação entre micro irregularidades do titânio e tecido ósseo. A partir desta
observação, desenvolveram estudo inicial em cães na tentativa de se estabelecer protocolo
cirúrgico apropriado para reabilitação de desdentados. Nestes animais, avaliaram cicatrização e
estabilização mecânica de elementos protéticos suportados por fixações ancoradas no tecido
ósseo. Foram utilizados implantes e elementos construídos em titânio puro com diferentes
conformações. A partir dos resultados promissores dos estudos em cães sobre reparo dos
tecidos e integração das fixações de titânio, desenvolveu-se o modelo experimental em
humanos. A interação entre tecido ósseo e superfície do implante, ou seja a obtenção da
osseointegração, representou o ponto crucial da resposta clínica efetiva.
Bränemark, em 1985, definiu osseointegração como: "uma conexão direta estrutural e
funcional entre tecido ósseo normal viável e implante em função". Portanto, a osseointegração
representa união direta entre tecido ósseo e superfície do implante, sem interposição de
nenhuma camada de tecido mole.
5
1.2. Perspectivas da implantodontia no Brasil.
Graças ao surgimento e sucesso dos implantes osseointegrados, a implantodontia tem
se firmado como uma importante técnica reabilitadora dentro do contexto geral da Odontologia
no Brasil.
Atualmente surgiram no mercado nacional, muitos fabricantes propondo produtos
similares aos importados. Vários sistemas são rotineiramente apresentados para o comércio,
tornando-se necessário a elaboração de projetos com dupla finalidade: testar estes novos
sistemas em relação aos tradicionais e elaborar linhas de pesquisas, padronizando
determinados testes, bem como requisitos de projetos, no que se refere às propriedades físico-
químicas dos materiais, características de superfície, tolerâncias, precisão de fabricação e
adaptação de componentes. Estas avaliações visam, principalmente, classificar para os
usuários aqueles sistemas confiáveis e ainda possibilitar às empresas uma análise mais
criteriosa em seus produtos visando uma melhoria na qualidade final com redução de custos.
Os altos custos, porém, podem dificultar e muitas vezes impedir um maior alcance social da
técnica, que sem dúvida proporciona consideráveis vantagens aos pacientes. Assim empresas
com sistemas de implantes alternativos, têm apresentado várias soluções protéticas utilizando o
princípio da osseointegração.
1.3. Falhas nos Sistemas de Implantes Dentários.
Pode-se classificar as falhas dos implantes a partir da época em que estas ocorreram,
ou seja, antes ou depois da incidência de cargas oclusais. As falhas precoces podem se
ocasionar devido a infecção, doenças sistêmicas não diagnosticadas anteriormente, cargas
prematuras, fumo e trauma cirúrgico excessivo. As falhas depois da incidência de cargas
oclusais podem ser estéticas ou protéticas. A falha estética resulta usualmente do planejamento
deficiente ou desatenção à pequenos detalhes. Após a inserção da prótese as causas podem
se relacionar com infecção ou sobrecarga oclusal. As forças incidentes nos implantes podem
ser controladas através dos seguintes fatores: posicionamento adequado do implante, inserção
do maior número de fixações na inclinação adequada e estabelecendo de um esquema oclusal
harmônico.
O sucesso de um implante deve preencher requisitos básicos, quanto a função
mecânica, através da reabilitação da capacidade mastigatória, e à fisiologia dos tecidos mole e
duro adjacentes. Com estes, objetiva-se a obtenção da osseointegração, manutenção da altura
6
da crista óssea marginal e do tecido ósseo de suporte, além de aspectos relacionados com a
saúde do tecido mole. Por fim, devem ser considerados aspectos psicológicos como ausência
de dor, desconforto e inflamação, e satisfação pessoal. O sucesso a longo prazo dos implantes
osseointegrados depende largamente da manutenção da saúde dos tecidos moles e duros peri-
implantares, além da distribuição apropriada das forças oclusais. A osseointegração se
relaciona diretamente com ato cirúrgico atraumático e posicionamento do implante em local
protéticamente favorável permitindo distribuição das forças adequadamente. A saúde dos
tecidos moles peri-implantares acontece através da associação entre confecção da prótese
respeitando princípios básicos periodontais-protéticos e cooperação do paciente na remoção
constante da placa bacteriana. A figura 1 mostra as falhas nos parafusos de um sistema de
implante dentário.
Figura 1. Fratura do parafuso da prótese e fratura do parafuso intermediário. Fonte:
“Acompanhamento longitudinal dos sucessos das próteses suportadas por implantes
osseointegrados do sistema Napio”, Correia (1999).
1.3.1. Vantagens e Desvantagens dos implantes dentários.
Os Implantes Dentários estão se tornando, cada vez mais, a primeira opção para a
reposição de dentes por parte do profissional, bem como por parte do paciente. As vantagens
apresentadas pelo tratamento de reposição dentária através de próteses confeccionadas sobre
implante são inúmeras; porém, merecem especial destaque três destas indicações: a
preservação biológica dos dentes adjacentes ao espaço protético, a preservação da estrutura
óssea remanescente do rebordo alveolar e, é claro, a estética. Devido a esses fatores, como
também pela maior veiculação de informações acerca dos implantes dentários, estes passaram
a ser uma alternativa de tratamento bem aceita e procurada, deixando de ser, para muitos, uma
Fratura do parafuso da Prótese
Fratura do parafuso
intermediário
7
novidade e tornando-se uma realidade. Todavia, o tratamento com implantes gera alguns
questionamentos. Muitos profissionais encontram algumas dúvidas em relação à melhor forma
de como proceder com o tratamento protético sobre o implante. Muitas dessas indagações
referem-se às vantagens e desvantagens da cimentação ou da fixação através de parafuso da
coroa protética sobre o pilar do implante.
As próteses retidas por cimento favorecem o assentamento passivo, pois utilizam
apenas um parafuso de fixação, ao contrário das próteses parafusadas, que necessitam de um
parafuso de pilar sobre o implante e, outro, de retenção da coroa sobre o pilar, Pastor et al.
(1999).
A causa principal de fracasso das restaurações são os modelos não passivos, que
podem causar a perda óssea da crista, a perda do implante, como também a fratura de
parafusos e fixações e/ou seu afrouxamento, Mish (2001). Segundo este autor, a obtenção de
um modelo passivo foge do controle do cirurgião-dentista, pois existem variáveis, tais como: a
contração do material de moldagem final; a expansão do gesso; os padrões de cera que,
durante o endurecimento, distorcem ou, quando incluídos, sofrem a ação do material de
revestimento, que expande; e também as fundições metálicas, que contraem. Portanto, uma
restauração retida por parafuso, realmente passiva, é praticamente impossível, pois não há
nenhum espaço entre o pilar e a coroa e, sim, um sistema de metal com metal, criando uma
tolerância muito pequena para erros.
Spikermann (2000) relata a sólida ancoragem óssea dos implantes através de uma
confecção extremamente precisa da estrutura protética. O objetivo final é obter uma adaptação
perfeita e sem tensão. Quando as estruturas não se adaptam corretamente no início,
complicações posteriores geralmente são associadas; tais como: Afrouxamento ou quebra dos
parafusos da prótese, inflamação dos tecidos moles e reabsorção do osso perimplantar.
As cargas sobre o osso da crista, podem ser reduzidas quando utiliza-se uma coroa
cimentada sobre o pilar do implante, pois tanto a coroa como o corpo do implante podem
receber carga axial. Enquanto que, em uma prótese retida por parafuso, a carga oclusal deve
ser aplicada sobre o parafuso oclusal, Mish (2001).
As forças oclusais devem ser dirigidas nos implantes ao longo de seu eixo central. Isto é
feito centrando-se o posicionamento do implante. Em comparação com o dente natural, deve-se
ter uma largura da superfície oclusal menor, ficando os contatos oclusais localizados dentro do
perfil do implante subjacente, por motivos biomecânicos, sendo que o efeito das cargas sobre o
corpo do implante em uma prótese parafusada é diminuído, pois o parafuso de ouro apresenta
8
um ponto de fragilidade intencional, protegendo a interface osso-implante de sobrecarga,
Spikermann (2000).
Bezerra e Rocha (1999) salientam que, devido à pouca elasticidade dos componentes
sobre implantes, seja parafusado ou cimentado, o planejamento necessita cuidado para evitar
sobrecarga nos componentes deste sistema.
Palacci (2001), recomenda que soluções através de cimento sejam usadas
primeiramente em situações com fatores de carga limitados, se uma sobrecarga puder ocorrer,
o sistema recuperável (parafusado) é o que lida com o problema mais facilmente.
Para Hebel e Gaijar (1997), as próteses cimentadas proporcionam uma estética
superior. A coroa cimentada simplifica a criação da forma e de uma superfície mastigatória
funcional e estética. Porém, na coroa parafusada, devido à necessidade de orifícios para a
colocação dos parafusos, esta criação fica impossibilitada.
A coroa cimentada tem a vantagem de não necessitar de pequenos parafusos e
pequenas chaves de fenda que podem dificultar o acesso, principalmente na região posterior.
Mas segundo Spiekermann (2000), ela pode ser utilizada, apenas, quando as condições
intrabucais forem favoráveis.
Segundo Misch (2001), uma coroa cimentada veda a conexão coroa/pilar e impede a
penetração de bactérias nesta interface, o que poderia causar a perda do rebordo alveolar
circundante ao implante, comprometendo a sua fixação. Em contrapartida, a prótese parafusada
apresenta ausência de cimento no sulco gengival que, quando em excesso, pode causar
irritação nos tecidos circunjacentes e levar ao aumento de retenção de placa bacteriana,
causando uma inflamação tecidual.
A utilização de componentes protéticos pré-fabricados, como copings de transferência,
análogos e cilindros de ouro, contribuem para um melhor assentamento cervical na prótese
parafusada, Bezerra e Rocha (1999).
Para Bezerra e Rocha (1999), por ser a prótese cimentada realizada sobre pilares
personalizáveis, seguindo os mesmos princípios de preparos de dentes naturais, assim como
os mesmos procedimentos de moldagem, confecção de modelo e assentamento protético, esta
torna-se mais simples e rápida de ser confeccionada.
Nas próteses parafusadas pode ocorrer falha (afrouxamento ou quebra) dos
componentes do parafuso por fadiga. Embora um parafuso protético frouxo possa proteger o
implante sob a coroa frouxa em casos unitários ou em que a prótese é suportada por mais de
um implante, deve-se lembrar que um parafuso frouxo sobrecarrega todos os outros pilares e
9
corpos dos implantes que a suportam. Isto, geralmente, causa perda óssea e/ou fratura do
implante. Conforme Spiekermann (2000) as principais causas para o afrouxamento e quebra
dos parafusos é a adaptação imprecisa da estrutura metálica, a sobrecarga nas extensões
distais e a oclusão inadequada. Além disso, as próteses parafusadas possuem a possibilidade
de sofrerem reparos e modificação da estrutura e são fáceis de serem substituídas.
1.4. Gradiente de tensões em implantes.
Dentro da área de Odontologia, observa-se uma grande necessidade e importância nos
recursos computacionais na análise e avaliação de esforços e tensões sobre restaurações quer
sejam sobre implantes ou dentes naturais.
As próteses podem ser consideradas como um bom aparato, mecânico disponível nas
soluções de problemas odontológicos. Entretanto, sua confecção e aplicação são bastante
complexas, pois envolvem fatores biomecânicos que influenciam o projeto, construção e
utilização de materiais. A geometria da prótese, dimensões e disposições de implantes,
materiais dos componentes mecânicos (infraestrutura, implantes, intermediários e parafusos de
fixação), adaptações desses componentes provenientes do processo de fabricação dos
elementos, identificação dos esforços resultantes da mastigação e osseointegração, são alguns
dos fatores que podem influenciar no sucesso do procedimento. Um dos trabalhos pioneiros de
biomecânica em implantes dentários foi de Skalak (1983), que avaliou as tensões envolvendo
os implantes osseointegrados e o tecido ósseo. Em seu trabalho o autor analisou os esforços
existentes na estrutura da prótese e como estas solicitações mecânicas são transmitidas para
os implantes e conseqüentemente para o tecido ósseo. Identificar os esforços aplicados sobre
as próteses é de fundamental importância para avaliar as tensões envolvidas nos implantes.
Jaarda et al. (1996) avaliaram uma forma de tornar mais eficiente o torque aplicado
sobre os parafusos de fixação da prótese. Weinberg (1993) fez um trabalho comparativo
identificando as diferenças das forças de oclusão quando utilizam-se dentes naturais ou
implantes. Posteriormente, Monteith (1993) utilizou de um programa computacional
desenvolvido especificamente para avaliar e otimizar os esforços existentes em uma prótese
implanto suportada, semelhante àquela apresentada por Skalak (1983). Outros casos são
analisados, como no trabalho de Patterson et al. (1992), observando a vida útil da estrutura
quando submetida a fadiga do material. Deve-se observar que o conjunto biomecânico que
constitui a prótese implanto suportada representa um sistema bastante comum em projetos
10
mecânicos, qual seja, sistemas de junta parafusada. Este tipo de sistema mecânico deve ser
cuidadosamente projetado, principalmente no que se refere a atuação do mecanismo quanto
aos esforços e resistências mecânicas do conjunto e de cada elemento separadamente. Os
cuidados se fazem necessários, pois quando submetida ao carregamento externo, a junta
parafusada pode comportar-se de forma inesperada, dependendo, além das propriedades
mecânicas dos componentes, também das características como estes foram montados. Por
exemplo, a rugosidade superficial das partes em contato, pode gerar um esforço adicional sobre
o torque de fixação, correspondente ao aperto necessário para manter as partes em contato
após a aplicação da carga, e que normalmente leva ao colapso do parafuso de fixação. Este é
um problema tipicamente de adaptação dos elementos que compõem a prótese, devido às
dificuldades de precisão na fabricação de peças mecânicas com tamanho reduzido. A
identificação dos carregamentos aplicados sobre os dentes ou a prótese, e que são transmitidos
para os implantes, é de fundamental importância para o projeto da estrutura. Entretanto, é mais
eficiente identificar diretamente as tensões geradas por estes esforços sobre os implantes, pois
estas podem estar sendo geradas por vários fatores de cargas diferentes. Isto é, devido à
complexidade do conjunto biomecânico, onde a prótese muitas vezes dispõe de vários
implantes conectados, pode suportar uma grande combinação de carregamentos em conjunto,
provenientes dos esforços externos de mastigação, das resistências dos implantes associados
entre si, das desadaptações oriundas da fabricação das partes, etc.
1.4.1. Análise de tensões via Fotoelasticidade.
Alguns autores utilizam métodos experimentais para avaliar os esforços nas estruturas.
Neste caso, pode-se a técnica da fotoelasticidade pode ser utilizada para avaliar tais esforços,
principalmente, em estruturas complexas. Nessa técnica de campo completo observam-se,
através de franjas de diferentes colorações, a localização das tensões no modelo.
Na Odontologia, Millington (1992), e Wakewicks et al. (1994), através da análise
fotoelástica, verificaram a adaptação entre implantes e super-estrutura, quando esta é
secionada e soldada em seguida para permitir um alívio de tensões. Posteriormente, White et
al. (1994) executaram um experimento semelhante a fim de observar a influência da
extremidade livre da prótese, sobre as tensões existentes nos implantes.
11
1.4.2. Análise de tensões via Método dos Elementos Finitos
Com o advento da informática, tornou-se mais eficiente a simulação de fenômenos
físicos através de programas de computadores. Em projetos estruturais mecânicos, algumas
evoluções são perceptíveis, como na análise de conjuntos mecânicos bastante complexos,
onde pode-se avaliar a distribuição de tensões e sugerir melhorias no projeto. Um dos mais
conhecidos métodos de simulação numérica, utilizados em projetos de estruturas mecânicas
atualmente, é o Método dos Elementos Finitos (MEF), considerada uma técnica bastante
eficiente na solução de problemas de engenharia. A diversidade de suas aplicações tem
crescido muito, resultando em um grande aumento da utilização do método em outras áreas de
pesquisa, especificamente aquelas que interagem diretamente com problemas de Engenharia.
Basicamente, o método subdivide uma estrutura complexa em vários elementos
resolvendo-os e combinando-os adequadamente para oferecer a solução para todo o conjunto.
Desenvolveu-se no início dos anos 60 para auxiliar a indústria aeroespacial e hoje tem uma
gama variada de aplicações. Inicialmente, desenvolveu-se a análise bidimensional para
problemas mais simples e posteriormente evoluiu para modelos tridimensionais para análises
mais complexas. Weinstein et al. (1976), foram os primeiros a utilizar o MEF em
implantodontia. Posteriormente, outros autores utilizaram a modelagem por elementos finitos
para analisar as próteses odontológicas, tais como Williams et al. (1990), que através de um
modelo plano do MEF, estudaram os efeitos das variações de materiais e algumas
configurações geométricas da prótese.
Entretanto, o método de elementos finitos não está livre de desvantagens. Algumas
simplificações e suposições devem ser feitas a fim de tornar a solução do problema possível.
Algumas dessas suposições podem influenciar significativamente os resultados: 1) geometria
do osso e do implante a ser modelado, 2) propriedades físicas dos materiais, 3) condições de
contorno e 4) tipo de interface entre osso e implante. Enquanto as propriedades físicas do
titânio e ligas metálicas em geral sofrem pouquíssima variação, o mesmo não ocorre com as
propriedades do osso cortical e medular que podem variar de paciente para paciente, ou
conforme a idade e região (maxila ou mandíbula). Nas análises geralmente utilizam-se valores
aproximados encontrados na literatura. É comum que todos os materiais envolvidos sejam
considerados homogêneos e isotrópicos, onde as propriedades do material são as mesmas em
todas as direções. Sabe-se, por outro lado, que tanto o osso cortical como o medular não são
homogêneos e, portanto, apresentam variações de módulo de elasticidade conforme a região.
12
Da mesma forma, a interface osso-implante é considerada homogênea e contínua por toda a
superfície do implante, o que não é necessariamente realidade.
Deve-se observar que a modelagem por Elementos Finitos, apesar de bastante
eficiente, não é uma solução única e independente que pode ser aplicada aos problemas de
projetos estruturais. A precisão do MEF está intrinsecamente associada ao modelo gerado, que
busca representar as características físicas da estrutura real. Modelagens mais complexas são
possíveis, desde que os dados sejam adequadamente transferidos para o computador. De outra
forma, deve-se observar também que o sucesso da criação do modelo, depende
fundamentalmente da experiência do pesquisador sobre o problema físico a ser analisado e
ainda das informações técnicas disponíveis, a serem introduzidas na análise ou observadas na
solução.
1.4.3. Análise de tensões via Extensometria
Nas análises de problemas de bioengenharia, muitas vezes os fatores biológicos e de
procedimentos clínicos influenciam diretamente na criação e avaliação dos modelos. Desta
forma, muitas vezes torna-se difícil representar ou modelar casos mais reais de bioengenharia,
sem interagir com a área clínica, a fim de obter as informações necessárias para a criação do
modelo real. Uma opção para minimizar esta dificuldade recai sobre as avaliações
experimentais que procuram descrever de forma mais precisa as características dos
procedimentos clínicos ou de laboratórios. Desta forma, um experimento alternativo para avaliar
tensões em estruturas, é a utilização de extensometria.
Os “strain gages” são pequenas resistências elétricas, que à mínima deformação
sofrida, alteram sua resistência, medindo a deformação da estrutura. O sinal elétrico captado é
enviado a uma placa de aquisição de dados para ser transformado em sinal digital,
possibilitando a leitura em um microcomputador. Estes pequenos terminais de extensometria
têm a capacidade de registrar, com grande precisão, qualquer deformação que ocorra quando
submetidos à ação de uma tensão.
Em componentes de próteses odontológicas, Isa; Hobkirk (1998), mostraram em duas
publicações, a utilização de extensômetros para avaliar tensões em próteses. Observaram
ainda, o torque aplicado sobre os parafusos e sua influência na adaptação da super-estrutura
com os implantes, bem como a distribuição de esforços resultantes sobre os implantes. Carr et
13
al. (1996), , também apresentaram um trabalho nesta mesma linha de análise, avaliando a
adaptação entre os componentes e o pré-carregamento nos parafusos de fixação.
Complementando as análises, Hobkirk (1998), verificaram, através do uso de extensômetros, o
efeito da flexibilidade da mandíbula nos esforços transmitidos pela prótese e os implantes. Este
efeito biomecânico é de fundamental importância e difícil de ser identificado, na avaliação das
tensões do conjunto, uma vez que o tecido ósseo em conjunto com os implantes, podem gerar
resultados de flexibilidades bastante variados, alterando a rigidez estrutural do conjunto.
Alguns autores utilizam ainda as duas técnicas, fotoelasticidade e extensometria, para
avaliar as tensões que ocorrem nos componentes das próteses. Chao et al. (1988),
primeiramente, utilizaram as técnicas para analisar a influência da mudança de ligas, para
fabricação da super-estrutura, sobre as tensões nos componentes da prótese. Posteriormente,
Clelland et al. (1993) e Assif et al. (1996), também utilizaram os dois tipos de procedimento
experimental para analisar a transmissão de esforços e suas influências sobre as tensões nos
implantes.
De acordo com Skalak (1983), a distribuição de cargas verticais e laterais aplicadas a
uma prótese implanto-suportada depende do número, arranjo e resistência dos implantes
utilizados, bem como da forma e resistência da própria restauração protética. Próteses em
“cantilever” ou em balanço aumentam a carga no implante próximo a esta região. Em seu
trabalho verificou-se que o intermediário localizado mais próximo à extremidade livre, no lado de
aplicação da carga, foi o que registrou a maior deformação específica, independente do tipo de
liga utilizada na confecção da infra-estrutura.
1.5. Objetivos do Trabalho.
O objetivo principal deste trabalho é avaliar o parafuso de pilar de um implante dentário
de fabricação nacional. As análises serão feitas através da determinação do gradiente de
tensão utilizando um modelo 3D de elementos finitos. No modelo serão utilizados elementos
específicos para simular a pré-carga no parafuso e um carregamento externo que simule as
cargas mastigatórias. Além da análise dos pontos críticos, capacidades máximas, condições de
afrouxamento, o modelo numérico será utilizado para validar um modelo analítico para
estimativa da tensão no parafuso. Este modelo analítico será adaptado de um modelo utilizado
em parafusos estruturais (Shigley e Mischke, 1998).
14
A estimativa do torque do parafuso será feita através de um modelo analítico
aproximado. Os parâmetros analíticos serão ajustados e calibrados ao modelo tridimensional do
elemento finito do parafuso pilar. Uma vez ajustado, o modelo analítico pode ser utilizado para
uma estimativa rápida do nível da tensão no parafuso em função da pré-carga, torque aplicado
e forças externas.
1.6. Estrutura dos Capítulos.
Este trabalho pretende avaliar o projeto de parafusos de pilar utilizados em implantes
dentários. Para isto, o trabalho foi dividido da seguinte forma:
No capítulo 1 é apresentada uma introdução expondo os principais conceitos sobre os
implantes dentários, sua importância, vantagens e desvantagens. Paralelamente são discutidos
os objetivos do trabalho.
No capítulo 2 é apresentado o “Estado da Arte” relativo ao tema estudado.
No capítulo 3 são apresentados os principais conceitos relativos a técnica restauradora
utilizando implantes dentários.
No capítulo 4 é desenvolvido uma formulação analítica afim de avaliar os gradientes de
tensão em parafusos de pilar.
O capítulo 5 apresenta os principais aspectos do modelo numérico de elementos finitos
desenvolvido no trabalho.
O capítulo 6 apresenta os resultados da formulação analítica e numérica discutindo o
projeto do parafuso de pilar.
Finalmente, o capítulo 7 mostra, a conclusão do trabalho e sugestões para a
continuidade das pesquisas nesta linha e o capítulo 8 mostra as referências bibliográficas.
CAPÍTULO II
IMPLANTES DENTÁRIOS
A partir dos anos cinqüenta pesquisadores observaram que o titânio, e alguns outros
materiais formavam uma ligação muito forte com os ossos que os envolviam e chamaram
esse processo de osseointegração. Após a década de oitenta, com o avanço da
Odontologia, os implantes dentários passaram a ser a principal técnica restauradora para
substituição artificial das raízes dos dentes naturais. Os implantes dentários são pequenas
ancoragens que possuem a forma de parafusos ou cilindros de titânio colocados dentro do
osso e que funcionam como suportes fixos aos dentes artificiais. Estes servem tanto para
substituir um dente individualmente, quanto para suportar um conjunto de dentes ou
dentaduras completas. Por serem integrados ao osso, os implantes oferecem um suporte
estável para os dentes artificiais. Neste caso, para receber um implante, é preciso que se
tenham gengivas saudáveis e ossos adequados para sustentá-lo. Os implantes dentários
convencionais são formados, basicamente, pelo implante propriamente dito que é um
parafuso com geometria específica para rosqueamento e fixação no osso, de uma conexão
também denominada de pilar que serve como base de adaptação da coroa permitindo
adequar a estética e um parafuso de pilar utilizado para fixar o pilar ao implante. O parafuso
de pilar é um dos principais elementos que podem promover a falha dos implantes. Neste
capítulo são apresentados os principais conceitos relativos aos implantes dentários. As
formulações e as modelagens efetuadas para avaliar o parafuso de pilar são apresentadas.
2.1. Características gerais
Os implantes dentários, normalmente, utilizam o titânio ou ligas de titânio, que podem
ser recobertos com uma fina camada de cerâmica, fosfato de cálcio (hidroxiapatita), que são
revestimentos destinados a produzir uma superfície bioativa promovendo crescimento ósseo
e induzindo uma direta ligação entre o implante e o tecido duro. Esse fenômeno tem sido
16
chamado biointegração. O titânio comercialmente puro ou ligas de titânio formam uma
superfície estável e mantêm a camada de óxido sem fissuras ou corrosão nas condições
fisiológicas. Há duas interfaces distintas descritas para o titânio em relação ao implante.
Primeiro, a interface gengival, onde o tecido mole encontra-se com o implante; a segunda é
a interface endóssea, onde o osso alveolar está em contato com o implante. Donley et al.
(1991), sugere que na porção cervicular do epitélio que está adjacente ao implante forma-se
hemidesmosoma selando a superfície do implante, da mesma forma que o dente natural.
A adaptação óssea a implantes de titânio ou de liga de titânio tem sido revisada em
vários artigos. É fato reconhecido que a adaptação óssea ou osseointegração na superfície
do implante se dá desde que haja geração de pouco calor durante o processo cirúrgico. O
uso de hidroxiapatita recobrindo os implantes tem sido descrito na literatura e demonstra
que há uma adesão na hidroxiapatita, um mês após a intervenção cirúrgica. A figura 2.1
mostra um implante dentário padrão e seus principais elementos fixados ao osso.
Figura 2.1 – Implante dentário padrão fixado ao osso. Fonte: Artigo de HOBO e GARCIA
(1996).
Portanto, o processo de escolha dos materiais para implantes envolve a avaliação de
diversas características dos mesmos, tendo em vista a própria geometria e função do
componente a ser construído. De uma maneira geral, os principais pontos que poderiam
serem analisados são: função do componente, carregamento atuante, meio e temperatura
de operação, propriedades físicas, químicas e mecânicas dos materiais que apresentem
viabilidade de aplicação para a função específica desejada, procedimentos de fabricação a
17
serem empregados quando da construção dos implantes e das conexões, bem como
exigência de proteção e acabamento superficial.
2.2. Biocompatibilidade
Quando um material artificial é colocado no corpo humano, o tecido reage ao
implante em uma variedade de modos que dependem do tipo material. Em geral, podem ser
colocados materiais sob três classes que representam a resposta do tecido: inerte,
bioreabsorvíveis, e bioativo. Materiais como titânio e ligas de alumínio são quase inertes no
corpo. Materiais bioreabsorvíveis, como fosfato de tricálcio, é projetado para ser substituído
lentamente através do tecido. Materiais bioativos, como algumas cerâmicas que contém
óxidos de silicone, sódio, cálcio e fósforo, tem a propriedade de se unirem ao osso por uma
modificação da superfície ativada por um implante. Em particular, uma reação de troca
íonica entre o implante e a região adjacente, resulta na formação de uma camada de fosfato
de cálcio, biologicamente ativo, que é quimicamente e cristalográficamente equivalente a
fase mineral do osso. Embora materiais bioativos parecem ser a resposta a problemas de
fixação de implante biomédicos, vidros bioativos disponíveis não são satisfatórios para
suportar aplicações de cargas, e assim não são usados em implantes ortopédicos.
Materiais, quando em aplicações específicas no interior do corpo humano, não
devem desencadear reações adversas ou incontroláveis por parte do organismo. A
intensidade das reações depende do material, tamanho e tipo de movimentação do
implante; da quantidade, concentração e tamanho do material particulado produzido pela
corrosão e desgaste da matéria-prima do implante e pelas características individuais do
organismo (Leivas, l992).
Nos implantes orais, verifica-se que o contato deste se dá basicamente com o
material ósseo, havendo uma reduzida região superficial do mesmo que está em contato
com o tecido gengival. Desse modo é importante a verificação da compatibilidade do
material do implante à verificação da interface osso-implante. O material a ser empregado
no implante, preferencialmente não deve induzir a ocorrência de tecido fibroso, que pode
causar a falha do implante a curto prazo ou produzir produtos tóxicos ao corpo humano. A
única forma de verificar a reação do corpo humano à presença de um corpo fabricado de
material estranho ao tecido com o qual este estará em contato, é através de verificações
experimentais. A American Society for Testing Materials (ASTM), através da especificação
F-36L-80, normaliza os testes necessários para a análise da compatibilidade de materiais
metálicos a serem empregados na fabricação de implantes.
18
2.2.1 Materiais biocompatíveis
Os materiais biocompatíveis mais adequados à inserção de implantes no corpo
humano, e mesmo em animais, são aqueles que produzem a justaposição de tecido ósseo
recém restabelecido com a camada mais externa de um implante metálico ou não metálico.
Os metais que, comprovadamente, têm essa propriedade são o titânio, o alumínio, o tântalo
e o nióbio. Atualmente, apenas o titânio ou titânio-alumínio-vanádio são os materiais
metálicos que apresentam condições técnicas e econômicas para sua aplicação em
implantes endósseos. O vanádio, por não ser biocompatível, tem sido substituído por nióbio.
O titânio comercialmente puro sofre uma oxidação quando exposto ao meio ambiente. Ele
se oxida em contato com o ar e esse óxido minimiza a ação de corrosão dos fluídos
tissulares. Ele tem uma baixa densidade e uma alta resistência mecânica, melhorada
quando ligado ao Alumínio (6%) e Vanádio (4%). O alumínio aumenta a resistência
mecânica e diminui a densidade do material e o vanádio aumenta a resistência à corrosão.
O material biocompatível deve ser aceito pelo organismo e os produtos de sua
eventual corrosão ou desgaste devem ser não tóxicos para o ser humano. O corpo humano
é formado basicamente por água, apresentando uma porcentagem de sal e outras
substâncias dissolvidas. Nessa situação, tem-se a água salgada como um ambiente
considerado de média corrosividade e, portanto, os materiais empregados em implantes
devem ter sua resistência à corrosão cuidadosamente avaliada. Além disso deve-se avaliar
a toxicidade dos produtos provenientes da sua corrosão.
Um pré-requisito básico para estabelecer uma integração real e duradoura de uma
prótese não biológica com um risco mínimo de reações adversas locais e gerais do tecido,
consiste em um detalhado conhecimento do comportamento da resposta dos tecidos duros
e moles, da preparação cirúrgica e da instalação de uma prótese; bem como da adaptação
do tecido (Branemark, l987).
Os fatores que governam a qualidade da reparação são de caráter geral como a
condição do hospedeiro, a também de caráter local como o suprimento sangüíneo, infecção
e material estranho, a mobilidade do tecido, a qualidade de destruição tecidual e a natureza
do tecido lesado. A proliferação fibrobásica e a formação de cicatriz são as características
mais comuns de todo processo de reparação.
2.2.2 Requisitos Básicos dos materiais
Em geral, um material empregado na fabricação de um implante deve apresentar
resistência mecânica a esforços de compressão, flexão e cisalhamento, além de suportar a
19
ação de carregamentos cíclicos sem apresentar falhas. Quanto ao aspecto do meio-
ambiente com a qual o implante estará em contato, os materiais estarão instalados em
material ósseo humano, e em contato direto com tecido gengival.
Considerando-se a possibilidade de corrosão do implante, da conexão e da prótese,
surge a possibilidade da ocorrência da falha por fratura do material, através do mecanismo
de corrosão sob tensão, caracterizado pela fratura da peça através da nucleação e
crescimento de uma trinca associada ao fenômeno da corrosão. Assim sendo, a resistência
à fratura do material base deve ser avaliada quando do processo de seleção do material
para implante.
Tomando-se por base a caracterização do carregamento e do meio-ambiente aos
quais estará submetido o implante, pode-se afirmar que as seguintes propriedades
mecânicas devem ser cuidadosamente avaliadas quando do processo de seleção de um
material para fabricação do mesmo:
− Resistência à compressão, flexão e cisalhamento.
− Resistência à tração.
− Resistência à Fadiga.
− Resistência à Fratura.
− Resistência à corrosão.
− Biocompatibilidade.
− Densidade.
− Resistência ao Desgaste
2.2.3 Titânio
O titânio é um metal prateado de baixa densidade, boa ductilidade e pode ser
encontrado na forma pura ou em na forma de ligas. O Titânio comercialmente puro e a liga
Ti-6AI-4V são aplicados na fabricação de implantes orais e de conexões protéticas, em
escala cada vez crescente. Seu uso em próteses ortopédicas é limitado pela dificuldade de
fundição e usinagem e pelo preço elevado. No aspecto resistência à corrosão, para o caso
do material submetido à temperatura ambiente, sabe-se que o titânio é susceptível a quebra
de camada de óxido protetora, bem como redução da resistência à fadiga em função da
ação do meio ambiente corrosivo. A densidade do titânio é cerca de 40 % menor do que a
do aço inoxidável (4,7l g/cm
3
). Sob a ótica de redução do peso de um implante em relação
ao aço inoxidável, a sua densidade reduzida é de elevada importância sob o ponto de vista
de conforto em todos os casos e facilidade de movimentação do paciente no caso de
próteses ortopédicas. À respeito da resistência à fadiga visando a construção de implantes
20
orais, seria mais indicado o emprego de ligas de titânio, no caso ligas de Alumínio-Vanádio,
tendo em vista a sua maior resistência à fadiga. Deve-se destacar que a resistência à
fadiga é bastante afetada pela presença de entalhes no corpo de prova, indicando que a
qualidade da fabricação das conexões e parafusos de fixação ao implante bem como de
próteses ortopédicas é fundamental para garantir uma minimização na ocorrência de
imperfeições superficiais que possam reduzir a resistência à fadiga da mesma.
O titânio, quando articulado contra o próprio titânio, apresenta alto índice de
desgaste não sendo adequado o contato titânio/titânio em carregamento de compressão.
Quanto à resistência à fratura do titânio e sua ligas, assim como o aço, apresentam boa
tenacidade à fratura em função da variação da temperatura ambiente, embora não haja uma
transição abrupta na curva de energia absorvida obtida através de Ensaios Charpy.
Um dos fatos que faz do titânio um material de implante tão especial é que ele
participa de um seleto grupo de materiais que não induz a formação da camada de tecido
fibroso, quando colocado em contato com o órgão sadio, como ocorre com o aço inoxidável.
Além disso, o titânio leva ao crescimento de material ósseo sobre a superfície do implante,
levando a um contato íntimo entre o implante e o osso. O osso, inclusive, cresce
preenchendo as porosidades da superfície do implante, tornando a fixação desse bastante
favorável e constituindo um processo chamado de osseointegração (Van Noort, l987).
A liga Ti-6AI-4V é a mais utilizada para a fabricação de conexões protéticas, em vista
de sua excelente resistência mecânica. A norma ASTM F67-77 – “Standard Specification for
Unalloyed Titanium for Surgical Implants, Applications” apresenta as propriedades
mecânicas e a composição química de quatro graus de titânio comercialmente puro, que
podem ser empregados na fabricação de peças utilizadas em contato com os tecidos,
mostrada na tabela 2.1. A tabela 2.2 mostra as principais propriedades mecânicas para o
titânio comercialmente puro.
Tabela 2.1 – Composição química para diferentes graus do titânio comercialmente puro.
Composição (ASTM F 67 )
Elemento Grau 1 Grau 2 Grau 3 Grau 4
N (max) 0.03 0.03 0.05 0.05
C (max) 0.10 0.10 0.10 0.10
H (max) 0.0125-0.015 0.0125-0.015 0.0125-0.015 0.0125-0.015
Fe (Max) 0.20 0.30 0.30 0.50
O (max) 0.18 0.25 0.35 0.40
Ti saldo saldo Saldo saldo
21
O material normalizado na especificação ASTM F67-77 é considerado um material
padrão de controle pela norma ASTM F316-90, que controla os requisitos de
biocompatibilidade para materiais empregados em implantes. Esse fato indica que esse é
um material que não causa reações adversas quando em contato com o meio biológico
humano. A especificação ASTM F136-79 normaliza a liga Ti-6AI-4V (Grau 5) destinada à
fabricação de implantes cirúrgicos. Na tabela 2.3 são mostradas as principais propriedades
mecânicas das ligas Ti-6AI-4V.
Tabela 2.2 – Propriedades mecânicas para o titânio comercialmente puro.
Teor %
Módulo de
Elasticidade
(Gpa)
Limite de
ruptura
(Mpa)
Limite de
Escoamento
(Mpa)
Alongamento
(%)
99,5 102,7 262 186 30
99,2 102,7 413 310 28
99,0 103,4 517 413 25
98,8 104 – 107 620 – 689 517 - 586 17 - 20
Tabela 2.3 – Propriedades mecânicas para as ligas de titânio 6Al-4V.
Liga Módulo de
Elasticidade
(Gpa)
Limite de
ruptura
(Mpa)
Limite de
Escoamento
(Mpa)
Alongamento
(%)
6AI-4V ELI 113,7 950 882 12
6AI-4V 113,7 930 875 15
6AI-4V 2 Sn 103,4 1137 1033 15
2.3 Implantodontia
Embacher (l996) classifica a biomecânica dos implantes através de um complexo de
sustentação, osso, implante e natureza da mastigação. Paralelamente, classifica-a também
quanto aos pilares protéticos e ao tipo de prótese utilizada, parcial, total, implanto suportada,
implanto-muco suportada, implanto-retida muco suportada, cimentada e parafusada.
Implantes dentais são normalmente implantados em duas fases. Na primeira,
realizada no consultório, com anestesia local faz-se uma instalação cirúrgica precisa dos
implantes em alvéolos preparados na massa óssea. Na implantodontia tradicional os
implantes são deixados sem solicitação pelo período de 3 a 6 meses, para ocorrer o
22
processo de osseointegração. Durante esse período próteses temporárias podem ser
usadas para minimizar o desconforto estético ou de mastigação.
A Segunda fase envolve criar e colocar o(s) novo(s) dente sobre o(s) implante(s)
ancorado(s) ao osso. Segundo Embacher (l996) para o sucesso da implantodontia é
necessário a existência de um tecido conjuntivo fibroso denso entre osso e implante, que
faria as vezes do periodonto na amortização das cargas mastigatórias e, também busca um
contato direto entre osso e implante, sem a interposição de nenhum outro tipo de tecido. Os
chamados implantes osseointegrados se caracterizam, basicamente, pelo formato cilíndrico,
por possuírem dois corpos, instalados em tempos cirúrgicos distintos e, por entrarem em
função somente após a regeneração do osso.
A descoberta da osseointegração é devida aos estudos de Branemark (l987) que
indicaram entre outras coisas, a possibilidade de se obter uma íntima conexão entre o tecido
ósseo e o titânio. Estudando a reparação e a estabilidade mecânica de elementos protéticos
ancorados ao osso, foi verificado que um implante de titânio inserido no espaço medular,
sob determinadas condições, e mantido imóvel sem receber nenhuma carga durante o
período de reparação acabava rodeado por osso compacto sem a interposição de outro
tecido. Nos últimos anos, com a possibilidade de avaliar cortes histológicos que incluem o
implante, diversos autores têm observado ancoragem óssea direta em implantes,
considerados, até então, possuidores de, exclusivamente, tecido conjuntivo fibroso denso
perimplantar.
Passi et. al (l989), avaliando dois parafusos convencionais de titânio fraturados em
humanos, um utilizando como suporte de sobre-dentadura inferior e o outro como pilar
posterior de prótese fixa superior, instaladas l0 e l5 dias após implantes, observaram
osseointegração ao longo das espirais de ambos os parafusos, atribuindo o fato à boa
estabilidade imediata oferecida pelos mesmos, bem como pela capacidade de suportar as
cargas oclusais distribuídas convenientemente pelas largas espirais.
A descoberta casual da osseointegração deveu-se primariamente à cirurgia
extremamente cuidadosa para a instalação das câmeras de titânio. Os estudos posteriores
para observar o fenômeno, estabelecendo suas leis e reproduzindo experimentalmente,
fizeram ver a importância em se adequar o artificialismo do implante à fisiologia tecidual.
Dentre outras precauções, a ênfase dada ao controle dos fatores traumatogênicos chegou a
ponto de ser desaconselhada uma tomada radiográfica, após uma implantação, no intuito de
se evitar um prejuízo radiativo adicional ao inevitável trauma cirúrgico.
Robbins (l969) menciona que a proliferação fibroblástica e a formação de cicatriz são
as características mais comuns a todo o processo de reparação. Nesse caso, a regeneração
perfeita exclui a necessidade da proliferação fibroblástica. Como uma cicatriz conjuntiva é
23
constituída por tecido mais primitivo, mais simples do que os tecidos que ela substitui, a
cicatrização implica na perda permanente da função especializada da região comprometida.
Conforme Branemark (l987), não é difícil estabelecer uma interface de tecido fibroso ao
redor do implante. A arte é como evitá-lo e como manter uma ancoragem óssea direta
durante décadas de função clínica.
Na implantodontia, forças funcionais, compatibilidade biomecânica e transferência de
tensão para os tecidos circunvizinhos são os principais fatores envolvidos na linha de
implantes dentários. Neste aspecto um dos principais elementos de um implante dentário é
o parafuso de pilar que faz a união entre o pilar e o implante propriamente dito. Vários casos
de desaperto e fraturas têm sido reportados na literatura. Quanto aos implantes fabricados
no Brasil ainda não existe uma padronização que possa diferenciar os sistemas para os
usuários de forma a indicar o nível de sua qualidade e eficiência. A figura 2.2 apresenta os
componentes básicos de um implante dentário convencional.
Figura 2.2 – Componentes básicos de um implante dentário convencional. Fonte: Trabalho
de PESUN et. al. (2001)
Parafuso que reterá o dente.
Implante.
Parafuso do Pilar
Pilar
24
2.3.1 Estágios da Osseointegração
Os estágios da osseointegração podem ser sumarizados da seguinte forma:
1 – Implante do titânio
2 – Hematoma
3 – Osso danificado
4 – Osso Saudável
5 – Hematoma se transformando em osso novo
6 – Recuperação do osso danificado
7 – Novo osso saudável
Para melhor garantir a fixação do implante ao osso é necessário que a superfície do
implante seja rugosa ou porosa, de forma que o osso cresça e se fixe no interior dos poros.
No caso do titânio essa rugosidade pode ser obtida através do ataque ácido (Van Noort,
l987). Porém, essa rugosidade deve ser avaliada com especial cuidado, pois como citado
anteriormente, a resistência à fadiga do material é afetada por concentradores de tensões,
como entalhes e poros, que localmente elevam o nível de tensões na peça. Para reduzir o
efeito dos poros, a área porosa deve ser situada longe de regiões onde o nível de tensões é
elevado (Van Noort, l987). Tem se observado a ruptura de implantes orais na vizinhanças de
furos feitos intencionalmente para aumentar a osseointegração.
Tem se observado uma certa corrosão galvânica resultante do contato entre a
conexão e o metal de base da prótese. O desenvolvimento de próteses metalo-cerâmicas
com base de titânio já é uma realidade no exterior.
Os estágios sucessivos da osseointegração são descritos a seguir:
Estágio l: Imediatamente após a inserção não há congruência do osso com o implante. A
rugosidade do implante de titânio, a qual será preenchida com tecido ósseo, proporciona a
fixação do implante no osso. Existe, ainda, uma perigosa camada de tecido ósseo resultante
de traumas térmicos e mecânicos durante a operação, além de hematomas.
Estágio 2: Durante a reabilitação, o hematoma é gradualmente transformado em novo
material ósseo e a camada óssea resultante do procedimento de operação é revitalizada
através de um processo de revascularização e remineralização.
25
Estágio 3: Quando a reabilitação está completa, o novo material ósseo está em contato
direto com o implante sem nenhum tecido fibroso intermediário. A figura 2.3 mostra a
interface entre osso e implante após ocorrido o processo de osseointegração e a figura 2.4
mostra uma fotografia do processo de união entre osso/implante (Extraída de Mohammed et
al 2002).
Figura 2.3 – União íntegra entre osso e implante após a osseointegração. Fonte: Novaes Jr.
et. al, 2002)
A razão pela qual o titânio apresenta reação bastante favorável no corpo humano
não é um fato totalmente esclarecido. Consultando-se as referências bibliográficas, verifica-
se que muito da discussão sobre biocompatibilidade é concentrada sobre o titânio
comercialmente puro.
Figura 2.4
–
Aspecto da interface osso/implante.
Fonte:
trabalho de
MOHAMMED
et
al. (2002)
26
Implante
Pilar
Parafuso que reterá
o dente
Parafuso do Pilar
2.3.2 Implante dentário padrão
Os modelos de implantes constituem-se, normalmente, de vários tipos com
tamanhos e diâmetros variados. Estes possuem internamente um furo roscado, permitindo
uma fixação entre o pilar e o implante. Além disso, na maioria dos sistemas a prótese é
também unida ao parafuso de pilar utilizando um outro parafuso feito, geralmente, de ouro.
Neste sistema biomecânico, o parafuso de pilar tem papel significativo na
sustentação do dispositivo que possibilita a conexão da coroa dentária. Suas propriedades
mecânicas estão intimamente relacionadas com a longevidade do sistema e possíveis falhas
por fadiga ou sobrecargas representam com certeza um desconforto e insegurança ao
paciente, além de poder ocasionar a perda da prótese e até do implante. Portanto uma das
mais importantes partes do sistema é justamente o parafuso de pilar que recebe sobre si a
prótese, exposta ao meio bucal e às fortes cargas mastigatórias. Além disso, uma falha
neste elemento é sempre de difícil solução devido a impossibilidade de sua retirada sem
afetar o implante. A figura 2.5 mostra um implante dentário padrão e seus elementos.
Figura 2.5 – Implante dentário padrão. Fonte: Jimenez-López (1995)
.
2.4 Esforços em implantes
A aplicação de um implante visa à substituição, por um elemento artificial, da raiz de
um dente (ou mais) e, em conseqüência, a colocação de uma conexão protética ou de uma
prótese diretamente sobre o implante, conforme a técnica utilizada e as condições do
paciente. A conexão serve de articulação da prótese a ser instalada na parte superior do
implante. Como requisito básico para o correto funcionamento de um implante, tem-se que
esse deve permitir os mesmos movimentos do elemento original. Portanto, sob o ponto de
vista de esforços mecânicos o implante estará submetido ao mesmo tipo de carregamento a
27
que a raiz do dente perdido ou osso substituído normalmente está submetida. No caso de
um implante oral, sob o ponto de vista de definição do tipo de solicitação à qual é submetido
um implante, deve-se avaliar, inicialmente, a solicitação imposta às faces do dente, tendo
em vista os movimentos básicos de mastigação. Inicialmente, pode-se afirmar que o
carregamento atuante no dente pode ser estático, ou dinâmico. No caso de carregamento
estático, considera-se que a força é transmitida diretamente e igualmente para a face
superior do dente e as faces que participam da oclusão. Nesse caso, agem sobre o dente
cargas estáticas devidas à ação muscular. Ocorre que o valor da resultante dessa carga irá
variar em função da dentição e articulação do particular paciente. Quando a pessoa mastiga,
entretanto, ocorrem forças dinâmicas decorrentes das acelerações que atuam na maxila e
na mandíbula. Tais forças dinâmicas são transmitidas à prótese, à conexão e ao implante.
Dessa forma, verifica-se que o carregamento atuante em todos os elementos do implante
apresenta componentes estáticas e dinâmicas, sendo as mesmas de compressão, flexão ou
mesmo de cisalhamento. Como o implante estará instalado no alvéolo ósseo, esse também
será solicitado pelo carregamento supracitado. Embora o carregamento seja principalmente
de compressão, tanto estática como dinâmica, verifica-se que, em função da própria
geometria da prótese, algumas regiões destas estarão sujeitas à tensão de flexão e mesmo
de cisalhamento, tanto estáticas como dinâmicas.
As forças que atuam em implantes são semelhantes às que atuam na raiz natural de
um dente, mas não iguais. Isto se deve às diferentes propriedades mecânicas e físicas do
osso e do metal que constitui o parafuso ou pino implantado. A técnica de se usar pontes
entre dentes sadios e implantes tem sido desaconselhada por inúmeras razões: solicitação
excessiva do implante, desgaste de dentes sadios, estética, entre outros. Alguns fabricantes
de implantes têm desenvolvido sistemas que reduzem os esforços sobre implantes e dentes
vizinhos, mas na prática têm tido pouca aceitação.
As forças que atuam sobre um pino ou parafuso de titânio osseointegrado são
distintas daquelas que atuam sobre uma raiz natural, por diferentes razões. O osso tem,
antes de mais nada, uma elasticidade bem maior que o titânio, de modo que a interface
entre os dois materiais sofre tensões bem mais elevadas que a interface entre a raiz natural
e o osso. Apenas pela presença de uma osseointegração bastante intensa e estável é que
pode ser explicada a estabilidade dos implantes de titânio. Em segundo lugar a geometria
de um implante difere sobre o osso e sobre o implante é bem diferente daquela que se
verifica nos dentes naturais. Além disso, o tecido que separa o osso da raiz natural tem uma
elasticidade muito grande, permitindo movimentos consideráveis dos dentes. Um pino ou
parafuso implantado se fixam rigidamente ao osso, reduzindo quase a zero aquela
mobilidade. Esses fatores explicam as perdas de implantes por ruptura de parafusos de
28
fixação da prótese ao implante no sistema UCLA ou da prótese à conexão protética. Em
alguns casos tem sido observado, também, a ruptura do parafuso, acarretando a
necessidade de nova cirurgia. A aplicação cíclica de forças gera comumente o gradual
afrouxamento daqueles parafusos, um dos problemas mais freqüentes. Com alguma
semelhança, esses fenômenos podem hoje ser simulados em computador utilizando
métodos numéricos ou experimentais.
2.5 Parafusos de pilar
O uso de implantes dentários para substituir dentes ausentes tem-se tornado uma
pratica rotineira e importante na Odontologia moderna, permitindo que as mais variadas
combinações protéticas sejam realizadas, apresentando-se mais estáveis, retentivas e
estéticas; além, de melhorar significativamente a qualidade de vida e o convívio social
desses pacientes. Usuários de um sistema de implante dental se apóiam numa reconstrução
protética dos dentes ausentes, suportando uma prótese fixa ou removível. O sistema
consiste principalmente de um implante e um pilar. O implante é o componente implantado
no osso e o pilar é o componente que suporta e/ou retém a prótese (Misch, 2001). Em
geral, a confiabilidade e a estabilidade de um mecanismo de conexão do implante-pilar são
um pré-requisito essencial para o sucesso a longo prazo de implantes dentais.
Complicações no parafuso, tais como desapertos foram encontradas no sistema pilar
implante do parafuso (Geng et al, 2001). A figura 2.6 mostra a fratura de um parafuso de
ouro.
Figura 2.6 – Aspecto da fratura de um parafuso de ouro. Fonte: Jaarda at al. (1994).
Pré-carga inadequada, o desajuste dos componentes de acoplamento e as
características de giro dos parafusos, foram consideradas as razões que conduzem ao
desaperto do parafuso ou mesma à fratura. O uso do ouro como material do parafuso,
29
resultou em melhorias significativas (Misch, 2001), nas incidências de desaperto
encontradas precocemente e nos sistemas de retenção que usam o parafuso de titânio
(Jemt et al, 1991).
Segundo (Binon, 2000), a função básica do parafuso de pilar é criar uma força de
travamento entre duas partes da conexão, de forma a prevenir a separação. O aperto gera
uma tensão tanto na cabeça do parafuso que assenta no pilar, como entre as roscas
internas do implante e as roscas do parafuso. Observando a freqüência do desaperto do
parafuso de ouro (Mc Glumphy; Mendel, Holloway, 1998), ofereceram soluções praticas
para minimizar estes problemas clínicos.
O desaperto do parafuso pode causar maiores problemas tais como a perda óssea
ou fratura do implante.
Existem dois fatores envolvidos na conservação do parafuso do implante:
- Aumentar a força de travamento
- Diminuir as forças de travamento.
Para conseguir uma união segura, os parafusos devem ser tensionadas para
produzir uma força de travamento maior que a força externa que tende a separar as uniões.
A força de travamento é usualmente proporcional ao torque. Um pequeno torque pode
permitir a separação da união e resultar na fadiga do parafuso e no afrouxamento. Um
grande torque pode causar falha do parafuso ou tirar a rosca do parafuso.
O aperto (torque) cria uma tensão tanto na cabeça do parafuso que assenta no pilar,
como entre as roscas internas do implante e as roscas do parafuso; essa tensão é
denominada de pré-carga, sendo esta, diretamente proporcional ao torque aplicado.
Esta força de tensão no parafuso desenvolve uma força compressiva entre as partes.
Entretanto a pré-carga do parafuso é igual à força de travamento em magnitude e também é
determinada não só pelo torque aplicado, como também pela liga do parafuso, pelo desenho
da cabeça do parafuso, pela liga do intermediário, pela superfície do intermediário e pelo
lubrificante.
O torque é controlado pela resistência mecânica do parafuso e o modo como é
aplicado; sendo que o valor desse torque ótimo pode ser calculado pelo aperto do parafuso
até que ele falhe. Em parafusos estruturais, geralmente 75% do torque de aperto é utilizado
como medida correta de torque para que seja aplicado no parafuso.
Desta maneira, uma força de travamento significante pode ser desenvolvida com o
mínimo de risco de fratura do parafuso.
CAPÍTULO III
REVISÃO DA LITERATURA
O trabalho avalia os parafusos de pilar utilizados para fixar o intermediário ao implante.
Neste aspecto, além da proposta de um modelo analítico para análise do nível de tensões, o
parafuso também é avaliado através de um modelo de elementos finitos. Por isso, a revisão
bibliográfica mostrada neste capítulo foi dividida em várias etapas. Inicialmente, são
relacionados os trabalhos sobre esforços em implantes. Na seqüência mostra-se a revisão
sobre torques aplicados a implantes e suas conseqüências. Finalmente, mostram-se os
trabalhos ligados ao estudo dos parafusos de pilar e a análise destes elementos via modelos de
elementos finitos.
3.1. Forças
Em um dos primeiros relatos sobre a biomecânica das próteses, Skalak (1983a),
comentou que o aspecto crítico do sucesso ou falha dos implantes é a maneira como as
tensões são transferidas dos implantes ao tecido ósseo. É essencial que tanto o tecido ósseo
como os implantes sejam submetidos somente às forças nas quais estão aptos a receber. Uma
conexão rígida da prótese parcial fixa como implante osseointegrado resulta em uma estrutura
única, na qual o implante, a prótese e o tecido ósseo agem como uma unidade. Qualquer
desalinhamento que haja da prótese com os implantes, resultará em uma tensão interna nesta,
no implante e também no osso. Enfatizou ainda que muito embora essas condições de tensões
não possam ser detectadas por análises visuais, podem ocasionar falhas em todo o sistema.
31
Rangert et al. (1989), baseado no posicionamento de implantes fixos em relação à
geometria de uma restauração protética avaliou a influência dos carregamentos em implantes.
Eles observaram que a localização das peças de fixação é o parâmetro mais importante para a
limitação de cargas. Baseado em considerações teóricas e experiências clínicas com o sistema
Bränemark, foram desenvolvidas diretrizes gerais para verificar forças e momentos nos
implantes.
Rangert et al. (1991) observaram através de testes e análises, que do ponto de vista
mecânico é arriscado sobrecarregar o implante em uma situação onde o sistema Bränemark
esteja conectado a um dente de sustentação saudável. Isto porque a junção do parafuso do
cilindro de ouro com o pilar do implante Bränemark age como um elemento flexível nessa
situação. Por causa da flexibilidade da junção do parafuso, a carga é distribuída uniformemente
entre o implante e o dente, permitindo uma simulação natural do dente de sustentação. Nesta
situação, o implante fica sujeito a um momento de flexão que fica bem abaixo da capacidade
máxima da junção do parafuso. Os testes de fadiga não indicam nenhum desaperto ou falha da
junção do parafuso quando usados dentro da escala da mobilidade vertical normal do dente. A
mobilidade transversal excessiva pode, entretanto, causar o desaperto do parafuso. Dessa
forma, o controle da mobilidade transversal é fundamental.
Kraut et al. (1991), efetuaram testes de arranque para estimar a integração biomecânica
em intervalos de 2 a 24 semanas. Através desses testes eles indicaram que existe um tempo
dependente com o aumento progressivo na força de arranque num período de 24 semanas. As
forças eram consistentemente mais altas para a mandíbula do que para o maxilar.
Meriscke et al. (1992) com base nas medidas de forças tridimensionais em implantes
demonstrou que são dominantes as forças de carregamento verticais. Avaliaram os padrões de
tensões devido às forças de oclusão e de mastigação, mostrando que essas tensões são
dirigidas principalmente na vertical, na linha media.
No trabalho de Hobkirk e Psarros (1992) foram estudadas as forças mastigatórias
associadas com porcelana e, superfície oclusal do implante osseointegrado. Foi observado que
a força mastigatória média, varia consideravelmente de elemento para elemento, mas que era
compatível dentro de cada elemento.
32
Weinberg (1993) comparou a distribuição de forças entre um dente natural e uma
prótese osseointegrada. A diferença essencial ocorre em função do ligamento periodontal, o
qual permite micromovimentos.. Ele também descreveu os princípios da distribuição de forças
em próteses implanto-suportados.
Weinberg (1993), ressaltou as diferenças entre os aspectos biomecânicos da
distribuição de forças em próteses implanto-suportadas e dento-suportadas. As diferenças na
rigidez relativa das estruturas envolvidas, o meio de sustentação (osseointegração e ligamento
periodontal), assim como o relacionamento complexo entre os componentes do sistema são
responsáveis pela absorção e distribuição de forças. A distribuição de forças nas próteses
dento-suportadas depende da estrutura rígida do dente e da prótese, contando ainda com a
capacidade de adaptacão do ligamento periodontal. Nas próteses sobre implantes, a
distribuição das forças, dependem do grau de deformação dos parafusos do intermediário, da
própria prótese, do implante e do tecido ósseo, uma vez que a ósseointegração não conta com
a presença do ligamento periodontal. Portanto, nas próteses sobre implantes, a distribuição de
forças é consideravelmente restrita. Quando não se estabelece uma pré-carga suficiente e/ou
uma adaptação adequada entre o intermediário e o cilindro de ouro, o parafuso de ouro pode
sofrer deformação ou fratura. O estabelecimento da pré-carga nessa interface, com o aperto
adequado do parafuso, com torque de 10Ncm, pode minimizar a força de cisalhamento que
ocorre sobre ele. Entretanto, quando existe uma desadaptação na interface
intermediário/cilindro de ouro, a força de cisalhamento gera dano no parafuso. Em uma prótese
unitária, o afrouxamento ou falha do parafuso de ouro é facilmente detectável. Em uma prótese
extensa, a falta de adaptação e a subseqüente falha do parafuso alteram a distribuição da força
oclusal para outros pontos onde há uma interface e uma pré-carga adequada.
Conseqüentemente, os outros implantes podem ser sobrecarregados, principalmente se essa
falha ocorrer no implante distal de uma prótese em balanço.
Segundo Carlsson e Carlson (1994), uma prótese com adaptação passiva significa que
esta pode ser parafusada sem causar tensão. Porém ressaltaram que não existe uma
adaptação absolutamente passiva já que todo aperto de parafuso gera uma certa deformação
da prótese e/ou do osso, induzindo alguma tensão no sistema que é uma conseqüência de uma
prótese mal adaptada e são fatores que pode afetar a longevidade dos componentes.
33
Sugeriram duas formas de medir o grau de desadaptação de um sistema: medindo as forças
introduzidas durante o aperto dos parafusos, ou através da medida de extensão da
desadaptação por meio de um microscópio de medição. O autor salientou que devido às
características do Sistema Bränemark, uma desadaptação de 50µm não gera tensão no
sistema; já uma desadaptação angular de mesmo tamanho pode gerar um deslocamento
angular no ápice do implante. A precisão de adaptação entre o intermediário do implante e o
componente protético da infra-estrutura tem sido questionada como um fator significante na
transferência das tensões, na biomecânica dos sistemas de implante, na ocorrência de
complicações e resposta dos tecidos na interface biológica.
Avaliando a adaptação passiva da prótese implanto-suportada, Gyllenram (1994),
comentou que qualquer desadaptação gera forças estáticas que vão atuar sobre todo o
conjunto prótese/intermediário/implante e esses efeitos negativos serão acentuados, quando as
forças dinâmicas da mastigação atuar sobre esse mesmo conjunto. Em um osso mais
resistente, um certo grau de desadaptação pode ser melhor tolerado do que em um osso
esponjoso, assim como na região posterior da maxila, que além de menos volumoso, também
está sujeito a maiores forças durante a mastigação. A desadaptação pode ser de três tipos:
vertical, horizontal e angular. Em uma boa moldagem existe a possibilidade de um erro de
50µm nos três tipos de desadaptação.
Preocupado com as variáveis clinicas que afetam as cargas das próteses sobre
implantes, Weinberg; Kruger (1995), realizaram uma avaliação comparativa das cargas no
parafuso de ouro, parafuso de pilar, e no implante em diferentes situações clínicas. Através de
uma configuração prótese-implante com dimensões conhecidas (utilizadas como padrão), um
modelo matemático foi utilizado para calcular o torque no parafuso de ouro e no pilar e na
porção coronal do implante.
Richter et al. (1995), desenvolveram uma nova técnica para avaliação de forças em
implantes comparando os resultados com cargas aplicadas nos dentes. Implantes na posição
molar fixado como premolares, suportaram forças verticais da ordem de 60 a 120N durante a
mastigação. Molares simples e premolares suportaram forças verticais de 120N a 150N.
34
Basten et al. (1996), compararam as propriedades de fadiga de dois sistemas de
implante/pilar Nobel Biocare utilizados na prática clinica quando apertados com três diferentes
valores de torque. Este estudo prático simulou uma situação clínica, onde foram investigados: O
número de ciclos de carga de fadiga requeridos para criar falhas nos pilares ceraone e
esteticone; A existência de um efeito na carga de fadiga nos sistemas de pilares ceraone e
esteticone quando o torque aumentava ou diminuía de 20% do valor de torque recomendado
pelo fabricante. Uma significativa diferença estatística foi encontrada entre os dois tipos de pilar
e entre os diferentes níveis de torque utilizados em cada sistema.
Hebel e Gajjar (1997) discutiram a influência da estética e da oclusão na seleção do uso
de sistemas parafusados ou cimentados, como retenção para próteses sobre implantes. Para
os autores, um dos argumentos mais utilizados pelos defensores das próteses parafusadas é o
de dar condição da prótese ser reutilizável, mas que quando é selecionado um cimento
adequado a prótese cimentada também pode ser reutilizável. Desvantagens importantes como
a instabilidade do parafuso são encontradas nas próteses parafusadas. Quando uma força
vertical ou oblíqua atua sobre a prótese, produz-se tensão no parafuso, o que provoca
instabilidade ou afrouxamento do mesmo.
Helldén e Dërand (1998), para minimizar o erro e otimizar o problema da adaptação
passiva, apresentaram as vantagens obtidas com o método Cresco Ti Precision para a
execução das próteses em titânio soldadas a laser. Em um modelo fotoelástico, foram
colocados três implantes(Cresco Ti Systems AB) de 13mm e, sobre estes, foram enceradas
quatro próteses a partir dos componentes plásticos. As peças foram incluídas e fundidas em
titânio comercialmente puro. As próteses não adaptadas foram observadas ao microscópio e
foram encontradas interfaces vertical de 70µm e 40µm nos implantes A e B. Os resultados da
análise fotoelástica revelaram tensões associadas às próteses não adaptadas e ausência de
tensões estáticas nas próteses adaptadas. Nas próteses adaptadas, a carga encontrada nos
parafusos foi zero. Para fechar a interface de 50µm, localizadas no implante central, foi
encontrada uma carga de 300 ± 26N no parafuso de ouro. Os autores ressaltam a importância
do fato de que as tensões dependem do erro, da dimensão do mesmo, assim como do tamanho
da peça e da localização do mesmo. Consideram também que, apesar do efeito do erro estar
relacionado a outros fatores como, por exemplo, quantidade óssea, há de se lembrar sempre da
importância da adaptação da peça na geração das cargas.
35
Lang et. al. (1999), examinaram a força de aperto transmitida para o implante com e
sem o uso do dispositivo de contra torque durante o aperto do parafuso do pilar. Observou-se
uma diferença significativa com a ausência do dispositivo de contratorque. Concluíram, então
que o contratorque deverá sempre ser usado para evitar que forças excessivas sejam
transmitidas para o implante.
Em um trabalho sobre implantes e componentes, Binon (2000), realizou uma
classificação da extensa variedade de implantes disponíveis, baseado na forma da conexão da
interface pilar/implante, na forma e na superfície do implante. Em relação à forma de união
pilar/implante, afirmou que existem mais de 20 tipos diferentes de configurações dessa
interface. Com isso, dois grandes tipos de conexões são conhecidos (externa e interna) os
quais são caracterizados pela presença ou ausência de uma configuração geométrica que se
estende acima da superfície coronal do implante. Outro tipo de interface encontrado é a união
de topo, que consiste em duas superfícies de ângulos retos; e a união angulada, onde as
superfícies são anguladas externa ou internamente. A superfície de união também pode
incorporar uma geometria que inclua uma configuração de resistência rotacional ou
estabilização lateral. Dessa forma, a geometria pode ser octogonal, hexagonal, cone parafuso,
cone hexagonal, cilíndrica hexagonal, spline, entre outros. Segundo o autor, conexões internas
em que o parafuso recebe pouca carga e as superfícies do pilar estão em íntimo contato com as
paredes do implante, para resistir a micromovimentos, resultam em uma interface mais estável.
Para evitar falhas que provoquem a instabilidade da prótese, procedimentos clínicos assim
como parâmetros mecânicos são críticos. Em relação aos componentes, uma ótima tolerância
de adaptação, liberdade rotacional mínima, propriedades físicas melhoradas se uma aplicação
de torque adequado, são determinantes na estabilidade da interface. Assim, mesmo na parte
clinica, uma adequada distribuição, cargas dirigidas no longo eixo do implante, número,
diâmetro e comprimento dos implantes, adaptação passivada, prótese e controle das cargas
oclusais são igualmente importantes.
Pesum et al. (2001), avaliaram e compararam forças axiais compressivas e torques
aplicados simultaneamente em parafusos de ouro por pessoas com diferentes graus de
experiência. Os resultados mostraram uma menor variação nos procedimentos de aperto e
afrouxamento. Uma maior força axial compressiva foi aplicada durante o afrouxamento quando
36
comparada com a força de aperto. Forças compressivas removeram parte da pré-carga
resultando em quantidade diminuída de torque necessária para remover o parafuso de ouro, o
que pode explicar porque os estudos de remoção de torque mostram valores menores durante
a remoção do parafuso, do que na sua colocação.
Tan e Nicholls (2001), mediram e compararam a pré-carga produzida em parafusos de
sete diferentes tipos de pilares hexagonais. A medida da pré-carga foi realizada fixando
extensômetros ao pilar que foi unido a um implante 3,75x15mm (Bränemark system, Nobel
Biocare). Os autores concluíram que a pré-carga na união implante/pilar depende do desenho,
diâmetro, e material do parafuso, assim como do torque de aperto e da velocidade do torque.
Analisando as forças oclusais desenvolvidas sobre diferentes materiais utilizados em
próteses sobre implantes, Bassit et al. (2002), investigaram se as forças transmitidas aos
implantes, in vivo, são influenciadas pela resina acrílica ou pela cerâmica como material de
revestimento. Para assegurar que as forças oclusais fossem transmitidas através das próteses,
estas foram ajustadas em supra-oclusão, de forma a estabelecer sempre o primeiro contato
durante a mastigação e/ou oclusão sobre a prótese. O pico de força máximo foi registrado,
sendo analisadas as medidas aplicadas in vivo e in vitro. Os autores concluíram que os
diferentes materiais oclusais não levam à geração de forças diferentes sobre os implantes nos
pacientes e que o grau da capacidade de alongamento entre a cerâmica e a resina foi
observado somente no estudo in vitro, onde a força é gerada por um choque e o implante é
rigidamente ancorado.
Duyck e Naert (2002), avaliaram a possibilidade de se empregar cimento em próteses
parafusadas sobre implantes como forma de compensar desadaptações. Utilizaram um modelo
com três implantes, quatro infra-estruturas em paládio-prata e 2 tipos de intermediários:
cilíndricos e cônicos em que a pré-carga foi medida em diferentes situações.A pré-carga
externa nos intermediários, medida após o apertamento dos parafusos da prótese, foi utilizada
para indicar a qualidade de adaptação. Cada prótese foi submetida a 10 apertamentos com
torque de 10Ncm. Os resultados mostraram que as forças axiais foram menores e os valores
dos momentos de torção foram maiores nas amostras desadaptadas. O cimento não foi capaz
de reduzir a pré-carga externa. Os autores concluíram que este não é um procedimento eficaz,
37
pois, apesar de visualmente compensar desadaptações, não favorece uma melhor transmissão
de forças para os implantes.
3.2. Torques em Implantes Dentários.
A significância do planejamento do parafuso e a necessidade de se aplicar um torque
correto, mesmo sendo discutível o desalinhamento de um cilindro de ouro e seu respectivo pilar
de conexão, levaram Patterson (1992), a avaliarem a fadiga dos parafusos utilizados em
implantes. Para os autores, a fadiga do metal é, talvez, a causa mais comum de falha estrutural.
O fato de não se conseguir uma adaptação passiva faz com que não haja uma perfeita união
entre os componentes durante a pré-carga, o que pode influenciar uma fadiga reduzida há
semanas. Se a adaptação é ruim, durante a pré-carga, pode haver um deslizamento entre as
estruturas. Para os autores, uma pequena alteração pode ser encontrada nos trabalhos
protéticos, ou pode existir algum erro técnico na impressão ou na fabricação das estruturas.
Para essa compensação é necessário um aperto máximo do parafuso sendo indicado alcançar
um torque apropriado para cada parafuso em particular.
Millington e Leung (1992), avaliaram o nível de tensão gerado sobre um implante para
uma infra-estrutura com desadaptação. Para fixação da barra, foram usados parafusos de ouro
e pilar transmucoso com torque de 10Ncm. Para estabelecer o tamanho da fenda gerada, a
superfície da infra-estrutura foi monitorada por um transdutor antes e depois da introdução da
infra-estrutura; e para determinar as tensões utilizou-se um modelo fotoelástico. A distribuição
das tensões foi registrada por fotografias no contorno do modelo. Os autores concluíram que as
tensões eram maior no pilar e que a desadaptação era menor na região do pilar sendo de 6µm.
Sutter et al. (1993), apresentaram a estrutura do Octa-abutment, o qual é um pilar
restaurador do sistema ITI (Bonefit). Relataram também os resultados de testes de vários
parâmetros críticos para a estabilidade longitudinal do complexo implante/supraestrutura com
este pilar. Resultados dos testes mecânicos com os pilares relatados pelos autores garantem
que o desenho cônico interno proporciona adaptação friccional, o que elimina o risco de rotação
ou afrouxamento das partes. Os resultados dos testes da aplicação de força de rotação até a
falha proporcionaram torques maiores de 400Ncm. Quando foram comparados testes de torque
de aperto contra torque de afrouxamento os resultados revelaram que o torque de
38
afrouxamento foi entre 10 e 15% superior ao torque de aperto, o que segundo os autores
resulta em um aumento de 20% na resistência ao afrouxamento para um nível de torque
determinado. Em testes de carga dinâmica, foi relatado que após dois milhões de ciclos, o
torque de afrouxamento não diminuiu quando comparado com o torque de aperto antes da
carga; por estes resultados, os autores acreditam que a estabilidade mecânica deste sistema
favorece biologicamente, sendo obtidas restaurações estéticas com procedimentos técnicos
simples, o que fornece garantia de sucesso à restauração.
Burguete et al. (1994), em artigo sobre a importância do apertamento dos pilares de
conexão a implantes osseointegrados descrevem os métodos disponíveis até o momento para o
aperto de pilares de conexão (controle de torque, controle de ângulo e controle de
torque/ângulo). Os autores concluíram que é necessário o desenvolvimento de dispositivo para
aplicação do torque com base em métodos de controle do torque/ângulo.
Goheen et al. (1994), avaliaram a força do torque e a variabilidade de aparelhos
mecânicos. Os aparelhos mecânicos operados manualmente produziram valores de torque
dentro das tolerâncias especificadas pelos fabricantes. Foi observada variação significativa dos
valores propostos pelos fabricantes em função de velocidade de apertamento.
Em um estudo sobre os aspectos biomecânicos dos parafusos, Binon (1994), afirmou
que o aperto deficiente dos parafusos, próteses inadequadas, pouca adaptação dos
componentes, carga excessiva, falta de assentamento dos parafusos, geometria inadequado do
parafuso e a elasticidade do osso contribuem para a instabilidade dos parafusos. Segundo o
autor, para se obter uma união estável, valores de torque recomendados nos vários tipos de
componentes devem ser seguidos, sendo que para os mesmos devem ser utilizados
dispositivos mecânicos de torque que ofereçam maior consistência nas diferentes áreas da
cavidade oral. Um outro fator comentado por ele é a condição de carga excessiva, devido ao
número e localização dos implantes. Da mesma forma, afirmou que características como
diâmetro, comprimento, tipo de roscas, e conexidades dos parafusos nos diferentes sistemas
podem predispor fraturas; sendo que a rugosidade excessiva, usinagem ruim, liga com
resistência insuficiente e elongação afetam as características desses parafusos. Assim como a
qualidade óssea da área receptora do implante tem importância na estabilidade do parafuso,
sendo que na maxila, devido a maior quantidade de osso esponjoso, existe uma maior
39
deformação quando forças compressivas são aplicadas. Da mesma forma, afirmou que falhas
dos parafusos são mecanismos de proteção dos implantes.
Shutter et. al., (1994), afirmou que o parafuso deve ser considerado como uma parte
importante do desenho da supra-estrutura dos implantes e não como um elemento isolado,
acreditando que os problemas relacionados a este envolvem a qualidade e desenho da
conexão entre o implante e o pilar. Segundo ele no desenho do parafuso tradicional o torque de
afrouxamento é 10% menor que o torque de aperto enquanto que no parafuso cônico o torque
de afrouxamento é 10 a 20% maior que o torque de aperto. No caso de parafusos com
desenhos convencionais o torque de afrouxamento foi para 36Ncm depois de 500.000 ciclos e
27Ncm depois de 2.000.000 ciclos, sendo estes apertados a 50Ncm, o que sugere
micromovimentos e tendência para afrouxamento do parafuso.
Jaarda et al. (1996), examinaram os parâmetros geométricos de maior impacto na
relação torque/pré-carga, de cinco parafusos de retenção protéticos intercambiáveis. Através de
microscopia eletrônica de varredura (MEV), parafusos testes de fenda de dois tipos de ligas
foram selecionados de três fabricantes. Os autores concluíram que as diferenças encontradas
entre os parafusos podem introduzir variáveis desconhecidas no tratamento dos pacientes, e
que na base dos princípios de engenharia em relação à geometria dos parafusos, e a relação
torque pré-carga, pode ser que as recomendações de torque de aperto para os parafusos
Nobelpharma não sejam aceitas como certas para todos os desenhos de parafusos.
Cheshire e Hobkirk (1996), propuseram um estudo para investigar clinicamente a
adaptação da infra-estrutura. A adaptação de cinco infra-estruturas entre pilar transmucoso foi
investigada “in vivo”, usando um material de impressão para registrar as discrepâncias. Uma
adaptação ideal é raramente obtida. Eles verificaram que uma discrepância existe ao redor das
infra-estruturas, a qual pode ser aceita ou não clinicamente, porém o aperto do parafuso de
ouro com a mão reduziu a discrepância vertical.
Levine et al., (1997), avaliaram implantes ITI quando utilizados em restaurações
unitárias. Compararam coroas cimentadas e parafusadas observando as complicações
protéticas associadas. Afrouxamento do parafuso de retenção foi encontrado em oito dos 92
implantes restaurados com coroas parafusadas (8,7%). Os autores acreditam que o desenho
40
cônico interno com componente anti-rotacional desse sistema, unido à aplicação de um torque
de 35Ncm, oferece um comportamento mecanicamente favorável à interface durante as cargas
funcionais. No caso do parafuso oclusal, onde 8,7% de afrouxamento ocorreu, o autor sugere
que a configuração cônica do pilar amortece o sistema da vibração e micromovimentos durante
a função, já que em nenhum caso o parafuso afrouxou em mais de uma vez, o que sugere que
a força de aperto deve ser verificada após a restauração estar em função.
Observação visual e radiografias periapicais convencionais são os métodos mais
freqüentes usados para avaliar a exatidão entre a adaptação de componentes protéticos e
implantes, porém esses métodos são limitados. Neste estudo May et al. (1997), utilizaram um
instrumento para avaliar a interface entre pilar e cilindro de ouro chamado Periostite(PTV). Para
isso, foram utilizadas duas costelas bovinas que receberam três implantes Bränemarke e pilares
(SDCA005) 5.5mm.
Kano (1998), avaliou a adaptação na interface pilar/cilindro de ouro utilizando
componentes do mesmo sistema e combinações de componentes de diferentes sistemas. Os
resultados da análise intra-sistema mostraram que não houve diferenças estatisticamente
significantes em relação ao desajuste médio de 7,85µm. Os resultados das análises entre
sistemas encontrados sugeriram que nem todas as combinações podem ser consideradas
compatíveis.
Em 1998 observando a freqüência de afrouxamento de parafuso de ouro McGlumphy; et
al. (1998), ofereceram soluções práticas para minimizar estes problemas clínicos. Muitos
produtos, componentes e técnicas fora sugerida para manter a estabilidade do parafuso estável.
Estas sugestões incluem rosca antivibracional, união mecânica direta, alterações no desenho
do parafuso, e mecanismo de controle de torque. Todas estas idéias têm ajudado a minimizar o
problema de afrouxamento do parafuso, mas nenhuma tem eliminado problema completamente.
O afrouxamento do parafuso pode causar maiores problemas, tais como perda óssea ou fratura
do implante. Existem dois fatores envolvidos na conservação do parafuso do implante apertado:
(1) aumentar a força de travamento, e (2) diminuir as forças de separação. Para conseguir uma
união segura, os parafusos devem ser tencionados para produzir uma força de travamento
maior que a força externa que tende a separar. A força de travamento é usualmente
proporcional ao torque. Um pequeno torque pode permitir a separação da união e resultar na
41
fadiga do parafuso ou afrouxamento. Um grande torque pode causar a falha do parafuso. A
aplicação do torque desenvolve uma força dentro do parafuso chamada pré-carga que é uma
carga inicial no parafuso em tensão. Esta força de tensão no parafuso desenvolve uma força
compressiva entre as partes.
O torque é controlado pela resistência mecânica do parafuso e o modo como é aplicado.
O valor do torque ótimo pode ser calculado pelo apertamento do parafuso até que ele falhe.
Cerca de 75% deste valor é um torque ótimo para aplicar no parafuso. Desta maneira, uma
força de travamento significante pode ser desenvolvida como mínimo de risco de fratura do
parafuso.
Como objetivo de avaliar comparativamente o grau de micro infiltração de fluídos, na
interface implante/pilar Gross et al. (1999), avaliaram cinco sistemas de implantes
comercialmente disponíveis. Três conjuntos pilar/implante dos sistemas Spline, ITI,
Nobelpharma (ceraone), Steri-Oss, e3i, foram utilizados usando torques de aperto de 10Ncm,
20Ncm. Quando as amostras foram comparadas quanto ao torque aplicado, foi encontrada uma
interação entre o valor de torque e o grau de micro-infiltração, sendo que esta diminuiu
significativamente na medida que o torque aumentou de 10Ncm para 20Ncm, até o torque
recomendado pelos fabricantes.
Gross et al. (1999), avaliaram o torque de aperto gerado de forma manual por nove
clínicos experientes em prótese sobre implantes utilizando cinco diferentes sistemas de
implantes. Na metodologia empregada, uma condição clínica foi simulada sobre um modelo
odontológico no qual foi fixado um implante na área de um primeiro molar maxilar direito. Os
resultados mostraram uma variabilidade no torque produzido por cada clínico e entre os
diferentes clínicos; sendo que no torque habitual foram encontradas médias de 7,0 a 14,6 Ncm.
Aboyoussef et al. (2000), avaliaram uma forma de aumentar a resistência ao
afrouxamento da união coroa/pilar; Seus resultados mostraram um afrouxamento do parafuso
nos três grupos testados, não ocorrendo nenhuma fratura. Nos grupos esteticone e
convencional modificado o afrouxamento ocorreu na interface pilar/implante, enquanto que no
grupo convencional o afrouxamento ocorreu na interface cilindro de ouro/pilar. Os autores
concluíram que a adição de característica de forma de resistência anti-rotacionais aumentam o
42
comprimento do braço de alavanca o que pode ser um fator importante na resistência da perda
da pré-carga causada pela ação do torque.
Com o objetivo de testar a precisão de dispositivos eletrônicos de torque Nobelpharma
DEA 020(Nobel Biocare) que estavam em uso clínico por um tempo mínimo de cinco anos,
Mitrani et al. (2001), compararam o torque gerado por estes contra toque gerado por
dispositivos novos. Em seu trabalho desenvolveram uma técnica no laboratório que simulou
uma situação clínica utilizando um implante osseointegrado do sistema Bränemark sobre o qual
foi colocado um pilar ceraone, fixado. Seus resultados não mostraram existir correlação
significante entre o torque gerado pelos dispositivos e o tempo em uso; ao comparar os
dispositivos em uso clínico com os dispositivos novos, os autores também não encontraram
diferenças estatisticamente significantes.
Rafee et al. (2002), avaliaram o efeito de repetidos torques e a contaminação da saliva
na máxima resistência a tração de parafusos em vários grupos. Sendo que não foram
encontradas diferenças estatisticamente significantes entre os grupos quando estiveram ou não
sob condições de contaminação. Em todos os grupos não existiu uma diminuição significativa
nos valores de carga para fratura. Os autores sugeriram que os parafusos testados podem ser
apertados e removidos acima de 20 vezes sem afetar a máxima resistência de tração.
Com o objetivo de comparar a precisão de dispositivos mecânicos de aplicação de
torque em próteses sobre implantes, Standlee et al. (2002), avaliaram três sistemas de torque.
No experimento, utilizaram a metodologia na qual o torque gerado pelos diferentes dispositivos
é transferido a uma máquina Instron através de um torno em miniatura. Concluíram que o
torque gerado por cada dispositivo individual tem uma variação em diferentes graus, do torque
para o qual os mesmos são programados.
Tan e Nicholls (2002), neste mesmo ano, afirmaram que uma ótima pré-carga no
parafuso de retenção de ouro é necessária para manter a estabilidade da união pilar/cilindro de
ouro; pelo que mediram a condição de pré-carga obtida no parafuso de ouro em três sistemas
de aplicação de torque. Dispositivos de torques manuais, controladores de torque eletrônico e
aplicação através de chaves de torque foram comparados. Os controladores de torque
eletrônicos produziram uma maior pré-carga que os outros dos sistemas de torque testados,
43
porém os autores sugerem uma recalibração destes dispositivos em intervalos de tempo
regulares, para assegurar um ótimo resultado.
Lang et al.(2002), examinaram a orientação do hexágono do pilar no hexágono do
implante depois do aperto do parafuso, em diferentes sistemas de pilares. Examinaram,
também, a influência do dispositivo de contratorque na configuração hexagonal do pilar/implante
após o aperto do parafuso. Cada implante foi fixado em um dispositivo e depois aplicado o
torque recomendado para cada sistema, utilizando-se um Controlador eletrônico de torque
(NobelBiocare). Os resultados mostraram um grau de rotação média menor do que 3,53º para
os quatro sistemas testados, com e sem o uso do contratorque menor. Quando o contratorque
foi utilizado, todos os sistemas tiveram uma média absoluta de rotação menor que 1,50º, depois
do aperto do parafuso do pilar. Concluíram que ocorre uma ótima estabilidade da união
parafusada e que o uso do contratorque tem pouca influência na orientação do hexágono do
pilar ao redor do hexágono do implante.
Standlee et al. (2002), avaliaram a precisão de sete dispositivos de torque eletrônicos
(Nobel Biocare modelo DEA-020) em uso clinico. Os resultados obtidos mostraram que os
dispositivos foram precisos, porém inexatos, ou seja, eles tiveram um pequeno desvio padrão,
mas o torque gerado foi diferente em relação ao torque para o qual foram programados, com
uma ampla variação do torque gerado pelos dispositivos do mesmo modelo. Os autores
acreditam que quando um torque é aplicado nos parafusos, uma maior pré-carga é gerada e a
fratura do parafuso pode ocorrer; entretanto quando um torque baixo é aplicado existe uma
maior possibilidade de afrouxamento do parafuso.
Tavarez (2003), realizou um trabalho com o objetivo de estudar as alterações na
interface implante/pilar em sistemas de conexão externa e interna através das medidas da
desadaptação, e a condição de torque e destorque dos parafusos de fixação quando
submetidos a ensaios de fadiga.
3.3. Parafusos de Pilar
Jemt et al. (1991), relataram os resultados de outro estudo de acompanhamento clínico.
Os seguintes parâmetros clínicos foram registrados: gengivite, profundidade de sondagem,
44
índice de sangramento, e mobilidade dentária. Neste período somente três implantes (2,8%)
foram perdidos. A condição gengival se apresentou saudável (82% dos pacientes) em volta das
coroas, coincidindo com a situação clínica dos dentes naturais adjacentes. Fístulas foram
encontradas em 11 restaurações (10%); em seis destas foram associadas à mobilidade dos
parafusos do pilar. A principal complicação associada a restaurações ou componentes
protéticos foi o afrouxamento dos parafusos do pilar (26%), em 21 restaurações (20%) ocorreu
afrouxamento uma vez, e em oito restaurações (7,5%) ocorreu afrouxamento dos parafusos
varias vezes. A freqüência de afrouxamento dos parafusos teve uma tendência a diminuir com a
progressão do estudo.
Lazzara (1991), publicou um trabalho enumerando as vantagens dos implantes com
hexágono externo, que segundo ele, inicialmente este hexágono foi desenhado para levar o
implante ao leito cirúrgico. As principais vantagens deste tipo de conexão são obtidas na fase
protética, onde uma conexão mais estável entre o implante e a restauração é necessária. O
mecanismo anti-rotacional desta conexão é importante para estabilizar à correta angulação dos
pilares. O pilar tipo UCLA também comentado pelo autor neste trabalho, adapta-se à conexão
hexagonal do implante, permitindo a construção de restaurações unitárias onde existam 4mm
ou menos de altura do dente antagonista à parte superior do implante; podendo ser encontrado
em plástico ou pré-fabricado em ouro, este último é recomendado por ser mais exato e preciso,
diminuindo os erros laboratoriais no encaixe ao implante. Este tipo de pilar também permite a
construção de restaurações onde é eliminada a possibilidade de emergência do parafuso de
retenção através da face vestibular. Segundo o autor, assentamento positivo do parafuso de
retenção e um encaixe preciso dos hexágonos são críticos para a estabilidade ao longo do
tempo da restauração, já que a restauração unitária é estabilizada através do hexágono coronal
do implante.
Jorneus et al. (1992), examinaram quatro tipos de pilar de conexão (três graduações do
titânio ASTM e uma liga de ouro) que receberam valores de torque entre 20 e 35 Ncm. Os
valores de torque considerados ótimos para cada modelo de pilar de conexão foram utilizados.
A estabilidade de cada articulação foi, então, avaliada nesse estudo in vitro antes e após função
simulada. Apenas o pilar de conexão fabricado com liga de ouro manteve a estabilidade da
articulação sob um torque maior que 50 Ncm. Entretanto, os autores estabeleceram que sob
cargas típicas, a maior parte dos pilares de conexão manteria a estabilidade. Os fabricantes de
45
implantes reconhecem que o afrouxamento do pilar de conexão é um problema significativo e
têm tentado solucionar essa dificuldade por meio de características inovadoras que impedem
movimentos rotacionais.
Lewis et al. (1992), reportaram os vários usos do pilar UCLA, suas vantagens e
desvantagens quando comparado com componentes convencionais. Apresentaram também os
resultados de uma avaliação clínica de quatro anos de uso do pilar UCLA. Os autores
comentaram que os processos de fundição são mais sensíveis tecnicamente, enquanto que os
componentes pré-fabricados são mais precisos. Dessa forma, uma fundição com uma pobre
adaptação, resulta em afrouxamento ou fratura do parafuso, e possibilidade de fratura ou perda
do implante, portanto uma adaptação precisa é necessária neste tipo de componente. Também
relataram os resultados de um estudo clínico de quatro anos utilizando este pilar sobre
implantes Bränemark. Explicaram que problemas envolvendo a distância interoclusal limitada,
estética, angulação, distância interproximal reduzida, foram resolvidos; sendo que para 46
pacientes tratados com 118 pilares UCLA a porcentagem de sucesso foi de 95,8%.
Para Binon et al. (1993), um encaixe impreciso entre os componentes
implante/pilar/coroa poderá influenciar no prognóstico a longo prazo da terapia reabilitadora
com implantes. As implicações clínicas decorrentes desse encaixe pobre seriam: perdas
freqüentes dos parafusos, fratura crônica do parafuso, alteração da placa bacteriana, resposta
adversa dos tecidos moles ao redor do implante e finalmente, perda da osseointegração. Por
esses motivos os autores conduziram um trabalho in vitro para avaliar a compatibilidade entre
componentes de quatro diferentes sistemas de implantes, avaliando especificamente a interface
implante/pilar de conexão.
Em um estudo multi-centro, Laney et al. (1994), relataram que após três anos de
acompanhamento, 82 pacientes dos 92 iniciais que possuíam restaurações de dentes isolados
sustentada por implante Bränemark com 100% destas restaurações sobreviveram. Em um ano
de acompanhamento seis pacientes perderam o tratamento caindo para 88 a porcentagem de
sucesso sendo então 97,2% e entre os três anos de acompanhamento este índice caiu para 82
o número de pacientes com sucesso, sendo uma taxa acumulativa de três anos num total de
97,2%. Não foram observadas alterações como gengivite, profundidade da bolsa, índice de
sangramento e mobilidade dentária ou de implantes daquelas relatadas após um ano. A
46
reabsorção óssea marginal permaneceu em um nível baixo, menos de 0.1mm anualmente
durante o segundo e terceiro ano.
Ekfeldt et al. (1994), realizaram uma avaliação clínica de restaurações unitárias
suportadas por implantes Bränemark, durante um período de 14 a 55 meses. Observaram que a
complicação protética mais comum foi o afrouxamento do parafuso do pilar, o qual ocorreu em
43% das restaurações, sendo que em 28 restaurações os parafusos afrouxaram uma vez e, em
12, duas ou mais vezes. Dois parafusos tiveram que ser trocados durante os primeiros dois
anos devido ao afrouxamento do parafuso sob coroas permanentemente cimentadas.
Concluíram que as restaurações unitárias sobre implantes oferecem uma alternativa de
tratamento promissor, com excelentes resultados biológicos, estéticos, e funcionais.
Becker e Becker (1995), apresentaram os resultados de restaurações unitárias
suportadas por implantes substituindo molares mandibulares e maxilares. Restaurações foram
realizadas e fixadas utilizando-se parafusos de ouro. Duas semanas após a inserção das
coroas, os parafusos foram reapertados. As oclusões de todas as restaurações foram
desenvolvidas minimizando contatos cêntricos e interferências laterais. O índice acumulado de
sucesso foi de 95,7% após um ano. Afrouxamento dos parafusos de retenção ocorreu em oito
implantes (38%), sendo que 14,2% afrouxaram uma vez, 9,5% duas vezes e 14,3% três vezes.
Fratura do parafuso do pilar ocorreu em um paciente, e nenhuma fratura da coroa ou implante
ocorreu. O índice de sucesso foi relacionado a diversos fatores: qualidade e quantidade óssea
adequada, maior comprimento possível exclusão dos pacientes com hábitos parafuncionais, já
que foram descritos como fator de risco relacionado à fratura do implante e perda do parafuso
de ouro devido à incidência de forças excessivas. Os autores acreditam que a alta incidência de
afrouxamento do parafuso de ouro (38%) pode ser diminuída com a utilização do pilar ceraone.
Hass et al (1995), reportaram experiências de 76 restaurações unitárias suportadas por
implantes Bränemark, colocadas em 71 pacientes (35 mulheres e 36 homens). Os implantes
foram restaurados com os pilares unitários originais (Nobelpharma AB), e com pilar ceraone.
Dois implantes (2,63%) foram removidos durante todo o período, sendo relatada uma
sobrevivência de 96,3% após 66 meses. A complicação protética mais comumente observada
foi o afrouxamento do parafuso do pilar, o qual ocorreu em 12 restaurações, e foi observada em
alguns meses após a instalação das restaurações.
47
O afrouxamento do pilar de conexão é um problema associado a restaurações de
implantes unitários. Os fabricantes de implantes têm tentado solucionar esse problema com a
introdução de características que impedem movimentos rotacionais aos seus sistemas. Dixon et
al. (1995), investigaram “in vitro” os níveis de micromovimentos e torque necessário para causar
o afrouxamento de pilares de conexão em combinações de implantes com pilares de conexão
retos e angulados de três fabricantes. Cada amostra foi submetida a movimentos recíprocos
horizontais de compressão, numa inclinação antes e após o teste, e também foi registrada e
comparada para cada sistema. Os autores sugerem que pequenas variações no torque
necessárias para causar o afrouxamento dos pilares de conexão, medidas após uma função
simulada para todos os três sistemas de implantes avaliados, não foram grandes o suficiente
para causar a perda da conexão pilar de conexão/implante e, portanto, não teriam significado
clínico.
Arber; Zarb (1996), relataram a efetividade clínica de restaurações unitárias suportadas
por implantes no sistema Bränemark. Trinta e oito pacientes com 42 implantes foram
acompanhados, por um período de um a oito anos. As restaurações foram realizadas incluindo
pilares anti-rotacionais, angulados e ceraone; com parafuso de ouro ou de titânio. Avaliações
foram realizadas após a carga em uma semana, seis e 12 meses e anualmente até o último
controle. Em cada avaliação, as coroas foram removidas, cada implante foi avaliado clínica e
radiograficamente e complicações protéticas também foram registradas. No último controle, foi
aplicado um questionário para avaliar o grau de satisfação do paciente com o tratamento,
obtendo-se 94% de aceitação. Todos os implantes permaneceram estáveis, porém
afrouxamento do parafuso da coroa ou do pilar foi a complicação protética mais comum, sendo
que isso ocorreu com mais freqüência nos parafusos de titânio do pilar. Fratura do parafuso de
titânio do pilar ocorreu em dois pacientes e em outras cinco coroas ocorreu fratura da cerâmica.
No ano seguinte Balshi et al. (1996), investigaram a sobrevivência de implantes
osseointegrados (NobelBiocare) quando conectados a pilares convencionais ou angulados,
sendo observadas as alterações perimplantar e protéticas por um período de três anos. O
sucesso das próteses foi de 96,8%, na maxila, e 100% na mandíbula, sendo que as
complicações encontradas no estudo incluíram fraturas do material oclusal em três pacientes,
fratura da infra-estrutura em outros três pacientes e, após os três anos de estudo, quatro
48
parafusos do pilar precisaram ser reapertados em 3 pacientes. As avaliações das alterações
perimplatar indicaram que os pilares angulados não necessariamente promovem alterações. Os
autores concluíram que o comportamento clínico dos pilares angulados pode ser comparado ao
dos pilares convencionais como uma modalidade previsível na reabilitação protética.
Schulte; Coffey (1997), preocupados com a fratura ou desaperto do pilar e parafuso de
retenção, realizaram um estudo onde avaliaram a habilidade de retenção de nove sistemas de
(Lificore Biomedical,CHASKA,M.N). Os parafusos dos pilares receberam 30Ncm de torque
(DTG-12; John Chatillon & Sons, Inc., Greensborc, NC), e foram soltos e reapertados em
10min, 20min e 24 horas do aperto inicial. Concluiu-se que se deve selecionar um pilar ideal e o
torque para os parafusos de 30Ncm eliminando o parafuso de retenção das próteses.
Watson (1998), em uma revisão de literatura, relatou o número de problemas causados
pelos componentes protéticos que estão no mercado e sugere algumas soluções. O desaperto
do parafuso de retenção da prótese ou pilar é a complicação mais freqüente devido à carga
mastigatória. Para evitar o contratempo de um alto torque, é recomendado um bom ajuste
oclusal e o uso de torquímetros apropriados. Outra condição necessária é uma adaptação
passiva do metal da infra-estrutura. Muitos dentistas ultrapassam o valor do torque do parafuso
de retenção de ouro, de 10 para 15Ncm, para dar maior segurança. Como são inúmeros
componentes protéticos no mercado, o autor concluiu que cada dentista tem que selecionar o
pilar mais indicado para cada.
Artzi; Dreiangel (1999), descreveram uma técnica para manter a estabilidade do
parafuso de fixação da supra-estrutura protética, baseada no travamento de uma barra
hexagonal, no hexágono da cabeça do parafuso. Para a realização da técnica, foram utilizados
os seguintes componentes: uma barra de titânio hexagonal, uma cinta de borracha, uma chave
hexagonal de 1,27mm e o parafuso de fixação. Antes do parafuso ser apertado, foi verificado se
a supra-estrutura estava passivamente estabilizada no hexágono externo do implante. A
prótese foi posicionada no implante e o parafuso apertado de acordo como torque
recomendado pelo fabricante. Os autores relataram uma avaliação de 120 restaurações
unitárias parafusadas, colocadas em 100 pacientes, sendo que 75 dessas restaurações foram
colocadas na área de primeiro e segundo pré-molar, 40 na região do incisivo e 15 na região
posterior molar. Durante avaliações, foi encontrado que todas as restaurações estavam fixas,
49
sendo que todas estavam funcionando adequadamente Nenhum afrouxamento ou fraturado
parafuso foi encontrado.
Faulkner; Wolfaardt; Chan (1999), determinaram se o Perioteste têm potencial para
detectar clinicamente o afrouxamento do parafuso do pilar nas restaurações de próteses sobre
implantes, determinando-se dessa forma a efetividade do perioteste em detectar mudanças na
rigidez da união. Os resultados mostraram que o Perioteste encontrado foi mais sensível do que
a detecção manual para avaliação do afrouxamento do parafuso do pilar; entretanto o
instrumento não foi sensível ou suficiente para indicar deterioração do afrouxamento do
parafuso antes da perda da pré-carga.
Em uma continuação do estudo retrospectivo de implantes unitários do sistema ITI
iniciado em 1999, Levine et al. (1999) apresentaram os resultados de dois anos de estudo
clínicos, comparando a sobrevivência de coroas cimentadas e parafusadas. Dos 174 implantes
unitários colocados e avaliados inicialmente, 110 pacientes com 157 implantes. Destes, quatro
implantes falharam devido a perimplantites após seis ou mais meses, e outros três implantes
falharam devido a fraturas, os mesmos colocados na área de primeiro molar mandibular após
40,3 meses, tendo-se uma sobrevivência de 95,5%. Dos 157 implantes remanescentes 76
foram restaurados com coroas cimentadas e pilares cilíndricos, e 81 foram restaurados com
coroas parafusadas com o pilar octabutment. Os problemas restaurativos com pilares cilíndricos
cônicos incluíram uma incidência de afrouxamento de 5,3%. Apenas uma coroa unida a um pilar
octabutment afrouxou após três anos; enquanto que 18 restaurações parafusadas (22,2%)
tiveram incidência de afrouxamento do parafuso de retenção.
Scholander (1999), realizou um estudo de avaliação clínica de restaurações unitárias
suportadas por implantes do sistema Bränemark. Das restaurações, 98,5% permaneceram em
função depois de cinco anos de carga. A complicação mais comum foi o afrouxamento do
parafuso, que ocorreu em dez restaurações (3,9%), sendo que o afrouxamento só ocorreu em
duas restaurações onde foram utilizados pilares ceraone. O autor acredita que esse tipo de pilar
diminui o índice de afrouxamento. Outras oito coroas tiveram que ser refeitas devido a
complicações protéticas, enquanto que as condições dos tecidos ao redor das restaurações
mostraram-se saudáveis quando comparadas aos dentes adjacentes.
50
Krennmair et al. (2002), realizaram análises clínicas de 146 implantes Frialt-2 para
substituição de elementos unitários. Todos os pacientes incluídos no estudo foram avaliados a
cada três meses no primeiro ano, e com intervalo de seis meses após o primeiro ano.
Sobrevivência dos implantes assim como incidência e complicações protéticas foram
registradas. Com os resultados obtidos nesse estudo, os autores acreditam que a baixa
percentagem de afrouxamento dos parafusos é devido à conexão hexagonal interna desse
sistema.
Em uma análise clínica de implantes ITI colocados e restaurados por periodontistas e
protesistas, Levine et al (2002), avaliaram a sobrevivência de restaurações unitárias no setor
posterior, suportadas por implantes, e compararam restaurações cimentadas e parafusadas.
Durante o período de investigação, os resultados mostraram 99,1% de sobrevivência com
98,4% na mandíbula e 100% na maxila. As complicações com as coroas cimentadas incluíram
0,3% de afrouxamento do parafuso; 0,5% das coroas tiveram que ser substituídas devido à
fratura do pilar e 0,6% recimentadas devido ao afrouxamento por dissolução do cimento; duas
coroas tiveram que ser refeitas por fratura da cerâmica. As complicações associadas às coroas
parafusadas incluíram 16,9% de afrouxamento dos parafusos de retenção das coroas.
Lee et al. (2002), investigaram o efeito da mastigação simulada sobre componentes de
implantes, utilizando análise de vibração para documentar o mecanismo básico de
afrouxamento do parafuso em um meio oral simulado. Um dispositivo pneumático cilíndrico para
a aplicação das cargas cíclicas foi fabricado para simular o movimento mastigatório. O
afrouxamento do parafuso não teve efeito no estágio de deformação elástica. Concluído-se que
o torque de aperto tem um efeito significante no afrouxamento do parafuso, sendo que este
torque deveria ser maior de 10Ncm como recomendado para os parafusos de ouro neste
sistema de hexágono externo.
Bonachela (2002), avaliou a adaptação da interface pilar/componentes protéticos,
utilizando cilindros de plásticos, fundidos em titânio e cobalto-cromo, em mono bloco e após a
realização de soldagem a laser em função dos parafusos de fixação desses cilindros, parafusos
de ouro e de fenda com aplicação de um torque de 10 Ncm. Seus resultados mostraram não
existirem diferenças estatisticamente significantes em relação à liga metálica utilizada. Na
fundição de liga de cobalto-cromo, a utilização dos parafusos de fenda e de hexágono
51
mostraram diferenças estatisticamente significantes, sendo que na fundição em mono bloco
uma melhor adaptação para os parafusos de fenda foi observada(24,13µm), quando comparada
com os parafusos hexagonais(27,93µm).
3.4. Modelagem por Elementos Finitos
Holmes, at all. (1992), por meio do uso do Método de Elementos Finitos, modelou um
implante IMZ de 4,0 x 13,0 mm e o restaurou com uma coroa de ouro, para examinar a
influência do elemento intramóvel de polioximetileno sobre a transmissão das forças verticais e
oblíquas. As concentrações de tensões no osso e nos componentes do sistema de implante,
foram muito maiores, porém inferior a uma carga vertical mista. A transmissão de tensão para o
osso ocorre principalmente na região da crista e a tensão não diminui quando o elemento
intramóvel foi modelado em polioximetileno em lugar do titânio. As concentrações de tensões
máximas ocorrem na fixação do parafuso.
Monteith (1993), utilizou-se de um programa computacional desenvolvido especialmente
para avaliar e otimizar os esforços existentes em uma prótese implanto suportada, semelhante
à prótese apresentada por Skalak (1983b).
No estudo de Sakaguchi; Borgersen (1993), para avaliar a performance biomecânica dos
componentes de restaurações para implantes osseintegrados relacionados a infra-estrutura,
especificamente a interface entre coroa e o parafuso de ouro de retenção e a interface entre a
coroa e o pilar. Isto é de grande interesse devido a prevalência de parafusos soltos e fraturados
durante a função destas coroas. Um modelo de elemento finito bi-dimensional foi usado para
esta investigação, o modelo para analise é de um implante de 3,75x10mm de titânio (fixação)
um pilar de titânio parafusado de 4mm, um cilindro de ouro 3 mm com cabeça plana e um
parafuso de ouro com uma fenda, a coroa simulava um desenho de pré-molar para a realização
da análise de contato não linear. Efetuou-se uma simulação de um torque de 10Ncm no
parafuso de fixação seguido por colocação de uma carga de 487.2N, na ponta de cúspide para
ocorrer a separação do contato entre o parafuso de ouro e pilar, a coroa e pilar. Com a
repetição dos ciclos de carga e descarga alternados resultou em separação do contato entre o
parafuso, pilar e coroa. A conclusão foi que os fracassos provavelmente possam ser resultado
da separação dos componentes devido às tensões elevadas nos parafusos.
52
Segundo Spikermann et al. (1995) a análise por elementos finitos, oferece uma maneira
de calcular a distribuição e concentração de tensão e deformações nos componentes dos
sistemas, através de uma estrutura bi ou tridimensional.
Sakaguchi; Borgersen (1995), utilizaram um método de elementos finitos para avaliar o
mecanismo de transferência de carga entre os componentes protéticos. Onde nestes
componentes pilar reto do parafuso, parafuso de fixação e implante foi avaliada a distribuição
da tensão nos parafusos depois da aplicação de um torque de 10 Ncm ao parafuso de fixação
de ouro e de 20 Ncm ao parafuso de titânio do pilar e sua possível predisposição a falha. Seus
resultados mostraram que a elongação do parafuso é obtida enquanto se permite a
recuperação elástica do parafuso para produzir uma força de ajuste nos elementos de fixação.
A pré-carga no parafuso do pilar resultou em contato na interface implante/pilar; nas primeiras
quatro roscas de parafusos do pilar e na interface parafuso de pilar/pilar. As forças mais altas
foram geradas na interface implante/pilar (120,6 N).
Holmgren et al. (1998). Verificaram que análise por elementos finitos é um método
preciso e aplicado na evolução dos sistemas de implantes dentais. Por meio da modelagem em
FEA (Análise por Elementos Finitos), um modelo parasagital foi digitalizado de uma tomografia
computadorizada comum, onde um conjunto de dados em vários dentes isolados,
osseointegrados e em modelos de implantes dentais bidimensionais foram simulados. No
entanto, o comportamento da análise teórica subtende-se que clinicamente, sempre que
possível, um ótimo implante dental deve ser usado baseado nas limitações das especificações
morfológicas da mandíbula.
Geng et al. (2001) utilizaram o método por elementos finitos no desenvolvimento e na
apresentação de vários implantes dentais, bem como, os efeitos de fatores clínicos, que são
importantes no sucesso dos implantes. Através da compreensão da teoria básica, método,
aplicações e limitações, da análise por elementos finitos, nos implantes odontológicos, a clínica
estará melhor equipada para interpretar os resultados dos estudos por análise de elementos
finitos e extrapolar esses resultados para situações clínicas.
53
Em 2001, através de revisão da literatura sobre a aplicação da análise por elementos
finitos em Implantodontia, Geng; Tan; Liu (2001) discutiram sobre os achados encontrados com
essa metodologia quanto à interface osso-implante, a conexão prótese-implante e próteses
implanto-suportadas por vários implantes. Relataram que as propriedades dos materiais
simulados influenciam a distribuição e a manutenção dos esforços no modelo de elemento finito
e, por isso, resultados de muitos estudos não podem ser generalizados para situações clínicas.
A distribuição dos esforços em próteses suportadas por vários implantes é de grande
complexidade, incluindo os seguintes fatores mecânicos: inclinação e posição dos implantes,
forma e extensão da infra-estrutura, material da prótese, comprimento do ““cantilever” ou em
balanço” ou em balanço, interface entre componentes protéticos e implantes e interface osso-
implante.
CAPÍTULO IV
ANÁLISE DE TENSÕES EM PARAFUSOS DE PILAR
Um implante dentário é uma estrutura biomecânica constituída de elementos metálicos
adaptados para receberem a estrutura dental, conforme mostrado e definido no capítulo II. O
princípio fundamental desta solução protética é a osseointegração. Para isto, o implante
propriamente dito é um parafuso de titânio com geometria adaptada para a fixação no osso.
Para ajustar esteticamente e funcionalmente a coroa dentária é necessária a utilização de
uma base metálica de titânio denominada de pilar que é adaptada ao implante. Esta
adaptação ou fixação normalmente é feita através de um parafuso, denominado de parafuso
de pilar. Neste capítulo é apresentada uma abordagem analítica para a estimativa do
gradiente de tensões em parafusos de pilar submetidos a carregamentos externos, oriundos
do processo de mastigação. A modelagem analítica proposta neste capítulo foi adaptada e
reformulada para a aplicação em implantes dentários a partir de estimativas convencionais
de tensões em parafusos estruturais (Shigley e Mischke, 1998).
4.1. Esforços nos Parafusos de Pilar
Os modelos de implantes constituem-se, normalmente, de vários tipos com tamanhos
e diâmetros variados. Em implantes dentários convencionais existe internamente um furo
roscado, permitindo uma fixação entre o intermediário (pilar) e o implante. Além disso, a
prótese é também unida ao pilar. A figura 4.1 mostra um implante dentário padrão.
Um processo de mastigação gera cargas complexas no implante e um estado
tridimensional de tensões, com valores resistentes de carga da ordem de 150 N
dependendo da posição do dente (Richter et al., 1995).
No modelo de implante padrão analisado considerou-se uma carga excêntrica e
inclinada para modelar este processo de mastigação. A figura 4.2 mostra um desenho
esquemático da distribuição dos carregamentos no implante dentário.
55
Implante
Intermediário
Parafuso que reterá
o dente
Parafuso de pilar
Figura 4.1: Modelo em corte de um implante dentário padrão. Fonte: Jimenez-López (1995)
Figura 4.2: Esquema do carregamento em um implante dentário padrão. A distância ly é
medida entre o ponto de aplicação de carga considerado e o eixo de simetria longitudinal do
implante (x). A distância lx é medida entre o topo da dentina e a base inferior da cabeça do
parafuso de pilar.
O modelo de carregamento proposto, mostrado na figura 4.2, indica uma força F
situada no plano XY inclinada de um ângulo φ. Esta carga gera tensões ao longo do
F
x
F
y
F
φ
Z
X
Y
ly
lx
56
implante devido a componente de compressão na direção X, de flexão na direção Z e da
tensão cisalhante devido a componente de compressão na direção Y.
No sistema de implante dentário inicialmente o torque de aperto no parafuso de pilar
gera uma força inicial F
i
denominada de pré-carga, responsável pela fixação da união entre
o pilar e o implante propriamente dito. A componente de carga externa na direção x (F
x
)
tende a aumentar o efeito de compressão entre o pilar/implante e diminuir o nível da pré-
carga. Paralelamente, a componente de carga na direção x também gera um efeito de flexão
no plano XY devido a distância ly e a carga Fx. Esta flexão tende a aumentar o nível da pré-
carga no parafuso na direção das fibras tracionadas e diminuir este nível na direção das
fibras sob compressão. Este mesmo efeito é observado também no pilar. De forma análoga
a componente Y gera tensões cisalhantes no plano XY e também um efeito de flexão no
plano XY. Portanto, no modelo do implante dentário analisado a tensão normal atuante no
parafuso deve levar em conta os efeitos de compressão e de flexão.
4.2. Tensão Máxima no Parafuso de Pilar
A carga de tração no parafuso pode ser estimada considerando a rigidez do material
do parafuso e da sua união, ou seja, pilar e implante. A figura 4.3 mostra o esquema do
carregamento utilizado para a estimativa da tensão máxima no parafuso de pilar.
M
Figura 4.3 - Modelo de implante dentário analisado.
Fx Fy
57
4.2.1. Estimativa da Tensão Máxima para Carga de Compressão
Nos modelos de parafusos convencionais, normalmente a fixação da união é feita
por intermédio de torque aplicado a uma porca, (Norton R. L., 1998). Nos implantes
dentários o torque é aplicado diretamente ao parafuso de pilar que é transferido aos filetes
de rosca do implante. Neste caso, a interface ou união submetida as tensões não é tão
claramente definida como naquelas uniões. Neste trabalho, será considerado como zona
afetada pelas tensões uma parte da interface relativa ao pilar (lp) e a região do implante
compreendida até os dois primeiros filetes de rosca (li). A figura 4.4 mostra
esquematicamente a convenção adotada neste trabalho para modelar a interface e definir os
comprimentos relativos aos modelos analíticos definidos. O comprimento total da união (lu)
será avaliado a partir do modelo 3D de elementos finitos.
Figura 4.4 – Convenção utilizada para modelar a interface pilar/implante. Na figura d
é o diâmetro nominal, dr o diâmetro de raiz.
Quando o implante for solicitado pela carga de compressão externa F
x
, a parcela de
carga transferida ao parafuso de pilar, será:
xip
FFF .η−= (4.1)
li
lp
lu
PILAR
IMPLANTE
d
dr
58
Onde:
η
- Coeficiente de rigidez
x
F - Carga externa
i
F - Pré-carga no parafuso
p
F - Carga resultante no parafuso
O coeficiente de rigidez (
η
) é estimado considerando o parafuso e a união como
uma associação em série de molas de rigidez K
p
e K
u
, respectivamente.
up
p
KK
K
+
=η
(4.2)
A rigidez do parafuso (K
p
) pode ser obtida da resistência dos materiais (Timoshenko,
1968) considerando-o como um modelo de uma barra de seção circular submetida a uma
carga de tração, ou seja:
l
A.E
K
p
p
= (4.3)
Onde: E = Módulo de Elasticidade do material do parafuso.
l = Comprimento do parafuso.
A
p
= Área efetiva do parafuso medida no diâmetro médio (d).
No parafuso, normalmente, considera-se uma área efetiva, como sendo:
2
e
d
4
A
π
= (4.4)
onde:
2
dd
d
r
e
+
= : diâmetro efetivo do parafuso
Para os elementos da união coroa/implante, a rigidez (K
u
) pode ser estimada de
maneira similar, ou seja,
59
u
uu
u
l
EA
K
.
= (4.5)
Onde: E
u
= módulo de elasticidade dos membros.
l
u
= comprimento útil da união
A
u
= Área útil da união.
A área útil da união é obtida através de dois modelos aproximados. No primeiro
modelo a área útil da união será aproximada por um cilindro oco, cujo diâmetro do furo é
igual ao diâmetro nominal do parafuso e o diâmetro externo igual a n vezes este diâmetro..
Em parafusos convencionais (Estruturas de Engenharia) o valor de n é igual a 3, porém,
este valor deverá ser reavaliado pois em implantes padrões o diâmetro é cerca de 2 vezes o
diâmetro nominal do parafuso de pilar. Portanto, para estimar a área útil dos membros
(pilar/implante), considera-se que a distribuição da pressão próxima à união é aproximada
por uma área cilíndrica representada na figura 4.5.
Figura 4.5: Área cilíndrica utilizada para estimar a área útil da união.
Portanto a área útil da união é dada por:
( )
1nd
4
A
22
u
−=
π
(4.6)
Substituindo a equação (4.6) em (4.5) tem-se:
nd
d
lu
60
( )
u
u
22
u
l
E1nd
4
k
−
=
π
(4.7)
O segundo modelo foi proposto por Ito et al (1977) analisando parafusos
convencionais. Eles verificaram que a região de tensões próxima a união era melhor
aproximada por uma seção cônica. A figura 4.6 mostra o modelo de distribuição de tensões
em uma área cônica.
Figura 4.6 – Distribuição de tensões em uma área cônica. Na figura (a) representa a
fixação com um parafuso convencional e (b) mostra o modelo de área cônica de tensões
considerada nesta fixação. Fonte: Shigley e Mischke (1998).
Na figura 4.6 o ângulo α varia de 25° a 30° e a rigidez da união pode ser estimada
por:
)dD)(dD)tan(.t.2(
)dD)(dD)tan(.t.2(
ln
)tan(.d.E.
K
u
u
−++
+−+
=
α
α
απ
(4.8)
Se o material da união for diferente, uma rigidez equivalente da união pode ser
estimada considerando-a como se fosse uma associação em série de molas, ou seja,
21
uuu
K
1
K
1
K
1
+=
(4.9)
61
onde,
1
11
1
u
uu
u
l
E.A
K =
(4.10)
2
22
2
u
uu
u
l
EA
K =
(4.11)
Portanto, a constante de rigidez pode ser obtida das equações anteriores, ou seja;
ppp
puu
puuupp
upp
u
uu
p
pp
p
pp
lEA
lEA
lEAlEA
lEA
l
EA
l
EA
l
EA
+
=
+
=
+
=
1
1
α (4.12)
4.3. Tensão normal no parafuso de pilar - Efeito da força axial de compressão
A parcela de força de tração no parafuso de pilar é devido a uma carga axial F
x,
dada pela eq. 4.1. Dividindo esta equação pela área efetiva do parafuso obtém-se a tensão
normal devido ao efeito de compressão no parafuso, ou seja:
P
x
P
ix
pa
A
F
.
A
F
s η−= (4.13)
Onde:
x
pa
σ
:
Tensão normal no parafuso
F
x
: Força axial de compressão (carga externa)
A
p
: Área efetiva no parafuso (Medida no diâmetro médio)
F
i
: Pré-carga no parafuso
A pré-carga no parafuso pode ser obtida de sua resistência ou tensão de prova
(Parcela da tensão de escoamento do material) que é obtida de ensaios nos parafusos e
depende da geometria do parafuso e de seu material. Na ausência de valores específicos
pode-se considerar a resistência de prova como sendo aproximadamente 90% do limite de
escoamento (S
y
) do material do parafuso, Shigley (1998). A pré-carga no parafuso pode
então ser estimada como sendo:
62
pri
FF 9,0≅ (4.14)
Sendo que:
prprpr
p
pr
pr
A.F
A
F
σσ =⇒= (4.15)
Onde:
F
pr
: Força de prova
σ
pr
: Resistência de prova.
4.4. Tensão normal nos parafusos devido ao efeito de flexão
O efeito de flexão nos parafusos dos implantes é devido às forças laterais oriundas
do efeito de mastigação posicionados a uma certa distância do implante. Este efeito de
flexão é modelado considerando o esquema mostrado nas figuras 4.2 e 4.3. Da resistência
dos materiais sabe-se que:
I
yM
fx
M
.
=σ (4.16)
Onde:
M
f
: Momento Fletor Máximo
y
:
d/2
64
4
d
I
π
=
Logo,
3
f
x
M
p.d
M32
s = sendo
xyyxf
l F - l FM = (4.17)
4.5. Tensão normal resultante nos parafusos de pilar
A aplicação do torque de aperto no parafuso pilar fornece uma tensão de tração no
parafuso que deve ser suficiente para resistir às tensões normais impostas pela
compressão, flexão e cisalhamento do implante. Como foi mostrado, nos implantes existem
63
tensões combinadas, ou seja, tensões normais e cisalhantes devido as cargas de tração,
flexão e cisalhamento aplicadas ao parafuso (O efeito da tensão cisalhante nos filetes do
parafuso foi desprezado neste trabalho). Neste caso, a forma mais coerente de
especificação do parafuso seria a utilização de um critério de falha (Timoshenko, 1976).
Neste trabalho serão avaliadas apenas as tensões normais oriunda do efeito de tração e
compressão, ou seja:
x
M
x
a
x
sss += (4.19)
4.6. Estimativa do torque de aperto no parafuso de pilar
O torque aplicado ao parafuso possui duas finalidades. Cerca de 90% dele será
usado para vencer o atrito entre os filetes do parafuso e os 10% restantes serão utilizados
para produzir uma tração no parafuso. Sabe-se que um pré-carregamento elevado é
desejável em uniões importantes. Portanto, deve-se assegurar que o pré-carregamento ideal
se processe por ocasião da união entre o pilar e o implante. No entanto, no caso dos
implantes dentários o torque aplicado no parafuso de pilar é cerca de 20 Ncm, uma vez que,
deve-se preservar o efeito da osseointegração do implante com o osso. A união entre
implante/pilar, provavelmente, não será a ideal, uma vez que, uma maior fixação do
parafuso exige um torque um pouco superior a 20 Ncm. Neste trabalho, esta avaliação será
feita no modelo numérico de elementos finitos.
O alongamento (δ
l
) de um parafuso sujeito a uma pré-carga inicial F
i
pode ser obtido
da resistência dos materiais (Norton, 1998) através da seguinte expressão:
pp
i
l
.EA
.lF
d = (4.20)
Portanto, o torque deve ser aplicado no parafuso até produzir um certo alongamento
que seja inferior ao alongamento relativo ao limite de escoamento. Neste caso, assegura-se
que o pré-carregamento desejado seja atingido. O alongamento do parafuso não pode ser
medido, pois a extremidade roscada fica em um furo cego, como no caso de implantes
dentários.
Embora o coeficiente de atrito entre o material do parafuso pilar com o implante seja
variável, pode-se estimar o torque necessário para produzir um dado pré-carregamento,
considerando os filetes da rosca triangular como um perfil trapezoidal (Shigley e Mischke,
64
1998). Considerando o efeito do torque em um parafuso de potência, o torque no parafuso
pilar pode ser aproximado por:
−
+
=
?µ l p d
? p dl dF
?
m
mmi
p
sec
sec
2
(4.21)
onde:
p
T : Torque no parafuso
F
i
: Pré-carga no parafuso
d
m
: Diâmetro médio ou efetivo do parafuso
θ : Ângulo da rosca
µ : Coeficiente de atrito nos filetes da rosca
l : Avanço
Na equação (4.20) o avanço é igual ao passo, uma vez que, em geral, estes
parafusos são de uma entrada. O ângulo de hélice (β) é dado por:
m
d
l
tgß
π
= (4.22)
Das equações (4.20), (4.21) e (4.22), tem-se que:
−
+
=
θ
θ
sectgß µ1
secµtgß
2
dF
?
mi
p
(4.23)
Os coeficientes de atrito de parafusos normalmente utilizados são da ordem de 0,12
a 0,20, dependendo do acabamento e da precisão da rosca. Para parafusos de pilar estes
valores podem ser utilizados, sendo que. No entanto, uma avaliação mais crítica deve ser
feita se uma maior precisão for requerida. Através da equação (4.20) ou (4.21) pode-se
estimar o torque de aperto no parafuso de pilar, necessário para um pré-carregamento F
i
,
quando se conhecem as características geométricas do parafuso.
CAPÍTULO V
ANÁLISE NUMÉRICA DE UM IMPLANTE DENTÁRIO
A análise por elementos finitos tem sido bastante usada para prever o desempenho
biomecânico de implantes dentários, avaliando, principalmente, os gradientes de tensão e
deformação nos elementos. Cargas verticais e transversais provenientes da mastigação
induzem forças axiais, momentos de flexão e resultam em tensões no implante bem como no
osso. O sucesso ou o fracasso do implante está relacionado com a forma com que as tensões
são transferidas para o osso. Estas cargas dependem do tipo de carregamento, da interface
osso-implante, do comprimento e do diâmetro do implante, da forma e característica da
superfície do implante, do tipo da prótese e da quantidade e qualidade do osso circundante.
Para problemas envolvendo geometrias complexas, é muito difícil encontrar uma
solução analítica. Contudo o uso de métodos numéricos como a análise por elementos finitos
pode ser usada para obter essa solução. O Método dos Elementos Finitos foi desenvolvido no
início dos anos 60, para resolver problemas estruturais de várias áreas. Weinstein et al. (1976)
foram os primeiros a utilizar o Método de Elementos Finitos em implantes odontológicos. O
método pode ser utilizado para simular o comportamento estrutural de implantes dentários e
sua resposta em relação as forças aplicadas aos mesmos.
A estrutura dos implantes osseointegrados é composta de uma prótese implantada ou
seja, um pilar parafusado ao implante e a prótese parafusada ao pilar, onde esses componentes
mecânicos parafusados entre si, quando submetidos a tensões cíclicas podem sofrer um
processo de fadiga com possibilidade de falha, comprometendo a longevidade da prótese. Por
isso, a resistência dos parafusos de pilar passa a ser fundamental, pois danos mecânicos como
fratura e/ou desaperto de parafusos tem sido relatados por vários estudiosos da área. Neste
66
importante sistema biomecânico, o parafuso de pilar tem papel significativo ao sustentar o
dispositivo que possibilitará a conexão do dente.
Discute-se então possíveis problemas relacionados à modelagem numérica de
implantes dentários e faz-se algumas simplificações e suposições a fim de facilitar a solução do
problema.
Dessa forma, o sucesso da fase de pré-processamento, depende de informações
técnicas reais disponíveis, a serem introduzidas na análise ou observadas na solução através
do Método de Elementos Finitos.
5.1. Características do Modelo Numérico
O método de Elementos Finitos é um procedimento de análise numérica no qual a
geometria ou o domínio do problema é dividido em vários sub-domínios menores e mais
simples, chamados de elementos, nos quais as variáveis encontradas, podem ser avaliadas
com o uso de funções de interpolação.
Estes elementos são interconectados em pontos discretos denominados nós. O conjunto
de elementos, resultado da sub-divisão da estrutura analisada é denominado de malha que, na
realidade, representa o domínio matemático discretizado, isto é, a região do espaço ou o
intervalo discretizado, no qual se representa o problema físico.
Cada elemento possui um conjunto de equações governantes para as quais assume-se
uma solução geral, sendo que a solução global aproximada para o problema original é
analisada de acordo com princípios variacionais. Forças e deslocamentos são transferidos
diretamente aos pontos nodais. Em outras palavras, a análise por elementos finitos é um
método pelo qual, ao invés de se buscar uma solução para um domínio inteiro, obtém-se uma
solução para cada elemento finito, combinando-os posteriormente para obter uma solução
global.
A precisão dos resultados obtidos é função de diversos fatores associados às possíveis
fontes de erro pertinentes ao processo de simulação em suas várias etapas: escolha do tipo de
elemento a ser utilizado, discretização adotada, aplicação de condições de contorno e
resolução do sistema de equações do problema.
67
As principais simplificações a serem feitas no modelo visando avaliar o problema e
facilitar a solução são:
• Geometria do osso e do implante a ser modelado;
• Definição adequada das propriedades dos materiais;
• Definição apropriada das condições de contorno;
• Modelagem adequada da interface entre osso e implante.
O primeiro passo na modelagem por elementos finitos é representar a geometria do
problema analisado. Em modelos bidimensionais simplificados de elementos finitos, o osso
pode ser modelado como uma configuração retangular considerando o implante fixado e em
alguns modelos tridimensionais de elementos finitos pode-se considerar a mandíbula como um
arco arco de seção transversal retangular. Recentemente, com o desenvolvimento de técnicas
de processamento de imagem digital, métodos mais eficientes estão disponíveis para o
desenvolvimento de modelos mais precisos. Estes métodos utilizam softwares especializados
na manipulação e transformação de dados de imagem de Tomografia Computadorizada (CT) ou
imagens de Ressonância Magnética (MRI) para modelos geométricos, possíveis de serem
analisados através do método dos Elementos Finitos.
As propriedades dos materiais influenciam o campo de tensão e deformação da
estrutura. Geralmente, os modelos de elementos finitos são classificados como isotrópicos,
porém, é possível a consideração de modelos ortotrópicos ou anisotrópicos.
Em um material isotrópico, as propriedades são as mesmas em todas as direções, neste
caso, apenas duas constantes de materiais são independentes (E, ν). Um material anisotrópico
tem propriedades diferentes ao longo de direções diferentes.
Na maioria dos estudos numéricos sobre implantes dentários, consideram-se modelos
isotrópicos aproximando o osso trabecular a um padrão sólido dentro da casca do osso cortical
interno. Modelos mais realísticos devem considerar a propriedade anisotrópica do osso.
A maioria dos modelos osso-implante por elementos finitos considera que a estrutura
possui uma osseointegração perfeita, significando que o osso cortical e trabecular estão
vinculados ao implante, o que não acontece exatamente dessa forma em situações clínicas.
Geralmente, o ideal é utilizar elementos de contato entre as interfaces dos volumes.
Neste caso, a transferência de forças e deslocamentos pode ser modelada de forma mais
68
realista. O atrito entre as superfícies de contato é modelado utilizando algoritmos de contato,
onde os coeficientes de atrito podem ser determinados por experimentação.
5.2. Fontes de erro
Algumas verificações sobre o procedimento numérico adotado devem ser feitas antes
que uma solução numérica aproximada possa ser aceita como satisfatória. Uma dessas
verificações é a da convergência dos resultados. Deve-se levar em conta se a densidade da
malha adotada garante um determinado nível de exatidão.
Deve-se ressaltar que a primeira fonte de erro é denominada de erro de discretização.
Este erro é depende do domínio que é aproximado através de um número finito de elementos
de geometria fixa. A magnitude deste erro depende da densidade da malha adotada e do tipo
de elemento empregado. Quanto mais grosseira a malha considerada maior o erro de
aproximação da geometria quando comparado ao modelo com uma malha mais refinada. Uma
forma de diminuir o erro de discretização é utilizar elementos que aproximem melhor o formato
da geometria.
Os métodos mais utilizados na melhoria dos resultados são: o método-h, onde o
domínio é refinado aumentando-se o número de elementos na malha (elementos do mesmo
tipo, mas com dimensões, h, menores); o método-p, no qual são empregados outros tipos de
elementos com polinômios de interpolação de ordem, p, mais elevada ( a densidade de malha é
mantida); o método que combina os métodos h e p; o método-r, no qual as localizações dos
pontos nodais são otimizados na malha, e o método que combina h e r. Os métodos h, p e o
combinado h-p aumentam o número de graus de liberdade do sistema, enquanto que, no
método r, o número de graus de liberdade é mantido constante. Segundo Cheng (1993), o
método-r, apresenta algumas limitações, como por exemplo, uma distorção do elemento,
complexidade geométrica. Estas limitações estão relacionadas com o número fixo de graus de
liberdade do modelo. A não ser que a análise comece com um número suficiente de elementos,
as interações de refinamento poderão apenas melhorar a solução, mas o resultado (já
considerado convergente) não será necessariamente o correto.
Deve-se observar que uma discretização que conduza a resultados satisfatórios deve
ser suficientemente densa para assegurar a exatidão desejada. Contudo, uma discretização
desnecessariamente densa torna os cálculos mais lentos, exigindo maior esforço
69
computacional. Infelizmente, a escolha da densidade de malha, não é obvia e não obedece a
critérios fixos, sendo o julgamento do analista o critério mais importante.
A segunda fonte de erro é devida ao uso de elementos cuja formulação não descreve as
características do fenômeno a ser analisado. Erros de formulação, ou de truncamento, são
encontrados, por exemplo, quando um elemento cuja formulação foi desenvolvida assumindo
variação linear dos deslocamentos nodais sobre o domínio, é empregado para um problema
onde os deslocamentos variam quadraticamente. Este tipo de erro é minimizado, quando se
emprega uma boa técnica de modelagem, com a escolha correta do tipo de elemento e um
refinamento adequado da malha.
A terceira fonte de erro está relacionada com a precisão dos cálculos computacionais e
com os procedimentos de integração numérica. Os erros numéricos são função do número de
casas decimais a serem utilizadas nos cálculos e do número de equações a serem resolvidas.
Geralmente, o erro numérico é desprezível se comparado ao erro de formulação.
Pode-se concluir, portanto, que a escolha de um elemento adequado para a modelagem
do problema, é um dos fatores mais relevantes na minimização dos erros. De maneira
generalizada, pode-se classificar os elementos em duas categorias: estruturais e contínuos. Na
formulação de elementos estruturais (elementos de treliça, de viga, de membrana, e casca)
assumem-se as mesmas considerações usadas em suas respectivas teorias. Elementos
contínuos (sólidos bi e tridimensionais) possuem formulação baseada na teoria da elasticidade,
que fornece as equações governantes para as deformações e tensões de um meio contínuo
elástico linear submetido à carregamentos externos (Knight, 1993).
5.3. Validação do modelo
Ao usar um procedimento numérico, deve-se ter em mente a questão da confiabilidade
dos resultados. Uma das maneiras de se verificar esta exatidão é a comparação com resultados
tidos como exatos provenientes de soluções analíticas. Contudo, geralmente, não se dispõe da
solução exata quando se adota um procedimento numérico.
Outra forma de se verificar a precisão da aproximação numérica é a comparação com
resultados experimentais, que também, em determinadas situações, não correspondem as
situações reais de serviço, devido às dificuldades inerentes das técnicas experimentais.
Portanto, o sucesso de uma simulação numérica requer a validação do modelo com
métodos experimentais, ou analíticos, ou mesmo outros métodos numéricos aceitos. Pode-se,
então, ter-se dois tipos de validação: a validação numérica, que é caracterizada pela
70
comparação dos resultados numéricos com resultados analíticos (na hipótese de sua
existência), ou com outros resultados numéricos; e a validação física, a qual consiste na
comparação dos resultados numéricos com resultados experimentais.
O problema de estimar a precisão de resultados obtidos para uma determinada
discretização talvez seja a parte mais difícil da análise, particularmente se ocorrerem gradientes
de tensão elevados, se os elementos do modelo sofrerem alguma distorção, ou quando da
análise de efeitos localizados. A definição de uma discretização adequada requer experiência
na utilização do método e conhecimento do comportamento da estrutura analisada.
5.4. Falhas do parafuso de pilar
O desaperto no parafuso é um problema que afeta freqüentemente implantes dentários e
prótese implanto-suportadas. Quando um parafuso é fixado em uma prótese fixa, uma força
elástica (pré-carga) é aplicada na base do parafuso.
Essa pré-carga age na base do parafuso, desde a cabeça do parafuso até os filetes do
parafuso. A pré-carga deve ser a maior possível, pois cria uma força de aperto entre o pilar e o
implante. Quanto maior o alongamento, melhor a estabilidade do parafuso, sendo importante no
projeto do parafuso. Diversos autores têm chamado a atenção para o fato de que cargas
cíclicas resultam em separação de componentes encontrados nos afrouxamentos e falhas do
parafuso.
Sobrecargas no implante representam com certeza um desconforto e insegurança ao
paciente, além de poder ocasionar a perda da prótese e até mesmo do implante. Um dos
elementos mais importantes do implante é o parafuso de pilar, que prende o pilar propriamente
dito ao implante intra-ósseo e recebe sobre si a prótese, exposta ao meio bucal e as fortes
cargas mastigatórias.
O outro mecanismo para o desaperto do parafuso está relacionado ao fato de que
nenhuma superfície é completamente lisa. Por causa das imperfeições dos componentes,
quando a interface do parafuso é submetida a cargas externas, ocorre micro movimentos entre
as superfícies. O desgaste da área de contato pode provocar esses movimentos, assim
trazendo assim as duas superfícies mais próximas uma da outra, causando uma diminuição na
pré-carga do parafuso.
Com a distorção da prótese, uma pré-carga extrema pode ser sobreposta nas
articulações do parafuso gerando uma falha que pode gerar forças axiais adicionais e
71
momentos fletores nas articulações do parafuso e aumentar a probabilidade de falha do
componente protético.
O mecanismo de transferência de carga entre componentes protéticos surge da
aplicação de torque até o parafuso pilar e parafuso de ouro. Sakaguchi et al. (1995)
desenvolveram um modelo de análise por elementos finitos bidimensionais para analisar
implantes Branemark. Eles descobriram que as forças de tração máxima no parafuso depois da
pré-carga devem ser menores do que 55 % da tensão admitida.
Cheng (1993) usou análise por elementos finitos para prever que, para uma força de
pré-carga da ordem de 230N na base do parafuso de ouro. A falha no parafuso de retenção de
ouro, era esperada para uma carga de tração de aproximadamente 400N aplicada ao cilindro de
ouro. Isso afeta a estabilidade global da conexão da prótese de implante e eventualmente
conduz a uma falha dos componentes. Por causa da aplicação da pré-carga no parafuso de
retenção, reduz-se a força de aperto até a interface do pilar com o implante. A recomendação
dos fabricantes atualmente para os sistemas Branemark é que seja usado um torque de aperto
de 20 N cm para parafusos de pilar de titânio e de 10 N cm para parafusos de retenção de ouro.
A adição do uso de arruelas para sistemas articulados de parafusos de implantes dentários,
pode oferecer uma solução muito simples para o problema pertinente ao desaperto do parafuso.
CAPÍTULO VI
RESULTADOS
Este capítulo apresenta os resultados para um modelo padrão de um implante dentário
nacional. As dimensões do modelo analisado foram fornecidas pela Empresa Conexão
Sistemas de Prótese Ltda. Os valores da tensão normal e cisalhante máximas calculados
analiticamente serão comparados com os resultados obtidos pelo modelo 3D de elementos
finitos. Os modelos analíticos de rigidez para o parafuso e para a interface pilar/implante
também serão avaliados numericamente. Com isso, os resultados do modelo 3D de
elementos finitos serão utilizados para ajustar o modelo analítico e avaliar as capacidades
máximas, desaperto e estimativas de torque para o parafuso de pilar.
6.1 Modelo analítico – Tensão normal devido a carga axial
Os modelos de implantes constituem-se, normalmente de vários tipos com tamanhos
e diâmetros variados. Neste estudo, será avaliado um implante, de acordo com o modelo e
dimensões descritas na figura (6.1).
Um implante dentário pode estar sujeito a várias condições de carga externa devido
ao efeito da mastigação.
No implante avaliado neste estudo, utilizou-se os seguintes materiais:
- Liga de Titânio – pilar e parafuso.
- Titânio puro – implante.
- Dentina – coroa.
Conforme visto, a fixação do implante é feita diretamente no osso, sendo que o
parafuso de pilar é fixado diretamente no implante. Esta fixação comprime a interface
pilar/implante. Neste sistema biomecânico, na união, o parafuso primeiramente é apertado
para produzir uma força inicial Fi (pré-carga). As forças externas são definidas pelas forças
73
de compressão Fx, pelo momento Fletor M e a força de cisalhamento Fy, mostrados nas
figuras 4.2 e 4.3. A pré-carga inicial, tende a gerar uma compressão entre o pilar e o
implante, aumentando o atrito, visando a fixação adequada das peças. A carga externa axial
de compressão (Fx) tende a aumentar o efeito de compressão entre a pilar e o implante.
Portanto, a tensão normal atuante no parafuso deve levar em conta os efeitos de
compressão e de flexão.
Figura 6.1 -
Dimensões do modelo de implante mostrando o pilar, o implante e o
parafuso de pilar
.
A carga de tração no parafuso pode ser estimada considerando a rigidez do material
do parafuso e da união, ou seja, pilar e implante. Quando o implante for solicitado por uma
carga de compressão externa Fx, a parcela de carga destinada ao parafuso (Shigley, 1998)
é dada pela equação 4.1. No modelo analítico é necessário a estimativa de uma área da
união para avaliar a rigidez, para isto serão utilizados dois modelos para obter uma área
aproximada. No primeiro modelo aproxima-se a união como uma área cilíndrica com
diâmetro interno igual ao diâmetro nominal do parafuso e o diâmetro externo igual a 3 vezes
o diâmetro do parafuso.
Através da relação da parcela de carga de compressão no parafuso (eq. 4.1) e a
área efetiva do parafuso, obtém-se a tensão normal no parafuso, sendo que a pré-carga no
parafuso pode ser obtida de sua resistência de prova. A aplicação do torque de aperto do
Implante
Parafuso de
pilar
Pilar
74
parafuso de pilar fornece uma tensão de tração no parafuso que deve ser suficiente para
resistir às tensões normais impostas pela compressão e pela flexão do implante.
O torque aplicado ao parafuso possui duas finalidades, ou seja, cerca de 90%
(noventa por cento) dele será usado para vencer o atrito entre os filetes do parafuso e os
10% (dez por cento) restantes serão utilizados para produzir tração no parafuso. De acordo
com a literatura adotada para avaliar este modelo de implante, o torque de aperto do
implante é da ordem de aproximadamente 40 Ncm e no parafuso de pilar, o torque de aperto
é aproximadamente 20 Ncm.
O parafuso de pilar, devido ao torque aplicado, fica sujeito a uma força de tração
(pré-carga) e a uma tensão de cisalhamento originado pelo atrito entre os filetes de rosca e
o implante. Estes efeitos são aumentados devido ao torque aplicado ao parafuso de fixação
da coroa que recebe a prótese. No modelo proposto, serão considerados apenas
carregamentos estáticos axiais.
Para a estimativa dos níveis de tensões no modelo analítico foram considerados os
seguintes valores para as propriedades mecânicas dos materiais utilizados na análise
(Giacaglia G. E. O., 2000):
− Limite de escoamento do Titânio: Mpa 2,551S
y
=
− Tensão de ruptura do Titânio: Mpa 654S
ut
=
− Modulo de elasticidade do Titânio:
Gpa
4
.
105
E
≅
− Limite de escoamento da liga de titânio Ti6Al4V: Mpa 882S
y
=
− Tensão de ruptura da liga de titânio Ti6Al4V : Mpa 950S
ut
=
− Modulo de elasticidade da liga de titânio Ti6Al4V :
Gpa
7
.
113
E
≅
− Modulo de elasticidade do osso:
Gpa
E
10
≅
O implante é uma estrutura onde as fixações, teoricamente, não deveriam “soltar”.
Portanto, o ideal seria apertar o parafuso de pilar até próximo ou mesmo um pouco acima do
limite de escoamento teórico. No entanto, não é possível aplicar torques desta ordem devido
a possibilidade de comprometimento da osseointegração. A literatura indica níveis de torque
para o parafuso pilar variando de 50 Ncm a 100 Ncm. Como normalmente, aplica-se torques
na faixa de 20 Ncm, geralmente, devido aos carregamentos externos, ocorre o desaperto do
parafuso de pilar. Na prática também existe a possibilidade da união não estar alinhada
comprometendo a fixação do parafuso de pilar. Isto pode também auxiliar no desaperto do
parafuso. Normalmente, nos implantes dentários também não se exige uma fixação
75
definitiva, por causa de uma eventual manutenção ou troca da prótese, limpeza, etc. E
também numa eventualidade de substituição do parafuso e evitar a danificação dos filetes
internos do implante.
Em contrapartida, quanto menor o nível de torque maior a possibilidade de desaperto
do parafuso, maior a folga entre o pilar e o implante podendo promover a entrada de
bactérias.
6.1.1 Rigidez do parafuso de pilar
A figura 6.2 mostra um desenho esquemático do parafuso de pilar utilizado no
modelo analítico, com as dimensões padrões utilizadas no modelo tridimensional dos
elementos finitos.
Figura 6.2 : Dimensões do parafuso do pilar. Cotas em mm.
A figura 4.3 mostra a representação esquemática das forças externas atuantes no
implante dentário e a figura 4.5 mostra a convenção adotada para estimar a interface
pilar/implante a ser utilizada nos modelos analíticos. Considerando a carga axial F
x
a parcela
de força que é transmitida ao parafuso de pilar é estimada a partir da rigidez do parafuso e
da união pilar/implante utilizando a equação 4.2. Para calcular a rigidez do parafuso,
considera-se a parte roscada e a parte não roscada modelando-os como uma associação
em série de molas. Logo, a rigidez do parafuso (k
p
) é dada por:
2.958
0.986
1.32
2.742
0.933
2.708
1.062
1.839
76
pnrprp
K
1
K
1
K
1
+=
(6.1)
Onde, (K
pr
) é a rigidez da parte roscada e (K
nr
) é a rigidez da parte não roscada. Para
a parte não roscada tem-se que:
l
pr
= 0,933 mm
E
p
= 113.685 Mpa
d
r
= 1,32 mm
2
2
pnr
mm36851
4
321
A ,
,.
==
π
(6.2)
Portanto, a rigidez da parte não roscada do parafuso pode ser estimada como,
mmN
x
/ 2,750.166
933,0
685.1133685,1
l
.EA
K
pnr
ppnr
pnr
===
(6.3)
O diâmetro médio do parafuso será,
mm57951
2
321
2
1,839
(321
2
d
-
2
d
(dd
r
rm
,)
,
,) =−+=+=
(6.4)
Neste caso, a área de prova ou área média é de,
2
2
2
m
pr
mm9591
4
57951
4
.d
A ,
,.
===
π
π
(6.5)
Para a parte roscada tem-se que:
l
pr
= 0,986 mm
E
p
= 113.685 Mpa
O comprimento da parte roscada foi obtida do modelo 3D de elementos finitos
considerando apenas dois filetes de rosca. Com isso, a rigidez da parte roscada do parafuso
estimada será,
77
mmN 1871225
9860
685113x9591
l
.EA
K
pr
ppr
pr
/,.
,
.,
===
(6.6)
Finalmente, a rigidez do parafuso será:
mmN792995K
166.750,2
1
225.871,1
1
K
1
p
p
/,.≅→+=
(6.7)
6.1.2 - Rigidez da união pilar/implante
Caso 1 : Modelo com Área Cilíndrica
Neste caso, a interface da união pilar/implante é modelada como uma área cilíndrica
como mostrado na figura 4.4. De acordo com a formulação apresentada no capítulo IV, a
rigidez da união será considerada como uma associação em série entre o material do
implante e do pilar, uma vez que, as propriedades destes materiais são diferentes. Neste
modelo será considerado, inicialmente, n igual 1,5 devido as dimensões do pilar e do
implante. Este valor será avaliado no modelo de elementos finitos. Os comprimentos
relativos do cilindro de pressão são adotados do modelo 3D de elementos finitos e seguem
a convenção mostrada na figura 4.5. Com isso, considerando os dados, tem-se que:
mmli
mmlp
mmd
769,0
933,0
839,1
=
=
=
Onde l
up
é o comprimento equivalente do cilindro de pressão para o pilar e l
ui
é o
comprimento equivalente do cilindro de pressão para o implante. Portanto, a área da união
modelada será,
[
]
[
]
2
2222
u
mm323
4
8391(2,7585)
4
d(1,5.d)
A ,
),(..
≅
−
=
−
=
ππ
(6.8)
A rigidez da união relativa ao implante e ao pilar serão,
78
mmN3404538
9330
685113x323
K
up
/,
,
.,
≅=
(6.9)
mmN3455116
7690
417105x323
K
ui
/,
,
.,
≅=
(6.10)
Sendo assim, a rigidez da união considerando o modelo com área cilíndrica será:
mmN7214169K
455116,3
1
3404538
1
K
1
u
u
/,
,
≅→+=
(6.11)
Caso 2 : Modelo com Área Cônica
A figura 6.3 ilustra esquematicamente a geometria da distribuição de tensão no pilar
e implante considerando um modelo cônico com um ângulo de abertura central α. Quando o
carregamento é limitado à face da arruela circular, o ângulo do vértice é considerado na
faixa entre 25° ≤ α ≤ 33°. Neste modelo considerou-se D ≅ 1,5 d e α ≅ 30°.
Figura 6.3 – Esquema da interface pilar/implante e os cones de rigidez estimados.
Considerando:
1
PILAR
D
2
h= t
1
t
2
IMPLANTE
d
dw
79
+
+
=
2
2
2
d
h
t
h
l
dt
dt
≥
<
2
2
(6.12)
Onde,
h – altura do pilar implante.
t
1
– espessura de aperto no pilar implante.
t
2
– comprimento efetivo do implante.
d – diâmetro nominal do parafuso (pescoço do parafuso).
A rigidez da união é dada pela equação 4.8. Os elementos considerados na área cônica
são:
)tan(. αldwD
1
+=
(
6.13)
d272dwD
2
.,== (Valor mínimo adotado em função da geometria do pilar)
Através da análise do modelo de elementos finitos considerou-se,
mmt 89,3
2
≅
mmd 32,1
≅
mmth 7,0
1
≅=
mm
d
hl 36,1
2
≅+=
mmxDdw 99,232,127,2
2
≅==
mmD
D
775,3
)30tan(.36,199,2
1
1
≅
+=
o
No modelo de rigidez cônica a união será estimada considerando-a composta por 03
cones de rigidez. O primeiro cone agindo no pilar, conforme mostrado na figura 6.4.
Portanto, a rigidez da união considerando o primeiro cone de tensão será,
80
mm
N
6,1248430
)32,199,2)(32,199,2)30tan(68,02(
)32,199,2)(32,199,2)30tan(68,02(
ln
)30tan(32,1685.113
1
=
−++∗∗
+−+∗∗
∗∗∗
=
o
o
o
π
u
K (6.14)
O segundo cone também agindo no pilar é mostrado esquematicamente na figura
6.5.
Figura 6.4 – Primeiro cone de rigidez agindo no pilar.
Figura 6.5 – Esquema do segundo cone de rigidez agindo no pilar.
Das figuras 6.4 e 6.5, tem-se,
mm
l
tt 02,0
2
36,1
7,0
2
1
*
=−=−=
(6.15)
mmtDD 752,3)30tan(*02,0*2775,3)tan(**2
*
1
*
=−=−=
o
α
(6.16)
De forma análoga, a rigidez para o segundo cone de tensão será,
D
*
D1
*
t
D1
2,99
68.0
2
=
l
81
)32,1752,3)(32,1752,3)30tan(02,02(
)32,1752,3)(32,1752,3)30tan(.02,02(
ln
)30tan(32,1685.113
2
−++∗∗
+−+∗
∗∗∗
=
o
o
o
π
u
K
=
mm
N
255671275,
(6.17)
O terceiro cone de rigidez age no implante sendo análogo ao da figura 6.5 com o
lado menor sendo de 1,98 mm e a altura sendo de 0,66 mm, ou seja,
mm
h
l
t
66
,
0
7
,
0
36
,
1
'
=
−
=
−
=
(6.18)
Logo, a rigidez será,
mm
N
K
u
7,1184486
)32,199,2)(32,199,2)30tan(66,02(
)32,199,2)(32,199,2)30tan(.66,02(
ln
)30tan(32,1417.105
3
=
−++∗∗
+−+∗
∗∗∗
=
o
o
o
π
(6.19)
Modelando a rigidez da união como uma associação em série dos três cones de
rigidez mostrados anteriormente, tem-se:
321
1111
uuuu
KKKK
++=
(6.20)
Portanto, das eqs. 6.14, 6.17 e 6.19, tem-se:
mm
N
K
K
u
u
9,601244
7,1184486
1
2,55671275
1
8,1248430
11
≅→++=
(6.21)
Observa-se das eqs. (6.11) e (6.21) que a diferença entre a rigidez da união
estimada para os dois casos foi da ordem de 2%. Estes valores deverão ser reavaliados no
modelo 3D de elementos finitos.
6.1.3 – Estimativa da pré-carga no parafuso de pilar
A força atuante no parafuso de pilar é influenciada pelo nível de pré-carga imposto
pelo torque aplicado, segundo a equação 4.1. Em parafusos convencionais de estruturas, a
82
pré-carga é estimada em cerca de 75% da carga de prova, que por sua vez, é obtida a partir
da tensão de prova de acordo com as seguintes equações,
ypr
σσ .9,0≅
pryprprprpr
pr
pr
pr
AFAF
A
F
..9,0. σσσ =⇒=⇒= (6.22)
Onde σ
y
é o limite de escoamento do material.
Supondo esta aproximação aplicada ao parafuso de pilar em estudo e considerando
o limite de escoamento de 882 Mpa para a liga de titânio Ti 6Al 4V, tem-se que:
NF
pr
05,555.1954,1*882*9,0 ==
NF
i
116605,555.1*75,0 ≅≅ (6.23)
No parafuso de pilar devido as particularidades do aperto (20 N cm), a pré-carga no
parafuso será bem menor. Ou seja, a consideração de 75% da carga de prova para a pré-
carga não deverá ser utilizada em parafusos de pilar. Portanto, deve-se estimar um valor
mais apropriado para a pré-carga. Isto pode ser feito através da utilização da expressão
analítica para o torque, ou seja:
−
+
=
)sec(*.*
)sec(**
*
2
*
θµπ
θπ
ld
dld
FT
m
mm
i
(6.24)
Onde:
θ - ângulo da rosca.
F
i
– Pré-carga.
d
m
– diâmetro efetivo.
µ - coeficiente de atrito.
l – avanço ou passo do parafuso.
De acordo com o modelo analisado, tem-se:
83
50,µ
60?
1,5795mmd
0,4327mmpl
m
=
=
=
=
=
o
Supondo um torque padrão de 20Ncm que é igual a 200Nmm, tem-se:
N111F
60432705057951
605795143270
2
57951
F200
ii
≅→
−
+
=
)sec(*,*,,*
)sec(*,.,
*
,
*
o
o
π
π
(6.25)
Portanto, através das equações 6.23 e 6.25 observa-se que a pré-carga estimada no
parafuso de pilar é cerca de 10% do valor referente a carga de prova que supostamente o
parafuso suportaria, desprezando efeitos concentradores de tensão.
6.1.4 – Tensão normal no parafuso de pilar devido a carga axial
Forças mastigatórias são complexas, ou seja, são aplicadas em várias direções e na
literatura são observados valores que podem chegar a 150 N. Nesta primeira etapa do
trabalho como o objetivo é apenas ajustar o modelo analítico será utilizada uma força de 40
N inclinada em relação a direção como mostrado na figura 4.2. Nesta seção, inicialmente,
será considerada, para fins de ajuste do modelo, apenas a componente de 40 N agindo
axialmente na direção do comprimento do parafuso. Outras análises e avaliações serão
feitas no modelo 3D de elementos finitos e são mostradas neste capítulo.
A tensão normal no parafuso considerando somente a carga axial externa (F
x
) é dada
por:
p
p
x
pa
A
F
=σ
(6.26)
Onde:
A
p
– área de prova medida no diâmetro médio
F
p
– força de prova
Considerando uma carga axial e a pré-carga, a parcela de força transferida ao
parafuso de pilar é dada por:
84
xip
FFF *η−= (6.27)
Caso 1 : Modelo com Área Cilíndrica
Das equações 6.6 e 6.10 tem-se que,
3090
7214169792995
792995
KK
K
up
p
,
,,.
,.
=
+
=
+
=η
(6.28)
Das equações 6.24 e 6.27, supondo uma carga axial de 40 N, tem-se:
N698403090111F
p
,., ≅−= (6.29)
Logo, das equações 6.2 e 6.29, a tensão normal estimada relativa a uma carga axial
de 40 N será:
Mpa350
9591
698
x
pa
,
,
,
≅=σ (6.30)
Caso 2 : Modelo com Área Cônica
Das equações 6.7 e 6.21 tem-se que,
138,0
9,6012447,929.95
7,929.95
' =
+
=
+
=
up
p
KK
K
α
(6.31)
Sendo assim, a força no parafuso para uma carga axial de 40 N será,
NF
p
5,10540.138,0111 ≅−= (
6.32)
Logo, das equações 6.5 e 6.32, a tensão normal estimada relativa a uma carga axial
de 40 N para o modelo de área cônica será:
85
53,9Mpa
1,959
105,5
s
x
pa
≅=
(6.33)
6.2 Modelo analítico – Tensão normal gerada pelo momento fletor
As figuras 4.2 e 4.3 mostram esquematicamente os carregamentos considerados no
modelo analítico. Observa-se que a força axial na direção x causa um efeito de compressão
e um efeito de flexão em torno da direção z no parafuso de pilar. A força na direção y causa
um efeito cortante e um efeito de flexão também na direção z. A tabela 1 mostra os valores
adotados para as variáveis definidas na figura 4.2. Alguns destes parâmetros foram
adotados em função do modelo 3D de elementos finitos.
Tabela 1: Valores adotados para as variáveis do modelo.
Variável Valor adotado
F
56,6 N
φ 45 °
F
x
40 N
F
y
40 N
l
x
11,04 mm
l
y
5 mm
Da teoria de Resistência dos Materiais, a tensão normal devida ao momento fletor é
dado por:
I
Mpy
=σ (6.34)
Onde Mp é o momento fletor transmitido ao parafuso. Neste caso, devido a conexão
sextavada entre o pilar e o implante e também a união entre o implante e o parafuso de pilar
através dos filetes de rosca, apenas uma parcela do momento total (M
z
) será transferida ao
parafuso de pilar. Portanto, devido a força axial na direção x tem-se que:
NxmmxlFM
yxz
200540* === (6.35)
onde;
mm
d
y
m
79,0
2
5795,1
2
===
86
4
4
306,0
64
*
mm
d
I
m
==
π
(6.36)
A porcentagem de transferência do momento (δ) depende da rigidez da união entre
estes vários elementos. Neste trabalho, esta porcentagem será determinada utilizando o
modelo 3D de elementos finitos. Adotando, inicialmente, uma porcentagem de transferência
do momento de 5% tem-se:
Nmm10200x050M Mp
y
z
=== ,δ (6.37)
Portanto, uma estimativa da tensão normal no parafuso devido ao efeito do momento
fletor é dada por,
Mpa825
3060
790x10
x
pm
,
,
,
≅=σ (6.38)
A eq. (6.38) mostra a tensão normal máxima nas fibras externas do parafuso na
direção x. Logo, das equações 6.30, 6.33 e 6.38 pode-se estimar a tensão normal para os
dois casos analisados, ou seja,
)(,
)(,
ressãocompsobladocaso1Mpa524
traçãosobladocaso1Mpa176
x
pm
x
pa
x
p
x
pm
x
pa
x
p
−°=−=
−°=+=
σσσ
σσσ
(6.39)
)(,
)(,
ressãocompsobladocaso2Mpa128
traçãosobladocaso2Mpa779
x
pm
x
pa
x
p
x
pm
x
pa
x
p
−°=−=
−°=+=
σσσ
σσσ
(6.40)
Devido a força na direção y tem-se que:
Nxmm64410411x40lFM
xyz
,,.
*
=== (6.41)
Supondo que a transferência do momento fletor ao parafuso de pilar seja similar ao
caso anterior, tem-se que:
87
Mpa057
3060
790x441,6x050
x
pm
,
,
,,
*
≅=σ (6.42)
Das eqs. (6.31), (6.34), (6.39) e (6.42) tem-se para o caso de uma flexão composta,
adicionado a carga axial, que a tensão no parafuso na direção x será:
)(,
)(,
*
*
ressãocompsobladocaso1Mpa581
traçãosobladocaso1Mpa119
x
pm
x
pm
x
pa
x
p
x
pm
x
pm
x
pa
x
p
−°=+−=
−°=−+=
σσσσ
σσσσ
)(,
)(,
*
*
ressãocompsobladocaso2Mpa185
traçãosobladocaso2Mpa722
x
pm
x
pm
x
pa
x
p
x
pm
x
pm
x
pa
x
p
−°=+−=
−°=−+=
σσσσ
σσσσ
(6.43)
6.3 Modelo tridimensional de elementos finitos
O modelo geométrico 3D de elementos finitos foi desenvolvido considerando um
implante padrão da Empresa Conexão Sistemas de Prótese Ltda. A figura 6.1 mostra as
dimensões utilizadas no modelo geométrico. A figura 6.5 mostra o modelo desenvolvido no
ambiente ANSYS.
Figura 6.5 – Modelo geométrico desenvolvido no Programa Ansys.
Observa-se, da figura 6.5, que o modelo 3D foi considerado como simétrico, visando
otimizar a formulação. Também foram desprezados os filetes de rosca do implante, uma vez
que o objetivo da análise era avaliar apenas o parafuso de pilar. Além disso, para reduzir a
Coroa
Pilar
Implante
Parafuso
Pilar
88
quantidade de elementos foram considerados apenas os dois primeiros filetes de rosca no
parafuso de pilar. Esta aproximação é condizente com as solicitações impostas aos filetes
de rosca, pois, na prática, os dois primeiros filetes são os mais solicitados. A figura 6.6
mostra o parafuso de pilar modelado no ambiente Ansys. A parte superior do modelo 3D
simula a coroa que neste caso possui uma largura na parte superior de 10 mm. Este modelo
foi considerado afim de possibilitar uma adequada aplicação dos esforços. Os valores
geométricos do modelo 3D serão utilizados como parâmetros para estimativa dos níveis de
tensão no modelo analítico.
No modelo de elementos finitos utilizou-se elementos do tipo sólido definidos no
Programa Ansys. Vários tipos de elementos foram testados, como por exemplo, o Solid 45 e
o 95. Verificou-se que não havia diferença significativa dos resultados entre elementos de
alta ordem ou baixa ordem. Por isso, utilizou-se o elemento de baixa ordem mais simples e
que possibilitava modelos com dimensões menores. Neste caso, foi utilizado em todas as
análises o elemento solid 45.
Figura 6.6 – Modelo geométrico do parafuso de pilar desenvolvido no Programa
Ansys.
O elemento solid 45 é definido por 8 nós com 3 graus de liberdade por nó, podendo
sofrer translação nas direções x, y e z. É um elemento que tem plasticidade com pequenas
e grandes deformações. A figura 6.7 mostra o desenho esquemático para o elemento solid
45.
89
Figura 6.7 – Esquema do elemento solid 45 (Fonte Ansys Inc.).
O primeiro passo na análise é a estimativa da pré-carga no parafuso de pilar. A pré-
carga no parafuso é originada no momento da aplicação do torque de aperto. A simulação
deste torque no modelo numérico não é feita de forma direta, ou seja, seria necessário a
utilização de elementos de contato nos filetes de rosca. Isto tornaria a formulação complexa,
dificultando a abordagem do problema. Logo, os níveis de tensão devido a esta pré-carga
são estimados aplicando, geralmente, um gradiente de temperatura. Neste trabalho, será
introduzido um elemento específico definido no Programa Ansys utilizado para modelar
efeitos de pré-carga em parafusos. Este elemento é definido como PRETS 179 sendo
utilizado para definir a seção 3D de pré-tensão de acordo com a estrutura do parafuso. O
elemento PRETS 179 só é aplicável em análises estruturais e tem um grau de liberdade de
translação Ux que representa a direção de pré-tensão definida. O ANSYS transforma a
geometria do problema de forma que, interiormente a força de pré-tensão é aplicada na
direção da carga de pré-tensão especifica, mesmo com o modelo já definido. No parafuso a
seção de pré-tensão é modelada por um conjunto de elementos da própria malha pré-
Sistema de
Coordenadas da
Sistema de
coordenadas do
elemento sólido
45
Opção de
Prisma
90
definida. A figura 6.8 mostra o desenho esquemático do elemento de pré-tensão PRETS
179.
Figura 6.8 – Elemento de pré-tensão PRETS 179.
Para a geração do modelo de elementos finitos considerou-se a união entre os
volumes com rigidez infinita e utilizou-se o gerador automático de malhas do Programa
Ansys. Vários refinamentos da malha foram testados afim de definir a precisão adequada
dos resultados. Neste caso, um maior refinamento torna o modelo extremamente pesado,
porém com melhores resultados. Após as análises optou-se por um refinamento de ordem 8
em uma escala que varia de 1 a 10, sendo o de menor ordem o de maior refinamento. Neste
caso, o modelo total possuía 70430 elementos do tipo solid 45 com 15600 nós. A figura 6.9
mostra o modelo de elementos finitos 3D desenvolvido para o sistema de implante
analisado.
No modelo desenvolvido considerou-se as seguintes propriedades para os materiais.
- Parafuso de Pilar e Pilar: Liga de titânio com módulo de elasticidade de 113.685
Mpa e coeficiente de Poison de 0,34.
- Implante: Titânio puro com módulo de elasticidade de 105.417 Mpa e coeficiente de
Poison de 0,34.
Após o ajuste
Antes do ajuste
Lado A
Lado A
Lado B
Lado B
(lado A e B são coincidentes, nós
I e J são
coincidentes)
Direção da pré-tensão
91
- Coroa: Dentina com módulo de Elasticidade de 17.600 Mpa e coeficiente Poison
de 0,25.
Figura 6.9 – Modelo 3D de elementos finitos implementado no Programa Ansys.
No modelo considerou-se como condição de contorno o implante completamente
fixado, ou seja, simulando uma condição de osseointegração perfeita como o osso. Os
carregamentos foram aplicados gradualmente. Inicialmente, foi determinada a pré-carga no
parafuso através da utilização do elemento PRETS 179. Na seqüência aplicou-se a carga
axial na direção x e a seguir a carga transversal na direção y. Os valores desta carga foram
de 20 N devido a utilização do modelo simétrico. A figura 6.10 mostra o modelo de
elementos finitos e os respectivos carregamentos.
92
Figura 6.10 – Cargas aplicadas ao modelo de elementos finitos.
6.3.1 - Análise da pré-carga
Para a determinação do valor da pré-carga no parafuso de pilar utilizou-se o
elemento PRETS 179. Este elemento é adotado em uma região entre a parte roscada e a
parte não roscada do parafuso. Neste caso, o ideal é considerar o ponto médio destas
regiões para a utilização do elemento de pré-carga. Estes elementos podem ser escolhidos
automaticamente pelo Programa Ansys após a definição do local de sua aplicação. Para
isto, o elemento é definido a partir da própria malha desenvolvida para o parafuso. Após
esta escolha é necessária a utilização de uma carga de prova que vai simular o nível da pré-
carga. Portanto, é necessário uma calibração da carga de prova afim de simular
adequadamente a pré-carga no parafuso.
A carga de prova (SLOAD) a ser definida dentro do elemento PRETS 179 foi
considerada igual a pré-carga do parafuso supondo o modelo bipartido (simétrico). Portanto,
o valor de SLOAD real será o dobro deste valor se por acaso o modelo 3D completo seja
utilizado. Neste trabalho o valor adequado para a pré-carga foi simulada utilizando a
equação 4.22, ou seja,
20 N
20 N
93
−
+
=
θπ
θ
sec lµ d
sec d p l
2
d F
?
m
mmi
p
(6.44)
Considerando os dados abaixo pode-se estimar o valor da pré-carga F
i
.
dm = 1,5795 mm ; l = 0,4327 ; µ = 0,5 ; θ = 60° e T
p
= 20 N cm
Portanto,
F
i
= 111 N (6.45)
SLOAD = 222 N ( No modelo 3D completo)
Para efetuar a calibração do modelo de elementos finitos para que o nível da pré-
carga definido na equação 6.46 seja aplicado ao parafuso utilizou-se como referência a
tensão normal de prova na direção axial (x) ponderada em uma área média do parafuso de
pilar, ou seja, para o modelo analítico tem-se,
Mpa
A
F
i
x
7,56
959,1
111
Pr
≅≅=σ (6.46)
No modelo de elementos finitos deve-se avaliar os nós representativos para a
estimativa desta tensão de prova, uma vez que as regiões críticas do parafuso são próximas
ao pescoço e aos primeiros filetes. Após várias simulações definiu-se o percurso mostrado
na figura 6.11 para a estimativa destas tensões. Neste caso, considerou-se a média
aritmética das tensões ponderadas nestes 34 pontos.
94
Figura 6.11 – Percurso utilizado para estimar os níveis de tensão da carga de prova.
Para o percurso com 34 pontos definido na figura 6.11, após a aplicação do
elemento de pré-tensão PRETS 179 determinou-se uma tensão média de Mpa
x
2,58≅σ
r
,
supondo uma carga de prova no elemento de NF
D
111≅ . Comparando o valor desta
tensão média com o valor estimado pela eq. 6.47 verifica-se que o elemento PRETS 179
simulou adequadamente a pré-carga no parafuso de pilar considerando os pontos
escolhidos e a estimativa via modelo analítico. A tabela 6.2 mostra os valores das tensões
de prova analíticas e obtidas pelo método de elementos finitos utilizando o elemento de pré-
carga para vários níveis de torque aplicados ao parafuso de pilar. Paralelamente, foram
determinadas retas de calibração do torque aplicado em função das cargas de prova
analíticas e obtidas pelo método dos elementos finitos. Neste caso, estas equações podem
ser utilizadas para uma estimativa rápida da tensão no parafuso devido ao efeito da pré-
carga considerando o modelo analítico ou o modelo de elementos finitos. As figuras 6.12 e
6.13 mostram as respectivas retas de calibração.
Nó 167
95
Tabela 6.2 – Valores da tensão normal devido ao efeito da pré-carga para os modelos
analítico e de elementos finitos.
Torque (N
cm)
F
i
(N)
x
pr
σ (Mpa)
x
σ (Mpa)
max
σ (Mpa)
Erro (%)
10 55,38 28,27 29,06 214,7 2,8
15 83,06 42,4 43,1 322,0 1,7
20 111 56,7 58,2 430,3 2,5
25 138,44 70,67 71,85 536,7 1,7
30 166,13 84,8 86,22 644,0 1,7
40 221,50 113,07 114,96 858,7 1,7
50 276,88 141,34 142,33 1074 0,7
y = 0,3483x - 0,0711
R
2
= 0,9999
-5
0
5
10
15
20
25
30
35
40
45
0 20 40 60 80 100 120 140
Figura 6.12 – Reta de calibração do torque em função da tensão devido a pré-carga para o
modelo de elementos finitos.
96
y = 0,1806x - 0,0066
R
2
= 1
-5
0
5
10
15
20
25
30
35
40
45
0 50 100 150 200 250
Figura 6.13 – Reta de calibração do torque em função da tensão devido a pré-
carga para o modelo analítico.
Portanto, das figuras 6.12 e 6.13 determinam-se as respectivas retas de calibração
para os modelos analítico e por elementos finitos.
0070 180T
x
pr
,, −= σ (6.47)
0070 350T
x
,, −= σ (6.48)
A figura 6.14 mostra as tensões na direção x no modelo 3D de elementos finitos após
a aplicação da pré-carga de 111 N estimada para um torque de 20 N cm. Observa-se nesta
figura que a região próxima ao pescoço do parafuso de pilar é sujeita a tensões de tração e
a união pilar/implante é submetida a tensões de compressão. Neste caso, as tensões
máximas ocorrem na região do primeiro filete de rosca e na variação da seção na região do
pescoço do parafuso sendo da ordem de 430 Mpa. A figura 6.15 mostra as tensões de Von
Mises para o implante, pilar e parafuso de pilar, respectivamente. Nestes casos, foi utilizada
a pré-carga de 111N. A figura 6.16 mostra as tensões na direção x para o parafuso de pilar.
97
Figura 6.14 – Tensões axiais devido a pré-carga de 111 N no modelo de elementos
Finitos
Figura 6.15 – Tensões de Von Mises devido a pré-carga de 111 N no modelo de
elementos finitos.
98
Figura 6.16 – Tensões normais na direção x devido a pré-carga de 111 N .
Da análise do modelo de elementos finitos utilizando o elemento de pré-tensão
definido anteriormente, pode-se concluir que:
- A carga definida no elemento de pré-tensão simula adequadamente a pré-carga
definida no modelo analítico;
- A tensão de prova utilizada no modelo analítico é adequada na formulação, uma
vez que, o erro máximo observado com relação ao modelo de Elementos Finitos
foi da ordem de 3%.
- A equação do torque pode ser utilizada para a estimativa da pré-carga. Neste
caso, para o torque de 20Ncm, o valor de F
i
foi de 111N, resultando em uma
tensão de prova de 56,7 Mpa. Este valor é cerca de 7% do limite de escoamento
do material do parafuso de pilar ( 850 Mpa), diferente de uniões aparafusadas,
que em geral é cerca de 80% do limite de escoamento. Portanto, o torque
aplicado ao parafuso de pilar poderia ser muito maior. O fator limitante é a
preservação da osseointegração entre implante/osso com a aplicação de um
torque mais elevado.
- Considerando apenas a pré-carga e o nível de tensão máxima observado no
modelo de Elementos Finitos mostrados na tabela 6.3 verifica-se que a pré-carga
máxima possível de ser aplicada é da ordem de 221,5 N, ou seja, um torque da
99
ordem de 40 Ncm. Neste caso, esta análise foi feita considerando um limite de
escoamento do parafuso de pilar da ordem de 850 Mpa.
- Deve-se destacar que o nível de força (Carga de prova) aplicado na secção de
Pré-tensão deve ser dobrado quando se utilizar o modelo 3D completo. Ou seja,
conforme avaliado o valor da carga de prova é duas vezes o valor da pré-carga
obtido pelo modelo analítico do torque. Neste caso, os níveis de tensão devido a
pré-carga serão similares aos obtidos no modelo simétrico 3D de elementos
finitos.
6.3.2 - Cargas externas
Na seção anterior simulou-se a união do pilar/implante através do parafuso de pilar
utilizando o elemento de pré-tensão. Neste caso, a pré-carga no parafuso devido ao torque
de inserção de 20 Ncm foi simulada no modelo 3D de elementos finitos. Na seqüência, será
aplicada no modelo de elementos finitos uma carga axial na direção x de 20 N e em seguida
uma carga transversal na direção y também de 20 N. Estas cargas simulam as respectivas
cargas de 40 N no modelo analítico, devido ao modelo simétrico de elementos finitos. O
objetivo desta análise é avaliar a estrutura geral do parafuso de pilar sujeito a
carregamentos externos, bem como, validar as metodologias propostas no modelo analítico.
a) Ajuste dos modelos analíticos de rigidez da união
Na seção 6.3 analisou-se a formulação analítica proposta considerando uma carga
axial externa aplicada ao parafuso de pilar de 40 N. Naquela situação foi considerada uma
pré-carga no parafuso de pilar de 111 N estimada pela expressão analítica do torque. A
parcela de força aplicada ao parafuso dependia, portanto, desta pré-carga aplicada e da
parcela da carga externa que era transferida ao parafuso através de uma ponderação da
rigidez do parafuso com a rigidez da união, definida pela equação 6.20. Na análise, foram
considerados dois modelos de rigidez para a união, ou seja, no primeiro modelo considerou-
se que a área sob tensão era simulada por um cilindro oco de pressão com um diâmetro
interno igual ao diâmetro nominal do parafuso e diâmetro externo inicialmente igual a 1,5
vezes o valor deste diâmetro nominal, obtendo-se uma tensão normal no parafuso de 50,3
Mpa definido pela equação 6.35. Afim de calibrar este valor foi aplicado no modelo de
elementos finitos uma carga externa axial de 20 N além da pré-carga no parafuso de 111 N.
A figura 6.17 mostra o modelo completo sujeito as tensões normais na direção x e a figura
6.18 mostra estas mesmas tensões transferidas ao parafuso. Utilizando o mesmo percurso
100
mostrado na figura 6.11 determinou-se a tensão normal média na direção x. A figura 6.19
mostra os valores da tensão normal na direção x e da tensão principal (σ1). Utilizando-se
estes resultados obteve-se um valor médio para a tensão normal na direção x de 57,5 Mpa.
Observa-se, portanto, um erro relativo da ordem de 13% comparando este resultado com o
valor da tensão normal obtida no parafuso de pilar através do modelo analítico (50,3 Mpa).
A rigidez da união considerando o primeiro caso ou área cilíndrica será ajustada variando-se
o valor de n. Neste caso, avaliando a eq. (6.27) o valor de α deverá ser menor para que a
força no parafuso seja maior. Considerando α de 5%, tem-se que:
N10940050111F
p
≅−= ., (6.49)
Logo, das equações 6.2 e 6.49, a tensão normal estimada relativa a uma carga axial
de 40 N será:
Mpa655
9591
109
x
pa
,
,
≅=σ (6.50)
Considerando esta condição o erro relativo seria de:
%33100
557
655557
e ,
,
,,
=
−
= (6.51)
Com este valor pode-se adequar o valor de n fazendo uma iteração com as
equações (6.8) a (6.11) afim de se obter α próximo de 5%. Nesta iteração deve-se limitar o
valor máximo da área externa do cilindro em 2 vezes o diâmetro nominal em função das
limitações geométricas. As equações para avaliar o valor de n, serão,
[
]
4
8391(n1,839)
A
22
u
,−
=
π
(6.52)
9330
685113A
K
u
up
,
.
=
7690
417105A
K
u
ui
,
.
= (6.53)
uiupu
K
1
K
1
K
1
+= (6.54)
101
uup
p
K792995
792995
KK
K
+
=
+
=
,.
,.
η (6.55)
Com isso, n será,
Mpa5531540Nmm514136k2n
x
pu
,;,;; ==== σα (6.56)
Figura 6.17 – Tensões normais na direção x para o modelo completo submetido a
pré-carga e carga axial de 20 N.
Através da eq. 6.56 e dos resultados do MEF obtém-se um erro relativo na ordem de
7%, melhorando as condições do modelo de rigidez.
102
Figura 6.18 – Tensões normais na direção x no parafuso pilar submetido a pré-carga
e carga axial de 20 N.
Figura 6.19 – Tensões normais na direção x (TSX) e tensões principais σ1 (TS1) ao
longo do percurso definido na figura 6.11.
103
Para o caso do segundo modelo de rigidez, considerando a eq. 6.33 o erro relativo
da tensão estimada com a obtida pelo MEF foi da ordem de 6%. Este valor já seria
adequado considerando o índice obtido pelo primeiro caso de rigidez. Para melhorar o
ajuste previamente definido considera-se novamente que o valor de α deve ser da ordem de
5% . De acordo com a geometria do pilar o valor máximo de D1 é de 4,4 mm. Supondo D1
igual a 4,3 mm tem-se que:
mmD
mmD
277,4
515,3
*
2
=
=
Considerando todos iguais todos os outros parâmetros obtém-se,
Mpa654
N9106F
1020
mmN1843888K
x
p
p
u
,
,
,
/,
=
=
=
=
σ
η
Com estes novos valores obtém-se um erro relativo de 5% entre o modelo analítico e
o modelo numérico. Portanto, ao se utilizar este modelo de rigidez em implantes dentários
recomenda-se utilizar um ângulo α de 30°, um valor de D1 próximo do diâmetro externo do
pilar e um valor mínimo de h igual a 0.7.
b) Ajuste do modelo analítico devido ao momento fletor
Finalmente, após a aplicação da pré-carga foram aplicadas as cargas
externas excêntricas de 20N no modelo de elementos finitos, nas direções x e y, conforme
mostrado na figura 6.10. A figura 6.20 mostra as tensões na direção x para o modelo
completo e a figura 6.21 mostra as tensões na direção x no parafuso de pilar. No modelo
analítico foi considerado um índice de transferência de tensões ao parafuso de pilar de 5%,
mas utilizando o modelo de elementos finitos este índice pode ser re-avaliado e ajustado.
Para isto utilizando o mesmo percurso definido anteriormente (figura 6.11) calcula-se as
tensões médias na direção x no parafuso de pilar. A tabela 6.3 mostra as tensões médias na
direção x após a aplicação das cargas externas e os valores obtidos pelo modelo analítico
através das equações 6.43. Nesta tabela, de acordo com a fibra externa analisada
predomina um lado sob tração e um lado sob compressão. A figura 6. 22 mostra a
convenção utilizada em função do percurso de pontos utilizadas na análise.
104
Figura 6.20 – Tensões na direção x para o modelo completo
Figura 6.21 – Tensões na direção x para o parafuso de pilar.
105
Tabela 6.3 – Tensões normais na direção x obtidas do modelo analítico e modelo numérico.
Casos
analisados
Tensão normal
Modelo analítico
(Mpa)
Tensão normal
Modelo numérico
(Mpa)
Erro relativo (%)
Lado L
1
Lado L
2
Lado L
1
Lado L
2
Lado L
1
Lado L
2
1°
19,1 81,5 --------- 59,7 ------- 36,5
2°
22,7 85,1 --------- 59,7 ------- 42,6
Figura 6.22 – Convenção dos lados para a estimativa das tensões.
Observa-se através da figura 6.20 que o comportamento das tensões axiais (direção
x) para o modelo completo foi adequada, ou seja, indicando claramente um lado sob tração
e outro sob compressão. Os valores destas tensões na interface entre coroa e pilar foram
maiores em função da forma como foram consideradas as condições de contorno, ou seja, o
implante totalmente travado. Estes valores seriam menores se no modelo do implante fosse
acoplado o modelo do osso submetido a uma condição de contorno de travamento. No
Fx Fy
Lado sob compressão
(L
2
)
Lado sob tração (L
1
)
106
entanto, o objetivo do trabalho é verificar a influência dos carregamentos transmitidos ao
parafuso de pilar e utilizar estas informações para validar o modelo analítico proposto.
Ao se observar a figura 6.21 percebe-se que a influência da carga externa no
parafuso de pilar foi muito pequena, principalmente devido ao efeito do momento fletor,
como pode ser observado na tabela 6.3. Isto também pode ser observado quando da
análise do parafuso de pilar sujeito apenas a carga axial e a pré-carga como mostrado na
seção anterior, ou seja, obteve-se um total de 57,5 Mpa para as tensões médias na direção
x. Portanto, o índice de 5% utilizado no modelo analítico para a transferência do efeito do
momento fletor está relativamente alto. Através de um processo iterativo este índice foi
diminuído gradativamente até que os valores de tensão do modelo analítico fossem
próximos aos do modelo numérico, conforme tabela 6.3. Após algumas iterações chegou-se
ao índice de 1%. Neste caso, das equações 6.38 e 6.42,
Mpa2,5
x
pm
=σ
Mpa4,11
x*
pm
=σ
Através dos valores anteriores obtém-se os resultados mostrados na tabela 6.4
considerando uma transferência de 1% do efeito do momento fletor no parafuso de pilar.
Tabela 6.4 – Tensões normais na direção x do modelo analítico e modelo numérico após
ajuste do nível de transferência das tensões para 1%.
Casos
analisados
Tensão normal
Modelo analítico
(Mpa)
Tensão normal
Modelo numérico
(Mpa)
Erro relativo (%)
Lado L
2
Lado L
2
Lado L
2
1°
59,6 59,7 0,2
2°
60,8 59,7 1,8
Portanto, a tensão normal no modelo analítico considerando o efeito da carga axial e
do momento fletor será,
I
ylF010
I
ylF010
A
F
xyyx
p
p
x
pa
..,..,
+−=σ
(6.57)
107
Na equação 6.60 a força no parafuso (F
p
) pode ser melhor estimada utilizando o
modelo de rigidez com área cônica, conforma análises anteriores.
c) Condições críticas no parafuso de pilar
A principal causa de desaperto dos parafusos de pilar é o efeito de tensões cíclicas.
Neste trabalho, considerou-se apenas cargas estáticas aplicadas no modelo numérico.
Porém, foram feitas simulações afim de verificar as condições de desaperto no parafuso de
pilar. Portanto, neste trabalho será considerada como condição de desaperto quando o nível
de pré-carga for menor do que 50% da tensão normal devido a pré-carga original. A figura
6.23 mostra o gradiente de tensões na direção x no parafuso de pilar para uma força axial
de 1200N agindo na coroa. Neste caso, observa-se nos filetes um maior nível de tensões de
compressão.
A figura 6.24 mostra o nível de tensões no percurso previamente definido pela figura
6.11. Calculando o valor médio das tensões normais neste percurso obtém-se 22 Mpa, que
é inferior a 50% da tensão original (58,2 Mpa) para o torque de 20 Ncm, conforme mostrado
na tabela 6.2.
\\\
Figura 6.23 – Tensão normal na direção x após a aplicação da carga axial de 600N.
108
Figura 6.24 – Gradiente de tensões na direção x medidas no percurso.
Deve-se destacar que estes níveis de tensão, no modelo real, provavelmente, devem
ser levemente diferente, uma vez que, as condições de contorno não foram aplicadas ao
modelo do osso (Não considerado no modelo numérico), porém, a análise efetuada simula
as condições críticas que podem ocorrer no parafuso de pilar, indicando que alguns
elementos do sistema provavelmente irão sofrer escoamentos, ou deformação plástica.
CAPÍTULO VII
CONCLUSÕES
A reabilitação dentária utilizando implantes dentários utilizam, basicamente, o princípio de
uma união biologicamente compatível entre um implante metálico com a estrutura óssea. Após
o processo de osseointegração este implante formará a base para colocação da prótese
dentária.
Nos implantes dentários o material mais utilizado é o titânio puro e suas ligas devido as
suas boas características mecânicas aliadas a sua biocompatibilidade. Os sistemas de
implantes conhecidos constituem-se, normalmente, de parafusos de vários tamanhos e
diâmetros, que são fixados ao pilar (intermediário) através de um parafuso denominado
parafuso de pilar. Nos sistemas tradicionais os implantes colocados, permanecem submucosos,
por um período de cicatrização de 4 a 6 meses, necessários para que ocorra uma justaposição
do osso ao implante. Este intermediário possui várias formas dependendo do fabricante e das
necessidades de estética onde sobre o mesmo será conectado, através de parafusos ou de
cimentos, a prótese do dente.
Forças funcionais, compatibilidade biomecânica e transferência de tensão para os tecidos
circunvizinhos são os principais efeitos observados em implantes dentários. Neste caso, o
parafuso de pilar sustenta o dispositivo que possibilitará a conexão do dente. Suas
propriedades mecânicas estão intimamente relacionadas com a longevidade do sistema e,
possíveis falhas por fadiga ou sobrecargas representam com certeza um desconforto e
insegurança ao paciente, além de também poder ocasionar a perda da prótese e até do
implante.
.
110
Neste trabalho para facilitar a previsão do comportamento e desempenho mecânico de
todos esses fatores em função das cargas envolvidas foi desenvolvido um modelo
tridimensional de elementos finitos de um implante dentário nacional. O objetivo principal foi
avaliar numericamente a resistência do parafuso de pilar em função do nível de torque de
aperto aplicado ao parafuso. Os resultados foram comparados com formulações analíticas
propostas para a determinação de tensões em implantes dentários e também uma estimativa do
torque. A metodologia foi feita utilizando como base um modelo de implante nacional “Standard”
do fabricante Conexão Sistemas de Prótese Ltda.
Foi proposto no trabalho modelos analíticos para a estimativa do torque aplicado ao
parafuso de pilar e para a estimativa das tensões normais no parafuso em função de cargas
externas aplicadas, estas originadas em função do processo de mastigação. Os modelos
analíticos propostos são adaptações de modelos analíticos estruturais (Shigley,1989). No
modelo proposto considera-se que as cargas externas não são completamente aplicadas ao
parafuso de pilar pois, a parcela de carga transmitida depende da rigidez entre o pilar/implante
e a rigidez do parafuso. Neste trabalho utilizou-se dois modelos de rigidez, um considerando
uma área cilíndrica de tensões envolvendo o parafuso de pilar e o outro considerando áreas
cônicas envolvendo o parafuso de pilar na região do implante e pilar. Para o momento fletor
considerou-se uma certa porcentagem de transferência do momento fletor ao parafuso.
Utilizando o método de Elementos Finitos, através do programa Ansys, pode-se ajustar
os modelos para o caso de implantes para avaliar o comportamento físico do parafuso de pilar
submetido a variações de intensidade da carga externa. Neste caso, utilizou-se a geometria de
um implante dentário convencional onde a coroa foi simulada como um tronco de cone
adaptado ao pilar e as roscas do implante dentário foram eliminadas, uma vez que, o foco
principal do trabalho era a avaliação do parafuso de pilar. Para simplificar o modelo numérico os
volumes foram particionados em função de sua simetria e também modelados apenas os dois
primeiros filetes do parafuso de pilar. O modelo não foram considerados elementos de contato.
Utilizou-se elementos sólidos, considerando todas as interfaces acopladas e também
implementou-se um elemento específico para a simulação da pré-carga no parafuso de pilar.
Vários tipos de elementos foram testados e também várias condições de refinamento da malha
chegando-se ao elemento solid45 com processo automático de refinamento da malha para
efetuar todas as análises.
111
As principais conclusões deste trabalho são:
- O modelo analítico pode ser aplicado para avaliar o nível de tensão no parafuso
de pilar. Neste caso, o modelo de rigidez cônica oferece melhores resultados.
- Ao utilizar o modelo de rigidez com área cilíndrica o diâmetro do cilindro deve
ser igual a duas vezes o diâmetro nominal do parafuso de pilar.
- No modelo de rigidez com áreas cônicas os comprimentos e larguras dos cones
devem satisfazer as condições limites da geometria do pilar e implante.
- A parcela de transferência do momento fletor é da ordem de 1%.
- O elemento de pré-tensão simulou adequadamente a pré-carga no parafuso
sendo que para o torque padrão de 20 Ncm a pré-carga no parafuso estimada pelo
modelo analítico foi de 111 N.
- Utilizando o modelo 3D de Elementos Finitos observou-se que o percurso
apropriado para avaliar o parafuso de pilar é região do pescoço do parafuso
incluindo os dois primeiros filetes da rosca.
- Apesar da não inclusão de elemento de contato observou-se que o modelo
numérico simulou adequadamente o comportamento físico do sistema
pilar/parafuso pilar/implante.
- Apesar da condição de desarperto do parafuso de pilar ter uma influência mais
significativa devido aos efeitos de tensões cíclicas, observou-se que para uma
carga estática da ordem 1200 N, o parafuso poderia sofrer uma condição de
desarperto. Observou-se também que torques da ordem de 40Ncm podem levar o
parafuso a sofrer falha.
Atualmente no Brasil, vários sistemas, são rotineiramente apresentados para o
comércio, tornando-se necessário a elaboração de projetos visando testar estes novos sistemas
em relação aos tradicionais e elaborar linhas de pesquisas, padronizando determinados testes,
bem como requisitos de projetos no que se refere a resistência dos implantes, características de
superfície, tolerâncias, precisão de fabricação e adaptação de componentes. Estas avaliações
visam, principalmente, classificar para os usuários aqueles sistemas confiáveis e ainda
possibilitar às empresas uma análise mais criteriosa de seus produtos. Esta estratégia visa,
principalmente, uma substituição gradual dos implantes importados pelos de fabricação
nacional, ou apenas, recomendar e referenciar a possibilidade da utilização destes implantes
através da configuração de sua qualidade final. Finalmente, esta recomendação visa também
112
reduzir os custos do tratamento para o paciente, uma vez que, os custos dos sistemas
importados são relativamente altos quando comparados com os nacionais.
Este estudo preliminar que avaliou o comportamento físico do parafuso de pilar serve
como referência para outros trabalhos, a saber:
-
No modelo 3D de Elementos Finitos, a inclusão dos filetes de rosca completos
no implante e parafuso de pilar.
- No modelo 3D de Elementos Finitos, a inclusão do modelo de osso acoplado
ao implante.
- Utilização de elementos de contato no modelo 3D de Elementos Finitos.
- Avaliação de outros sistemas de implantes dentários utilizando o modelo
analítico proposto, como por exemplo, a utilização de implantes do tipo hexágono
interno ou cone morse.
- Utilização de modelos de rigidez para simular o efeito do momento fletor no
modelo analítico.
CAPÍTULO VIII
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