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Luciano Pedrin Carvalho Ferreira
Avaliação pelo método dos elementos finitos de
cargas axiais aplicadas sobre implantes e
componentes protéticos com diversas inclinações
Dissertação apresentada ao Programa de Pós-
graduação em Reabilitação Oral – Área de
Prótese da Faculdade de Odontologia de
Araraquara, da Universidade Estadual
Paulista, para a obtenção do título de Mestre
em Reabilitação Oral – Área de Prótese.
Orientador:
Prof. Dr. José Cláudio Martins Segalla
Co-orientador:
Prof. Dr. Osvaldo Manzoli Filho
Araraquara
2007
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Ferreira, Luciano Pedrin Carvalho
Avaliação pelo método dos elementos finitos de cargas axiais
aplicadas sobre implantes e componentes protéticos com diversas
inclinações / Luciano Pedrin Carvalho Ferreira. – Araraquara :
[s.n.], 2007.
117 f. ; 30 cm.
Dissertação (Mestrado) – Universidade Estadual Paulista,
Faculdade de Odontologia.
Orientador: Prof. Dr. José Claudio Martins Segalla
1. Implante dentário 2. Análise de elemento finito 3. Porcelana
dentária 4. Metais 5. Cerômero I. Título.
Ficha catalográfica elaborada pela Bibliotecária Marley Cristina Chiusoli Montagnoli CRB 8/5646
Serviço Técnico de Biblioteca e Documentação da Faculdade de Odontologia de Araraquara / UNESP
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Luciano Pedrin Carvalho Ferreira
Avaliação pelo método dos elementos finitos
de cargas axiais aplicadas sobre implantes
e componentes protéticos com diversas inclinações
COMISSÃO JULGADORA
DISSERTAÇÃO PARA OBTENÇÃO DO GRAU DE MESTRE
Presidente e Orientador: José Cláudio Martins Segalla
2° Examinador: João Neudenir Arioli Filho
3° Examinador: José Carlos Rabello Ribello
4° Examinador:Regina Helena B. T. Silva
5° Examinador: Vítor Humberto O. Flores
Araraquara, 24 de abril de 2007
DADOS CURRICULARES
LUCIANO PEDRIN CARVALHO FERREIRA
Nascimento 02/05/1972 – São Paulo - SP
Filiação Ney Carvalho Ferreira
Cleusa Pedrin Carvalho Ferreira
1991-1994 Curso de Graduação
Faculdade de Odontologia de Lins
2001-2003 Curso de Especialização em Prótese Dentária
Faculdade de Odontologia Araraquara – UNESP
2005-2007 Curso de Mestrado em Reabilitação Oral
Faculdade de Odontologia Araraquara – UNESP
DEDICO E AGRADEÇO
Agradeço primeiramente a DEUS: por me proporcionar
tantos momentos felizes pela qual passei e vou passar por toda a minha
vida
A minha filha Letícia: sua presença em minha vida fez com
que brotasse em meu coração o melhor sentimento que alguém poderia
ter em sua vida – “o amor de pai” – Obrigado por você fazer parte de
minha vida.
A minha esposa Sandra: Deus não poderia me dar um
presente tão maravilhoso, você, dizem que por trás de um grande homem
existe uma grande mulher, não sei se sou um grande homem, mas tenho
certeza que você é uma grande mulher. Te amo
Ao meu pai (Ney): Você sempre foi meu melhor amigo,
sempre querendo que eu me destacasse em tudo, nem sempre
conseguia, mas você sempre esteve ao meu lado. Obrigado por tudo.
A minha mãe (Cleusa): Agradeço todos os sacrifícios que fez
para sempre ficar ao meu lado, sendo esta pessoa que sou hoje, e por
ajudar a Sandra no momento em que mais precisamos. Serei sempre
grato por tudo que fez por mim. Obrigado,você mora em meu coração.
Ao meu irmão (Fernando): eu não sei do que eu posso te
chamar, amigo, companheiro, camarada, você é muito mais que isso, por
mais que não nos falemos rotineiramente, você sempre estará comigo.
Um grande abraço.
A minha cunhada (Renata): obrigado por você sempre ser
esta pessoa amiga para toda nossa família.
Cícero (sogro) e Maria (sogra): Obrigado por me acolherem
como um filho, e por ajudarmos na época em que mais precisamos em
nossa vida. Podem sempre contar comigo.
Aos meus avós (Severino e Nair) pelo excesso de amor que
sempre tiveram por mim.
Aos meus tios (Mauro, Miriam, Armando e Neusa) e primos
(Karina, Mércule, Kátia, Augusto, André, Mauro Augusto e Mariane)
por vocês estarem sempre próximos a mim, mesmo que seja só em
pensamento.
Aos meus cunhados (Alessandro, Luciene, Leandro e
Cristiane) pelo grande carinho que temos um com o outro.
Ao meu orientador José Cláudio Martins Segalla por ser esta
pessoa tão amável e companheira, me ensinando todos os caminhos
bons da pós-graduação. Caco você é “fabuloso”.
João Gustavo, Murilo e Fabiano, meus irmãos em
Araraquara, a amizade que cultivamos é para toda a vida, vocês
moram em meu coração.
AGRADECIMENTOS ESPECIAIS
À Professora Doutora, Rosemary Adriana Chiérici
Marcantonio, Diretora da Faculdade de Odontologia de Araraquara, da
Universidade Estadual Paulista.
Ao Professor Doutor, José Cláudio Martins Segalla, Vice-
diretor da Faculdade de Odontologia de Araraquara, da Universidade
Estadual Paulista.
Ao Professor Doutor Gelson Luis Adabo, Coordenador da
Pós-graduação em Reabilitação Oral da Faculdade de Odontologia de
Araraquara, da Universidade Estadual Paulista. Obrigado pela
disponibilidade contínua e apóio durante todo o curso de mestrado.
Ao Professor Doutor Carlos Cruz, Chefe do Departamento
de Materiais Odontológicos e Prótese da Faculdade de Odontologia de
Araraquara, da Universidade Estadual Paulista.
Aos Professores do Departamento de Materiais
Odontológicos e Prótese desta Faculdade, Ana Cláudia, Ana Lúcia,
Carlos Cruz, Carlos Vergani, Cinara, Eunice, Francisco (Kiko), Gelson,
Geraldo, Guedes, Ivan, João Arioli, José Cláudio, Lígia, Marco Antônio,
Norberto Catanzaro, Regina, Renata, Sérgio Nogueira e Sérgio Russi.
Obrigado por dividirem comigo seus conhecimentos e experiência. Tenho
certeza que serão indispensáveis na carreira da docência.
Ao meu professor e amigo Doutor Mário Roberto Perussi por
sempre me incentivar na carreira docente.
Ao meu amigo Doutor Luis Carlos Pires por me dar
oportunidade de ser seu assistente no curso de odontologia estética.
Aos meus amigos da especialização (Renan, George,
Paulinho, Lilian, Mariana, Odília, Viviane, Tatiane) pela amizade e pelos
bons tempos.
Ao prof. Osvaldo Manzoli Filho, da Faculdade de Engenharia
de Bauru por me acolher com muita gentileza e por ser o co-orientador
deste trabalho de mestrado
Ao Patrick, aluno de iniciação científica da Faculdade de
Engenharia de Bauru, pela ajuda com o contorno das estruturas dos
implantes.
Ao prof. Gelson Adabo por me ajudar no seccionamento dos
implantes e também na correção do artigo.
Ao prof. Paulo Domingos A. Bolini, do Departamento de
Morfologia – Disciplina de Anatomia por ajudar nas imagens das
mandíbulas.
Aos amigos Darlon e Adriano pela amizade.
Aos Funcionários e do Departamento de Materiais
Odontológicos e Prótese desta Faculdade, Adelaide, Adelaidinha, Ângela,
Cida, Cláudio, Dulce, Inês, José Carlinhos, Júnior, Malú, Manoel,
Martinha, Maria Lúcia e Silvinha, pela amizade sincera e convivência
harmoniosa.
Ao Manoel, meu amigo, pelos ensinamentos, troca de
experiências na prótese laboratorial e principalmente pelo convívio
agradável no trabalho e lazer.
À Martinha e Silvinha pela amizade e apoio dados a mim
nesses 5 anos de UNESP, obrigado! Adoro vocês!
Aos Funcionários da Seção de Pós-Graduação desta
Faculdade, José Alexandre, Mara, Rosângela, Silvia e Vera pela
constante disponibilidade e amor com que realizam seu trabalho.
Aos Funcionários da Biblioteca, desta Faculdade, Adriano,
Cidinha, Ceres, Cristina, Eliane, Inês, Maria Helena, Marley, D. Odete,
Sandra e Silvia, pela ajuda na pesquisa bibliográfica, ficha catalográfica e
referências dessa dissertação, além da dedicação constante ao trabalho.
Aos estagiários do Departamento de Materiais
Odontológicos e Prótese desta Faculdade, Celina, Maribel, Brenda e
Marina pela amizade e carinho.
A todos os funcionários da Faculdade de Odontologia de
Araraquara, da Universidade Estadual Paulista, em especial à Conceição,
pela amizade, carinho e paciência a mim dispensados.
Aos colegas do Curso de Mestrado: Carol, Laiza, Juliê,
Paula, Alejandro, Isabela e Lívia.
Aos colegas da Pós-Graduação em Reabilitação Oral desta
Faculdade, Alessandro, Ana Carolina, Ana Paula, André, Andréia,
Anelise, Daniela, Eduardo, Ewerton, Fabiano, Janaína, José Maurício,
Karin, Marcelo, Mariana, Matheus, Max, Michael, Nara, Polyanna,
Raphael, Roberta, Sabrina, Sicknam, Vanessa e Weber.
A Paula Sanitá e Alejandro, meus parceiros de clínica na
pós-graduação, sempre camaradas e companheiros.
A todos os pacientes obrigado pela paciência e confiança!
Vocês nos proporcionaram aquisição de muitos conhecimentos.
À Capes, pela concessão de bolsa de estudo, muito útil para
realização deste trabalho.
À Maria Lúcia Carneseca Montoro, pela revisão gramatical e
ortográfica deste trabalho.
Enfim, a todas as pessoas que direta ou indiretamente
ajudaram para que este SONHO se realizasse.
Sumário
Resumo .............................................................. 11
Abstract .............................................................. 14
Introdução .......................................................... 17
Revisão da literatura ......................................... 21
Proposição ......................................................... 55
Material e método .............................................. 57
Resultado ........................................................... 76
Discussão .......................................................... 86
Conclusão .......................................................... 99
Referências ........................................................ 101
Resumo
Resumo
Ferreira LPC. Avaliação pelo método dos elementos finitos de cargas
axiais aplicadas sobre implantes e componentes protéticos com diversas
inclinações [Dissertação de Mestrado] Araraquara: Faculdade de
Odontologia da UNESP; 2007.
RESUMO
O stress causado pela mastigação sobre implantes que se encontram muito
inclinados, podem levar a tensões indesejáveis, causando até o fracasso da
restauração. Este trabalho teve como objetivo apresentar através de simulações
computacionais, as concentrações de tensões no implante e osso de suporte
quando sua inclinação for maior que 30°. Para avaliação comportamental das
tensões no implante/osso circundante, foi desenvolvido um modelo representando
o primeiro pré-molar inferior. Foi utilizado o método dos elementos finitos
bidimensional. Um modelo simulando um implante hexágono externo (4 mm x 15
mm) foi confeccionado, sofrendo inclinações de 30°, 35° e 40°, com uma carga de
100 N e 350 N, incidindo no sentido vertical. Através do enceramento de um
componente ucla, a inclinação da coroa protética foi restabelecida. Os materiais de
cobertura selecionados foram: porcelana, cerômero e o metal. No implante sem
inclinação (controle), a tensão máxima ficou concentrada no local de aplicação da
carga. Para os implantes angulados, as tensões se concentraram no local de
aplicação da carga, no osso cortical e no terço cervical e médio do implante, no
lado da inclinação, independentemente do material de cobertura utilizado. Com a
limitação deste estudo, as cargas verticais são bem aceitas pelos implantes sem
Resumo
13
inclinação, mas quando angulados, a concentração de stress é muito maior no lado
em que ocorre a inclinação.
Palavras-chave: Implante dentário; análise de elemento finito; metais;
porcelana dentária; cerômero.
A
bstrac
t
Abstract
Ferreira LPC. Evaluation of implants and prosthetic components with
several inclinations by the finite element method of axial loads
[Dissertação de Mestrado], Araraquara: Faculdade de Odontologia da
UNESP; 2007.
ABSTRACT
Tensions caused by mastication on very inclined implants can result in
undesirable stresses as well as restoration failures. By means of computational
simulations, present the concentrations of stresses on the implant and supporting
bone when the inclination is greater than 30°. A model representing the first
mandibular premolar was developed to evaluate stress behavior in the surrounding
implant/bone, using the bidimensional finite element method. A model simulating
an external hexagon implant (4 mm x 15 mm) was made, with 0°, 30°, 35° and
40° , a load of 100 N and 350 N, occurring in the vertical direction. The correct
prosthetic crown inclination was reestablished by means of a UCLA component.
The selected covering materials were: porcelain, ceromer and metal. In an implant
without inclination (control), maximum stress was concentrated in the place of
load application and on the middle third of the implant . For angled implants, the
stress was concentrated on the side of the inclination, on the cortical bone and on
the cervical and medium third of the implant. The covering material had similar
behauvior. Within the limitations of this study, the vertical loads were well
accepted by the implants without inclination, but when implants were angled, the
stress concentration was much greater on the side inclination. The finite element
Abstract
16
method used to investigate inclined implants in the posterior area of the jaw,
indicated that there was higher stress concentration where the inclination was.
However, clinical studies are important to evaluate the amount of load necessary
for bone reabsorption.
Keywords: Dental implant; finite element; alloys; dental porcelain;
ceromer.
Introdução
Introdução
1 Introdução
O termo osseointegração foi utilizado pela primeira vez em 1952
por Per Ingvar Branemark, tema amplamente pesquisado e divulgado até
os dias atuais, sendo definido como uma conexão direta, estrutural e
funcional entre o osso vital organizado e a superfície de um implante de
titânio capaz de receber carga funcional.
Inicialmente indicados para solucionar problemas de edentulismo
total inferior, Brannemark et al.
12
propuseram a fixação de 6 implantes na
região interforaminal para suportar uma estrutura protética de 12
elementos (protocolo). Gradativamente outras opções de tratamento com
implantes foram ganhando espaço, com possibilidade de fixação em
qualquer parte da cavidade oral, desde que tivesse quantidade e
qualidade óssea suficiente para realização.
Com a busca cada vez maior pela estética e a evolução dos
implantes unitários, a sua colocação passou a exigir um planejamento
mais rigoroso, uma vez que o posicionamento dos implantes e a
possibilidade de um perfil de emergência da prótese em relação ao tecido
gengival, tornaram-no um procedimento de primeira escolha
(planejamento reverso) na maioria das situações clínicas, considerando
ainda que as estruturas anatômicas podem limitar a colocação dos
implantes no local planejado, principalmente em rebordos reabsorvidos
13
.
Introdução
19
A maior causa dos insucessos em reabilitação oral está na falta de
conhecimento sobre biomecânica, visto que o sistema prótese/implante
não deve sofrer tensões excessivas, tanto nos eixos axiais quanto
oblíquos, o que resultaria no insucesso do tratamento. A dentição natural
apresenta ligamentos periodontais, que são responsáveis pela proteção
de toda a estrutura contra as sobrecargas; já nos implantes, a sua união
com a estrutura óssea é rígida e assim sendo, uma carga excessiva
aplicada aos implantes pode levar ao fracasso do tratamento
reabilitador
18
.
Pesquisas alertam a respeito da sobrecarga existente sobre o
complexo prótese/implante
60
, a qual justifica a presença de cargas axiais
e não axiais com perda óssea marginal em implantes
6
. Uma preocupação
constante está relacionada à perda óssea que pode existir quando o
implante se encontra angulado, no qual as forças não são distribuídas
uniformemente. E essa carga pode gerar forças nocivas, acarretando
reabsorção óssea ou até mesmo fratura do implante, do parafuso ou da
coroa protética.
Existem alguns métodos para se analisar a biomecânica nos
implantes, entre eles: o método dos elementos finitos, a fotoelasticidade,
a mensuração de cargas in vivo e in vitro, os testes de cisalhamento,
tração e compressão, entre outros.
Contando com softwares específicos, o método dos elementos
finitos (MEF), pela construção de modelos virtuais, permite analisar
Introdução
20
qualitativa e quantitativamente as tensões existentes sobre o complexo
prótese/implante/osso.
Desde 1960, os programas computacionais (por exemplo,
NASTRAN, ANSYS, ABAQUIS, GT-STRUDL, GID) têm sido
extensivamente empregados para executar os cálculos numéricos
requeridos no projeto de sistemas e estruturas mecânicas. Modelos bem
detalhados de elementos finitos foram usados para criar gráficos de
tensão. No projeto de aviões, carros e outros sistemas mecânicos
modernos, os projetos assistidos por computador (CAD) desempenham
um papel essencial na definição da geometria dos componentes, criando
modelos matemáticos e fazendo uma análise de corpos deformáveis.
Uma análise com elementos finitos é combinada para determinar a
distribuição de tensões e deformações e além disso analisa projetos tanto
de objetos grandes (pontes e veículos espaciais) quanto de objetos muito
pequenos.
Weinstein et al.
80
foram os primeiros a usar o método dos
elementos finitos (MEF) na implantodontia, e Borchers, Reichart
9
iniciaram
pesquisas utilizando o método dos elementos finitos tridimensional, pelo
qual onde um implante é colocado em diferentes posições no osso.
Devido ao crescente número de pesquisas, esse método (MEF)
tornou-se uma ferramenta valiosa para avaliar a distribuição de tensões
no sistema prótese/implante e sua inter-relação com o osso de suporte. O
desenvolvimento de um modelo virtual e o conhecimento das possíveis
Introdução
21
distribuições das tensões nesse complexo sistema podem ajudar na
diminuição da probabilidade de fracasso dos implantes, tornando-o
valioso no processo de planejamento e instalação dos implantes
osseointegrados.
Revisão da literatura
Revisão da literatura
2 Revisão da literatura
Branemark et al.
11
(1969) introduziram o termo osseintegração
quando apresentaram um estudo em cães, no qual os implantes eram
instalados e sobre eles colocadas as próteses. Primeiramente os
implantes passaram por um tempo de estabilização sem receber qualquer
tipo de trauma, ficando abaixo do nível gengival. Após esse período, os
implantes foram reabertos e instaladas as próteses. Essa técnica foi
mundialmente divulgada, sendo sugerida também sua utilização em
humanos.
Adell et al.
1
(1981) realizaram uma pesquisa de 5 a 9 anos, em que
estudaram 130 pacientes com próteses implanto-suportados na
mandíbula e na maxila. Verificaram que 91% dos implantes colocados em
mandíbula e 81% em maxila encontravam-se estáveis. Um outro dado
encontrado foi que após um ano de instalação dos implantes, houve uma
perda óssea marginal em torno de 1,5 mm no primeiro ano, passando a
uma perda de 0,1 mm ao ano.
Borchers, Reichard
9
(1983) fizeram um estudo utilizando o método
dos elementos finitos tridimensional e observaram que a ausência de
ligamento periodontal determina a transmissão de cargas com maior
intensidade ao osso e aos implantes. Assim, o processo de remodelação
Revisão da Literatura
24
óssea na dentição natural age de forma diferente da que acontece com os
implantes.
Skalak
74
(1983) avaliou os aspectos biomecânicos e a transmissão
de tensões do sistema prótese/implante no tecido ósseo circundante.
Concluiu que a distribuição de cargas verticais e oblíquas está
diretamente relacionada com o número, o arranjo e a resistência do
implante e restauração protética. Como o implante está diretamente
conectado ao osso, uma estrutura mais rígida da prótese transmitiria de
forma integral as tensões geradas por forças estáticas e dinâmicas. Um
outro aspecto colocado pelo autor é a utilização de materiais mais
resilientes podendo ajudar na absorção e distribuição das tensões de
forma mais efetiva.
Lekholm, Zarb
44
(1985), com o objetivo de padronizar e auxiliar os
cirurgiões, propuseram uma classificação para os tipos de rebordos
alveolares na maxila e na mandíbula. Classificaram, quanto à forma do
rebordo, em menos e mais reabsorvido em uma escala crescente (A, B,
C, D e E), e estabeleceram a qualidade óssea em uma escala
decrescente (1, 2, 3 e 4). Essa classificação foi mundialmente difundida,
sendo atualmente a mais utilizada pelos cirurgiões-dentistas.
Revisão da Literatura
25
Farah et al.
25
(1988) utilizaram o método dos elementos finitos
bidimensional em modelo de mandíbula com dentes naturais e, aplicando
uma carga de 100 N, avaliaram as tensões e as deformações da seguinte
forma: a) sobre o segundo molar; b) com inclinação de 30° sobre o
segundo molar; c) distribuídas sobre o segundo molar e segundo pré-
molar. Todos os dentes foram suportados por ligamento periodontal, osso
esponjoso e cortical. Concluíram que a carga oblíqua teve um aumento de
tensão de 3 a 5 vezes maior comparada à carga axial..
Kitoh et al.
41
(1988), utilizando o método dos elementos finitos
bidimensional, avaliaram as tensões no osso de um implante de
hidroxiapatita e concluíram que a cortical óssea é quem suporta (29
vezes) a maior parte da carga oclusal quando comparada ao osso
medular.
Skalak
75
(1988) comprovou que o tipo de implante em forma de
parafuso é o mais favorável na absorção de tensões. A justaposição no
osso e as faces inclinadas das roscas melhoram a transmissão de cargas
axiais e compressivas ao redor dos implantes. Para o sucesso dos
implantes, as tensões transmitidas nunca devem exceder o limite de
resistência do local onde está sendo aplicada a força. Se isso acontecer,
pode haver o fracasso da restauração.
Revisão da Literatura
26
Rangert et al.
61
(1989) estabeleceram que a ocorrência de forças
verticais ou axiais sobre as próteses na mastigação, distribuía de maneira
uniforme as tensões sobre os implantes, enquanto cargas transversais ou
oblíquas, geradas pela movimentação da mandíbula e inclinação das
cúspides, exercem uma tensão maior no implante e no tecido ósseo
quando comparadas com as cargas verticais.
Richter
64
(1989) observou que o objetivo principal dos implantes é
servir de ancoragem para a futura prótese. O fracasso dos implantes está
intimamente ligado ao problema de sobrecarga a esta estrutura. As
tensões horizontais irão se refletir principalmente na região do osso
cortical. Ainda não existem pesquisas suficientes que possam afirmar que
materiais resilientes diminuem a tensão exercida sobre os implantes. O
autor sugere o aumento do diâmetro do implante, o estreitamento da
mesa oclusal e o ajuste adequado da oclusão como forma de atenuar
essa sobrecarga.
Clelland et al.
22
(1991) realizaram um estudo utilizando o método
dos elementos finitos tridimensional pelo qual foram avaliadas as tensões
envolvendo um implante isolado. Um modelo geométrico foi
confeccionado, sendo todos os materiais considerados isotrópicos e
linearmente elásticos, com 100% de osseointegração. O módulo de
elasticidade e o coeficiente de Poisson foram extraídos da literatura, bem
Revisão da Literatura
27
como a força de mordida. Concluíram que as tensões foram concentradas
principalmente no osso cortical próximo à crista óssea.
Lum
47
(1991) estudou, pelo método dos elementos finitos
bidimensional, a influência do comprimento dos implantes na distribuição
das tensões sobre o osso alveolar. Verificou que não há grandes
diferenças entre os implantes mais curtos e os mais compridos. Quando
existe uma tensão, a região mais sobrecarregada é o osso cortical,
próximo à crista óssea. Segundo o autor, o comprimento dos implantes
não melhora a resistência dos mesmos; quem mais influencia no fracasso
dos implantes é a concentração das tensões.
Sanz et al.
69
(1991) sugeriram que tanto a placa bacteriana
existente no tecido peri-implantar, quanto a existente na dentição com
inflamação crônica podem levar ao fracasso de qualquer tratamento
reabilitador.
Bidez, Mish
8
(1992) afirmaram que o conhecimento das tensões
exercidas sobre os implantes e tecidos biológicos é determinante para a
longevidade das restaurações. Essas forças podem atuar mantendo a
integridade da interface osso-implante ou podem também destruí-la. A
única maneira de controlar essas tensões é a melhor compreensão dos
problemas que envolvem a biomecânica nesses implantes.
Revisão da Literatura
28
Brunski
14
(1992) observou que o objetivo dos implantes é devolver
ao paciente a função mastigatória. As pesquisas deveriam se preocupar
mais em estudar qual a natureza e como as forças mastigatórias são
transferidas aos tecidos e quais as suas reações. Estudos sobre o módulo
de elasticidade e a forma dos implantes ajudam a elucidar a transferência
de tensões, mas não explica que tipo de reação biológica ocorrerá no
osso. Um conhecimento mais específico de fisiologia, permite saber que
o estudo da cicatrização após a instalação do implante e o processo de
modelação e remodelação óssea devem ser melhor elucidados.
Meijer et al.
48
(1992) investigaram a distribuição de estresse ao
redor de implantes dentais utilizando um modelo bidimensional
mandibular com dois implantes. Uma carga vertical de 100 N foi imposta
sobre “abutments” ou sobre conexão a barra. O estresse foi calculado nas
supra-estruturas com diferentes condições de carregamento com a ajuda
do método dos elementos finitos. O comprimento dos implantes e a altura
da mandíbula foram também variados. Um modelo com “abutments”
unitários mostrou uma distribuição mais uniforme de estresse quando
comparado com um modelo dos “abutments” conectados. Usando
implantes curtos não obteve uma grande influência sobre o estresse ao
redor dos implantes. Quando a altura da mandíbula foi reduzida, um
Revisão da Literatura
29
extenso estresse foi encontrado no osso ao redor dos implantes por
causa de uma grande deformação da mandíbula.
Meijer et al.
49
(1993) aplicaram uma carga vertical de 100 N a uma
barra suportada por dois implantes localizados na região de mandíbula.
Pelo método dos elementos finitos bidimensional, avaliaram a distribuição
de tensões ao redor dos implantes. Variaram o comprimento dos
implantes, as condições de carregamento e a altura da mandíbula
(simulando uma reabsorção). Os materiais foram considerados isotrópicos
e linearmente elásticos, com 100% de osseointegração. Concluíram que,
em todas as ocasiões, as tensões se concentraram no osso cortical
próximo à crista óssea.
Frost
26
(1994) afirmou que toda remodelação óssea pode levar à
sua reabsorção ou conservação, não havendo formação óssea sobre a
estrutura. O autor observou existir uma força mínima equilibrando esse
sistema, chamada de tensão mínima efetiva (TME). A deformação abaixo
de 50 uE (micro – Strain) caracteriza o desuso, entre 50 uE e 1500 uE
um equilíbrio (modelação óssea), se ultrapassar 1500 uE, poderá ocorrer
remodelação óssea e se for acima de 3000 uE poderá gerar reabsorção.
Mori
52
(1994) relatou que a interpretação dos resultados de uma
análise pelo método dos elementos finitos é sempre dada em Von Mises.
Revisão da Literatura
30
Essa unidade foi criada por Richard Von Mises (1883 – 1953), um
matemático que avaliou a máxima energia de distorção. O método
baseou-se na determinação da energia de um material relacionado com a
sua deformação. Para um material estar em condições de segurança, o
valor da energia de distorção deve estar abaixo da energia de
deformação. Acima do valor obtido, o material sofrerá uma deformação
permanente.
White et al.
81
(1994), avaliando o estresse existente no
comprimento do “cantilever” em uma prótese parcial fixa suportada por
implantes, constataram que o estresse sobre os implantes aumentou
significativamente quanto mais comprido era esse “cantilever”,
principalmente no implante localizado mais distalmente. Tentando
melhorar esse problema de sobrecarga, estudaram a possibilidade de
colocar implantes curtos no lugar do “cantilever” e verificaram uma
diminuição de estresse sobre a estrutura da prótese parcial fixa. Porém, o
grande problema desses implantes curtos é o alto índice de perda que
ocorre com o passar do tempo.
Canay et al.
16
(1996) compararam a distribuição do estresse em
implantes reto e angulado ao redor de implantes localizados na região de
primeiro molar na mandíbula, biomecanicamente analisado em um
modelo matemático bidimensional. O implante utilizado foi da marca ITI
Revisão da Literatura
31
Bonefit, com uma carga vertical de 100 N e uma horizontal de 50 N. As
magnitudes e os contornos de estresse de compressão e tensão no osso
circundante foram determinados. Não foram encontradas diferenças nos
valores e contornos de tensão quando a carga vertical foi aplicada para os
implantes retos. Contudo, com o carregamento vertical, os valores de
estresse compressivo foram cinco vezes mais alto ao redor na região
cervical do implante angulado do que ao redor da mesma área no
implante reto. Como tensões de compressão podem determinar
reabsorção óssea, os autores sugeriram utilização limitada de implantes
angulados na região posterior da arcada, onde especificamente cargas
verticais são desenvolvidas.
Segundo Meijer et al.
50
(1996), o desenho das estruturas metálicas
influencia no carregamento dos implantes dentários e na deformação do
osso anterior interforaminal em uma mandíbula edêntula. Essa
deformação causa estresse no osso ao redor dos implantes e pode levar
à reabsorção óssea e à sua perda. A distribuição de estresse ao redor
dos implantes em uma mandíbula edêntula foi calculada por meio de um
modelo de elemento finito tridimensional da parte anterior da mandíbula.
Esse modelo foi construído com os dados obtidos de fatias de uma
mandíbula humana com quatro implantes na região interforaminal. Os
implantes foram conectados a uma barra ou ficaram isolados. Os
implantes únicos ou a barra foram carregados, ambos uniformemente ou
Revisão da Literatura
32
não-uniformemente. Em caso de uma distribuição não-uniforme, ambos,
barra central e implante sozinho central, foram carregados, ou a barra
lateral e implante isolado lateral foram carregados. O estresse mais
extremo no osso foi localizado ao redor do pescoço do implante. No caso
de uma distribuição uniforme de carregamento, foi mais ou menos igual
ao redor dos implantes centrais e laterais. Se a carga não for
uniformemente distribuída sobre a estrutura, o implante que estiver mais
próximo receberá a maior concentração de estresse; com os implantes
conectados, há uma redução na magnitude de estresse principal se
comparados com o implante isolado.
Segundo Papavasilou et al.
58
(1996), o limite elástico de um osso
circundante de um implante pode ser superado e, assim, produzir
microfraturas no osso. A proposta desse estudo foi comprovada com a
simulação, em computador, de situações clínicas com implantes IMZ
(Interpole International, Irvane, Califórnia) em mandíbulas edêntulas,
tendo identificado condições de carregamento que levaram a
microfraturas ósseas. Modelos de análise tridimensional de elemento
finito tiveram algumas variações: (1) tipos de mandíbulas edêntulas, (2)
materiais de cobertura, (3) ausência de osso cortical, (4) direções de
carregamento (axial e oblíqua em 12°), (5) níveis de carregamento (20 N
e 200 N). O padrão da distribuição de estresse foi comparado e o
estresse interfacial foi monitorado especificamente em quatro alturas ao
Revisão da Literatura
33
longo da interface osso-implante. Estresses foram concentrados na
direção do osso cortical (0,8 Mpa para 15 Mpa). Não há diferença entre os
tipos de materiais de cobertura sobre o estresse interfacial. Aumento de
estresse secundário foi associado a mandíbulas pequenas. Cargas
oblíquas aumentaram o estresse em 15 vezes, e carregamento de 200 N
aumentou o stress em 10 vezes. Condições para microfraturas ósseas
foram associadas a cargas oblíquas, estresse oclusal alto, e ausência de
cortical óssea.
Rodrigues
66
(1996) realizou um estudo utilizando o método dos
elementos finitos bidimensional e verificou as tensões exercidas sobre o
implante e o osso circundante na região de segundo pré-molar inferior. O
modelo geométrico foi confeccionado baseado na cópia fotográfica da
região a ser estudada. A carga selecionada foi do tipo axial, com o
implante tendo como material de cobertura protética a cerâmica. Os
resultados mostraram que a maior concentração de tensões se localizou
no lado de aplicação da carga.
Sertgöz, Güvener
71
(1996) investigaram a distribuição de estresse
na interface osso/implante pela análise dos elementos finitos
tridimensional usando três diferentes “cantilevers” e comprimentos de
implante em uma prótese parcial fixa suportada por implantes.
Simulações de modelos foram criadas com um “cantilever” distal bilateral
Revisão da Literatura
34
em uma PPF suportada por seis implantes incluídos em um modelo de
mandíbula. Nove diferentes simulações de modelo tiveram três diferentes
“cantilevers” (7mm, 14mm e 28 mm) e comprimentos dos implantes (7mm,
15mm e 20 mm). Forças verticais de 75 N e forças horizontais de 25 N
foram aplicadas para a distal do “cantilever”. Análises do estresse de Von
Mises para a interface osso/implante revelaram que o máximo de estresse
ocorreu na distal da interface osso/implante e que aumentou
significativamente com o comprimento do “cantilever”. Contudo, não
houve diferença significante associada com o comprimento dos implantes.
Holmes, Loftus
32
(1997) avaliaram, pelo método dos elementos
finitos, a influência da qualidade óssea na transmissão de forças que
incidem sobre os implantes dentais. Como padrão para classificação,
óssea foi escolhida a clasificação de Lekholm e Zarb, amplamente
divulgada na literatura. Concluíram que implantes colocados em região
onde a espessura da cortical e a densidade de osso medular são maiores,
aumentam a sua probabilidade de estabilização e sucesso.
Anusavice
4
(1998) relatou que a força mastigatória pode variar de
uma boca para outra e que a média mais alta conseguida é de
aproximadamente 756N. Na região de incisivos, o valor é de 89N a 111 N,
em caninos é de 133N a 334 N, em pré-molares de 222N a 445 N, e nos
molares é de aproximadamente 400N a 890 N.
Revisão da Literatura
35
Holmgren et al.
33
(1998) examinaram pelo método dos elementos
finitos, o efeito da variação do diâmetro dos implantes cilíndricos (3,8 mm
– 6,5 mm) localizados na região posterior de mandíbula: (1) compararam
a dissipação de estresse em implante cilíndrico-cônico versus implante
cilíndrico-reto; (2) avaliaram o significado da direção da força de mordida
(vertical, horizontal e oblíqua 45°) em ambos os tipos de implantes. Um
modelo geométrico de um caso clínico real foi digitalizado a partir de uma
tomografia computadorizada, sendo os implantes osseointegrados
unitários simulados. O resultado sugeriu que (1) uma saída para diminuir
a magnitude do estresse na interface osso-implante é o uso de um
implante com um diâmetro mais largo, mas isto não é necessariamente
possível em todos os casos, devido à limitação da morfologia óssea; (2) o
estresse é eventualmente melhor dissipado nos implantes cilíndrico-
cônicos quando comparado com os implantes cilíndrico-retos. Nesse
direcionamento de forças o maior estresss foi localizado na região cortical
óssea. Assim, a colocação de implante deve ser baseada na limitação da
morfologia óssea da mandíbula, e o desenho cilindro-cônico é a situação
mais desejável ante o implante cilíndrico na distribuição de estresse ao
redor do osso.
Oosterwyck et al.
55
(1998) criaram modelos de elementos finitos
para estudar a distribuição de estresse e tensão ao redor de implantes
Revisão da Literatura
36
Branemark unitários. Foram examinados na interface osso-implante: as
propriedades elásticas do osso, a fixação do implante em osso cortical
versus bicortical e a presença de uma lâmina dura. A bicorticalização do
implante elimina o estresse que ocorre na região do ápice, dependendo
do valor do módulo de elasticidade (quanto maior melhor). Na região
cervical, tanto na bicorticalização como na unicoticorticalização, vai
depender também, muito da qualidade e da quantidade da carga que está
sendo aplicada sobre o implante, podendo haver nesse tipo de fixação
reabsorção óssea marginal. Quando a lâmina dura está presente, a
concentração de estresse na interface é completamente eliminada. Todos
esses tipos de fixação estão intimamente interligados com a região
(mandíbula ou maxila), propriedades mecânicas e a anatomia da região a
ser estudada.
Sendyk
70
(1998) avaliou as tensões desenvolvidas nas estruturas
externas e internas de implantes osseointegrados unitários com coroa
protética, na região correspondente ao molar inferior. Foi utilizado o
método dos elementos finitos bidimensional, variando-se o diâmetro e o
tipo de material de cobertura, compômero (Artglass) ou cerâmica
feldspática (Vita), mantendo-se o comprimento do implante e a situação
óssea e aplicando-se carga concentrada axial. Foram avaliadas as
seguintes estruturas: coroa protética (compômero e cerâmica) e parafuso;
pilar intermediário e parafuso; implante osseointegrado (nos dois
Revisão da Literatura
37
diâmetros) e tecido ósseo (cortical e medular). Como resultado obteve
uma distribuição de tensões de Von Mises ligeiramente maior quando
aplicada carga em uma coroa de compômero em vez de uma coroa de
cerâmica; uma grande concentração de tensões de Von Mises no colo do
conjunto implante/pilar e intermediário/coroa; que os implantes de maior
diâmetro podem melhorar a distribuição das tensões geradas, tanto
internamente como nas estruturas de suporte ao redor dos mesmos; e
que existe uma diminuição gradativa da intensidade das tensões de Von
Mises à medida que se caminha em direção ao tecido ósseo apical, em
todos os modelos estudados.
Ciftçi, Canay
20
(2000), variando os materiais de cobertura oclusal
(resina acrílica, resina composta, cerômero, porcelana e liga de ouro) na
confecção de prótese parcial fixa implanto-suportada, pelo método dos
elementos finitos tridimensional, avaliaram o efeito amortecedor desses
materiais. Concluíram que as resinas reduzem a tensão exercida sobre a
infra-estrutura sob diferentes condições de carga (15 a 25%), quando
comparados à porcelana ou ao metal. Porém, a baixa resistência à fratura
e à abrasão, a facilidade ao manchamento e a instabilidade de cor
indicam seu uso apenas provisoriamente.
Geng et al.
27
(2001) relaram que a análise pelo método dos
elementos finitos tem se tornado uma ferramenta muito valiosa na análise
Revisão da Literatura
38
da biomecânica do complexo implante/osso. Esse método depende de
alguns parâmetros como: diâmetro e comprimento dos implantes;
interface osso-implante; forma e característica do implante; tipo de carga;
qualidade e quantidade de osso circundante. Esse tipo de análise permitiu
ao pesquisadores fazerem uma simulação em computador dos tipos de
tensões que podem acontecer no implante e no osso circundante,
podendo assim alertar o clínico dos possíveis problemas que podem
acometer o tratamento. A maior dificuldade desse método está na
dificuldade da modelagem do tecido ósseo humano não homogêneo e
anisotrópico e de sua resposta às forças aplicadas. Para que o método
tenha sucesso, é necessário que algumas hipóteses sejam assumidas
para a interpretação dos resultados.
Rubo, Souza
67
(2001) observaram, em todos os métodos de
análise mecânica (fotoelesticidade, elemento finito e extensometria), que
nenhum tem preponderância sobre o outro. Pelo método dos elementos
finitos, pode-se fazer avaliações detalhadas das estruturas das próteses
sobre implante, enquanto pelas outras técnicas é possível conseguir
subsídios aos modelos numéricos, dando mais confiabilidade à pesquisa.
Os autores concluíram que a associação dos métodos é importante na
simulação clínica dos implantes e das estruturas que os cercam.
Revisão da Literatura
39
Rudolph et al.
68
(2001) determinaram os tipos de forças
ortodônticas que causam altos estresses no ápice radicular. Um modelo
tridimensional de elemento finito de um incisivo central superior, com
ligamento periodontal e osso alveolar foram construídos sobre a base de
uma morfologia anatômica média. O incisivo central foi selecionado para o
estudo porque é um dos dentes com grande risco de reabsorção radicular
apical. As propriedades do esmalte, da dentina, do ligamento periodontal,
do osso e quatro diferentes sistemas de carga (inclinadas, intrusão,
extrusão e força rotacional) foram testadas. A análise do elemento finito
mostrou que forças puramente intrusivas, extrusivas e rotacionais têm
concentração de estresse no ápice radicular. O principal estresse em
forças inclinadas localizaram-se na crista alveolar.
Acça, Iplikçioglu
2
(2002) compararam o efeito do diâmetro,
comprimento e número de implantes na distribuição de stress no osso ao
redor dos implantes suportando uma prótese parcial fixa de três
elementos na região posterior de uma mandíbula edêntula. O modelo
tridimensional de elemento finito foi construído em uma mandíbula classe
ll de Kennedy. Quatro próteses fixas suportadas por dois implantes de
vários comprimentos e diâmetros, e duas próteses parciais fixas,
suportadas por três implantes de vários comprimentos foram desenhados.
Em casos separados, cargas de força com 400 N oblíqua, 200 N vertical,
e 50 N horizontal foram simuladas. Os valores de stress de tensão e
Revisão da Literatura
40
compressão na cortical óssea ao redor do colar dos implantes e stresses
de Von Mises nos implantes foram avaliados. Os autores concluíram que
embora a mudança no comprimento dos implantes não reduziu o stress,
os valores de stress de tensão e compressão diminuiu em implantes mais
largos. Não houve mudanças significativa na distribuição de valores das
tensões em próteses suportadas por dois implantes largos em
comparação com três implantes padrões.
Iplikçioglu, Akça
36
(2002) compararam o efeito do diâmetro, do
comprimento e do número de implantes na distribuição de estresse no
osso ao redor dos implantes suportando uma prótese parcial fixa de três
elementos na região posterior de uma mandíbula edêntula. O modelo
tridimensional de elemento finito foi construído em uma mandíbula classe
II de Kennedy. Quatro próteses fixas suportadas por dois implantes de
vários comprimentos e diâmetros, e duas próteses parciais fixas,
suportadas por três implantes de vários comprimentos foram desenhados.
Em casos separados, cargas de força com 400 N oblíqua, 200 N vertical,
e 50 N horizontal foram simuladas. Os valores de stress de tensão e
compressão na cortical óssea ao redor do colar dos implantes e stresses
de Von Mises nos implantes foram avaliados. Embora a mudança no
comprimento dos implantes não reduziu o stress, diminuiu os valores de
stress de tensão e compressão em implantes mais largos. Na distribuição
dos valores de tensões, não foram observados diferenças significantes
Revisão da Literatura
41
em próteses com dois implantes largos em comparação com três
implantes padrões. Com o uso de dois implantes de 4,1 mm de diâmetro
e 10 mm de comprimento sendo suporte de uma prótese fixa de três
elementos, a magnitude e a distribuição dos estresses no osso cortical ao
redor do colar do implante estão dentro do limite fisiológico normal.
Oosterwyck et al.
56
(2002) relataram que em pacientes com
implantes em uma crista alveolar estreita pode ocorrer uma deiscência. A
ausência de suporte ósseo no lado lingual ou vestibular do implante pode
apresentar uma situação desfavorável do ponto de vista biomecânico. Foi
proposta a hipótese pelo método dos elementos finitos, de que a
presença de deiscência conduz a um aumento do risco de sobrecarga no
osso marginal. Foram modeladas três diferentes situações para um
implante oral cilíndrico colocado na mandíbula: sem deiscência, com uma
deiscência no lado vestibular e deiscência no lado vestibular e lingual.
Concluíram que a presença de deiscências vestibulares e/ou linguais
levam a um forte aumento das tensões ósseas marginais nos lados
mesial e distal do implante, aumentando, portanto o risco de sobrecarga
no tecido ósseo. Em ambos os todos, lados vestibular e lingual, não foi
observado aumento nas tensões no osso marginal.
Tepper et al.
78
(2002) estudaram, pela análise tridimensional de
elemento finito, uma variação de situações que podem ocorrer no
Revisão da Literatura
42
levantamento de seio, mostrando qual o procedimento cirúrgico e o
material de cobertura peri-implantar que produzirão o melhor suporte de
osso no implante. Oito modelos foram utilizados, quatro situações de
modelos padrões simularam quantitativamente diferentes situações de
coberturas produzidas por diferentes acessos cirúgicos: 1- sem cobertura;
2- com 1 mm de cobertura óssea; 3- cobertura parcialmente oblíqua; 4-
completa cobertura óssea peri-implantar indo até o ápice do implante; 5-
comparou o implante padrão com o comprimento 13,5 mm e diâmetro de
3,75 mm ,com 7 mm de comprimento e 5 mm de largura do implante. Em
todos os modelos, os implantes modelados foram carregados em seu
ponto de emergência com uma força de 100 N. Estresses de Von mises
foram usados para calcular o stress em ambos, no osso humano e no
metal do implante em titânio. O resultado indicou que a maior extensão de
material de cobertura peri-implantar reduz o deslocamento do implante,
stress intra-ósseo e stress na interface osso-implante.
Hansson
29
(2003) tem hipotetizado que a reabsorção óssea
marginal seja resultado de acumulação de microdanos. Em conseqüência
disto, um implante dental deveria ser desenhado de tal maneira que
minimizasse os picos de stress ao redor do osso. Uma força sobre um
implante pode ser dividida por seus componentes horizontais e verticais.
Em estudos prévios tem-se encontrado que os picos de stress sobre o
osso, resultantes de cargas verticais é diferente àquelas que resultam de
Revisão da Literatura
43
cargas horizontais. Estes picos de stress produzem risco de reabsorção
óssea. Usando assimetricamente a análise pelo método dos elementos
finitos, foi fundamentado que na interface do implante/pilar ao nível de
osso marginal, em combinação com elementos de retenção na porção
endóssea do pescoço do implante, o pico de stress ósseo, resultante da
carga axial ficou mais abaixo no osso. Isto significa que estão
espacialmente separadas dos picos de stress que resultam de forças
horizontais.
Ishigaki et al.
37
(2003) estudaram a distribuição biomecânica de
stress no osso de suporte ao redor de um implante e um dente natural
sob funções mastigatórias. Contruiu-se modelos de elementos finitos tri-
dimensionais de dente natural e de implante em titânio, ambos na
mandíbula na região de molar. As direções das forças de deslocamento
foram determinadas de acordo com o ângulo da trajetória de fechamento
da mastigação do tipo vertical e lateral. O modelo dos dentes mostrou
suave distribuição de stress no osso de suporte com uma baixa
concentração ao redor do pescoço do dente. O modelo de implante
mostrou concentração de stress no osso de suporte ao redor do pescoço
do implante. O modelo de mastigação do tipo lateral mostrou uma
concentração de stress tensional mais alta que o modelo de mastigação
tipo vertical para o pescoço do implante. Os resultados deste estudo
Revisão da Literatura
44
sugeriram a importância de considerar a oclusão em função da
mastigação para entender a biomecânica dos implantes orais.
Pantoja
57
(2003) baseada no método dos elementos finitos
utilizando um implante hexágono externo com diâmetro de 3,75 mm por
10,0 mm de comprimento na região de maxila utilizou dois tipos de pilares
esteticone, um reto e outro angulado. Comparou a distribuição de tensões
e deformações nos implantes, componentes e tecidos ósseos de suporte.
O modelo dos elementos finitos foram conseguidos através do programa
autocad e transferida para o outro programa específico, e a partir daí feito
as leituras das tensões e deformações. Verificou que os parafusos de
ouro e do pilar intermediário do angulado sofreram o dobro das tensões,
quando comparados com os mesmos componentes do reto. O pilar
intermediário reto e o implante sofreram maiores tensões localizadas nas
regiões de contato das próteses, quando comparadas às mesmas peças
do componente angulado. Não houve diferença no que diz respeito à
configuração óssea.
Tada et al.
77
(2003) estudaram a influência do desenho dos
implantes e da qualidade óssea na distribuição de tensões no osso ao
redor dos implantes, por meio do método dos elementos finitos
tridimensional. Os implantes utilizados foram em forma de parafuso e
cilindro. A qualidade óssea foi dividida, variando o módulo de elasticidade
Revisão da Literatura
45
do osso medular. Não foi encontrado diferença entre o implante em forma
de parafuso e cilíndrico, mas as tensões no osso cortical aumentaram à
medida que diminuía o módulo de elasticidade do osso medular.
Alkan et al.
3
(2004) investigaram a distribuição de stress em 3
implantes dentais pré-carregados com intermediário, sob simulação de
forças oclusais. Foram utilizados os implantes: hexágono externo
Branemark retido por intermediário, ITI com abutment sólido, ITI com
abutment Syn Octa. Foram feitas 3 simulações de carga oclusal estática
(10 N horizontal, 35 N vertical, 70 N oblíquo) sobre o complexo implante-
abutment. Os resultados numéricos e gráficos demonstraram que o stress
aumentou em todos os abutments e parafusos protéticos no modelo de
elemento finito depois da simulação do carregamento horizontal. Contudo
quando foi aplicado o carregamento vertical e oblíquo, diminuiu o stress
no hexágono externo e no ITI com abutment synOcta, o stress aumentou
no ITI com abutment sólido.
Bozcaya et al.
10
(2004) estudando a concentração de cargas
oclusais sobre implantes de diversas marcas comerciais (Ankylos, Astra,
Bicon, ITI e Nobel Biocare) concluíram que a geometria do implante tem
grande influência na resistência de todos os tipos de forças que possam
vir a sobrecarregar a estrutura.
Revisão da Literatura
46
Eskitascioglu et al.
24
(2004) relataram que a influência do
carregamento oclusal na distribuição do stress em uma dentadura parcial
fixa suportada por implante e por tecido ósseo é limitada. Pensando nisso,
investigaram o efeito do carregamento de 1 a 3 diferentes localizações na
superfície oclusal de uma prótese sob stress, distribuído em uma
dentadura parcial fixa mandibular suportada por implante e osso
circundante, usando análise tridimensional de elemento finito. Um modelo
de um osso mandibular seccionado (Tipo 2) com a perda de um segundo
pré-molar e sua supra-estrutura foram usados para este estudo. Um
implante de 4.1mm x 10,0 mm da ITI foi modelado para este estudo.
Cobalto-cromo (Wiron 99) foi usado como material da estrutura da coroa e
porcelana foi usada como material de cobertura. O implante e sua
estrutura foram desenhados em um programa de computador
(Pro/Engineer 2000i). Um total de cargas com 300 N foi aplicada com as
seguintes localizações: 1) ponta da cúspide vestibular (300 N); 2) ponta
da cúspide vestibular (150 N) e fossa distal (150 N); ou 3) ponta de
cúspide vestibular (100 N), fossa distal (100 N), e fossa mesial (100 N).
Os resultados demonstraram que para cada 1 localização de
carregamento vertical resultou em altos valores de stress no osso e
implante. Para carregamento em 2 ou 3 localizações, stresses foram
concentrados sobre a estrutura e superfície oclusal da prótese, e baixo
stress foram distribuídos para o osso. Para o carregamento das condições
investigadas, a combinação ótima para o carregamento vertical foi
Revisão da Literatura
47
encontrado para ser carregado para 2 ou 3 localizações que diminuiu o
stress dentro do osso. Nesta situação, stress de Von Mises foi
concentrado sobre a estrutura e superfície oclusal da prótese.
Geramy, Morgano
28
(2004) investigaram a tensão em um implante
associado com diferentes desenhos em molar unitário quando sujeitos a
variação de condições de carregamento. Os três desenhos foram: (1)
implante único com diâmetro de 3,75 mm, (2) implante único com
diâmetro de 5,00 mm, e (3) 2 implantes, cada um com 3,75 mm de
diâmetro suportando uma coroa de um molar. Modelos foram feitos de 3
desenhos, e medidas de tensões foram usadas para medir a tensões
induzidas. Duas cargas foram aplicadas para a coroa do molar com 3
diferentes localizações sobre a superfície oclusal, a fossa central e o
cume marginal distal. Angulação das forças foi também variada, onde as
cargas foram aplicadas no longo eixo da coroa e com 15° de angulação.
Comparando os resultados obtidos pela variação de direção, e localização
das cargas aplicadas, as investigações informaram que o desenhos de
duplo-implante resistiram às cargas melhor que os outros dois desenhos.
O uso do implante com 5 mm de diâmetro reduziu stress em
aproximadamente 40% quando comparados com o implante com 3,75
mm de diâmetro. Uma grande redução no carregamento mesio-distal e
vestíbulo-lingual ocorreu com o desenho de 2 implantes quando
comparado com uma coroa suportada por um implante de 5 mm.
Revisão da Literatura
48
Himmlová et al.
30
(2004) em uma simulação matemática de
distribuição de stress ao redor dos implantes determinaram qual o
comprimento e diâmetro dos implantes poderia ser melhor para a
dissipação de stress. Simulações computacionais foram feitas através da
análise do método dos elementos finitos usando modelos tri-dimensionais.
Os modelos simulando implantes foram colocados em posição vertical na
região de molar em uma mandíbula. Um modelo simulando um implante
com diâmetro de 3,6 mm e comprimento de 8 mm, 10 mm, 12mm, 14 mm,
16 mm, 17 mm e 18 mm foram desenvolvidos para investigar a influência
do fator comprimento. A influência de diferentes diâmetros foram
modelados usando implantes com comprimento de 12 mm e diâmetros de
2,9 mm, 3,6 mm, 4,2 mm, 5,0 mm, 6,0 mm e 6,5 mm. A carga mastigatória
foi simulada usando uma força mastigatória média em uma direção
natural, oblíquo para o plano oclusal. Valores do stress equivalente de
Von Mises para a interface implante-osso foram computadas usando a
análise do método dos elementos finitos para todas as variações. Áreas
de stress máximo foram localizadas ao redor do pescoço do implante. A
diminuição do stress foi de 31,5% comparando os diâmetros de 3,6mm
para 4,2 mm. A redução de stress em implante com 5 mm reduziu 16,4%
o stress. O aumento no comprimento do implante também diminuiu os
valores de stress de Von Mises; a influência do comprimento, contudo,
não foi tão pronunciada como foi o diâmetro. O estudo dos elementos
Revisão da Literatura
49
finitos sugere que o diâmetro do implante pode ter uma influência maior
para a redução do stress mastigatório que o comprimento do implante.
Kitamura et al.
39
(2004) relataram que embora a perda óssea ao
redor de implantes seja reportado como a complicação de um processo
incontrolável, reabsorção nem sempre leva a perda do implante, porque
pode ser o resultado da adaptação biomecânica do stress. Para verificar
esta hipótese foi realizada a análise tridimensional de elemento finito e se
investigou a quantidade de reabsorção óssea marginal e a forma de
contorno. Foram criados um total de nove modelos virtuais com 1
implante: um modelo sem reabsorção (base) e oito variações, em que três
diferentes profundidades foram combinadas com reabsorções verticais
puras (A) ou cônicas puras (vertical-horizontal). Forças axiais e buco-
linguais foram aplicadas independentemente em toda oclusal e no centro
da supra-estrutura. Considerando a direção da carga, os stresses ósseos
foram mais altos nos modelos de reabsorção vertical pura que nos
modelos base, e foram aumentados com a profundidade da reabsorção.
De todos os modos, o stress na cortical foi muito menor nos modelos de
reabsorção cônica que nos modelos base. Os resultados desta análise
sugeriram que a quantidade de reabsorção cônica pode resultar da
adaptação biomecânica do osso ao stress. Contudo com o progresso da
reabsorção óssea, o stress crescente no osso esponjoso em um implante
com carga lateral pode resultar no fracasso do implante.
Revisão da Literatura
50
Yokoyama et al.
82
(2004) investigaram através da análise do
método dos elementos finitos tridimensional a influência da localização e
o comprimento do pôntico em uma prótese parcial fixa suportada por
implante. Verificaram que quanto maior o comprimento do pôntico, maior
será o stress gerado para os implantes que suportam esta prótese.
Huang et al.
35
(2005) estudaram modelos tridimensionais de
elementos finitos de coroas protéticas splintadas e avaliaram o stress com
diferentes tipos de implantes suportando uma prótese parcial fixa. Os
modelos de elementos finitos foram construídos baseados em um cadáver
mandibular contendo o segundo pré-molar e o primeiro-molar. As coroas
destes dois dentes foram modelados para imitar o design splintado e não
splintado, respectivamente. Um implante standart foi colocado na região
de pré-molar, enquanto que três tipos de implantes suportaram o molar
(um implant standart, um implante amplo e dois implantes regulares). Uma
carga oblíqua de 100 N foi aplicada para a cúspide vestibular sobre cada
coroa. A simulação pelo método do elemento finito foi validada pela média
de tensão. Os dados experimentais foram bem correlatados com a
previsão pelo método dos elementos finitos. Quando comparados com o
implante standart usados em área de molar, o implante largo e dois
implantes regulares reduziram o pico de stress na crista óssea em 29-
37% para cada caso splintado e não-splintado. Introduzindo o implante
Revisão da Literatura
51
standart em cada área de pré e molar o stress ósseo foi idêntico para
designs splintados como para não-splintados. Contudo a splintagem das
coroas tem a função de reduzir o stress ósseo para a região de pré-molar
em 25%. As vantagens biomecânicas usando implantes largos ou dois
implantes regulares são quase idênticas. O benefício de compartilhar a
carga para ferulizar as coroas é compartilhado só quando os implantes
em regiões de pré-molar e molar tem diferente capacidade de suporte.
Kitamura et al.
40
(2005) relataram que em um implante, a média de
reabsorção óssea marginal é de mais ou menos 1 mm depois do primeiro
ano de carregamento funcional, seguido por uma perda anual de
aproximadamente 0,1 mm, tem sido registrado como implante estável.
Contudo, análises de elemento finito no stress ósseo ao redor de
implantes tem sido limitado para analisar o stress ósseo na ausência de
alguma reabsorção óssea. Assim, uma análise de elemento finito
tridimensional foi interpretado para comparar o stress ósseo em um
modelo não-reabsorvido com outros quatro modelos com reabsorção
óssea de duas profundidades (1.3 mm e 2.6 mm) e tipos (reabsorção
horizontal e defeito angular). Forças axial e vestibulo-lingual foram
separadamente aplicadas para o centro da estrutura e o equivalente ao
stress máximo foi calculado. Depois da carga axial houve uma
concentração alta de stress ao redor do pescoço do implante, e também
na região vestíbulo-lingual em todos os modelos (sem reabsorção e com
Revisão da Literatura
52
reabsorção óssea). Distribuição de stress ósseo foi similar em modelos
sem reabsorção e com reabsorção horizontal, mas diferente para esses
modelos com defeito angular. Assim, no método dos elementos finitos, a
simulação precisa da forma do osso marginal na região do pescoço do
implante é aconcelhável.
Koca et al.
42
(2005) relataram que implantes localizados na região
posterior de maxila tem baixo sucesso em razão da comparação com
outros implantes colocados na região oral. Em seus estudos, os autores
estudaram a quantidade e a localização de stress em implantes e regiões
ósseas adjacentes quando localizados na maxila posterior em
proximidade com o seio usando a análise do método dos elementos
finitos. Um modelo tridimensional de elemento finito de uma secção óssea
de uma maxila posterior (tipo 3) foi usado para este estudo. Diferentes
dimensões ósseas foram geradas para calculo não-linear. Uma única
peça com 4.1 x 10 mm do implante ITI foi modelado e inserido em um
modelo de maxila atrófica com uma altura de crista óssea de 4, 5, 7, 10, e
13 mm. Em alguns modelos o implante penetrou no assoalho do seio.
Cobalto-cromo (virion 99) foi usado como material de estrutura da coroa
localizado sobre o implante, porcelana foi usada como superfície oclusal
da coroa. Uma média total de força oclusal (carga vertical) de 300N, foi
aplicada na cúspide palatina (150 N) e fossa mesial (150 N) da coroa. O
implante e a estrutura foram simuladas em software específico. Para a
Revisão da Literatura
53
estrutura de porcelana, os valores máximos de stress de Von Mises foi
observada na fossa mesial e cúspide palatina. Para a estrutura óssea, os
valores máximos do stress de Von Mises foram observados na cortical
óssea palatina adjacente com o pescoço do implante. Alto stress ocorreu
nos implantes para todos os planos. O stress de Von Mises máximo em
um implante foi localizado no pescoço do implante para o osso com 4 e 5
mm de crista óssea, mas para 7, 10 e 13 mm o stress ocorreu dentro do
implante.
Petrie, Williams
59
(2005) analisaram e compararam
sistematicamente os efeitos do diâmetro, comprimento e tipo de implante
sob tensões na crista óssea. Foram criados modelos tridimensionais de
elementos finitos da secção de um pré-molar de uma mandíbula com um
implante endósseo unitário, incluído em osso esponjoso com alta e baixa
densidade. Aplicou-se uma carga oclusal oblíqua (200 N verticais e 40 N
horizontais). O diâmetro do implante variou entre 3,5 e 6 mm, o
comprimento do implante entre 5,75 e 23,5 mm, e a conicidade de 0 a
14°, resultando em diversos desenhos de implantes. O diâmetro
crescente do implante resultou em uma redução 3,5 vezes da tensão
crestal, o comprimento crescente foi causa de uma redução de 1,65
vezes, a conicidade aumentou a tensão na crista, especialmente em
implantes estreitos e curtos, dando aumento de 1,65 vezes. O diâmetro, o
comprimento e a conicidade tem que ser considerados juntos devido a
Revisão da Literatura
54
seus efeitos interativos na tensão da crista óssea alveolar. Se o objetivo
foi minimizar a tensão peri-implantar na crista óssea alveolar, a eleição
mais favorável pareceu ser um implante amplo e relativamente longo, sem
conicidade. Se deve evitar implantes estreitos, curtos e com conicidade
em região cristal, especialmente em osso de baixa densidade.
Sevimay et al.
73
(2005) relataram que a estabilidade implantar
primária e densidade óssea são consideradas excenciais para atingir a
osseointegração e a sobrevivência dos implantes. Eles investigaram o
efeito de 4 diferentes qualidades ósseas sobre a distribuição de stress em
uma coroa mandibular suportada por implante, usando o método dos
elementos finitos. Um modelo tridimensional de uma secção óssea
mandibular com uma falha do segundo pré-molar e um implante com uma
coroa foi desenvolvido. Um implante ITI de 4.1 X 10 mm e uma coroa
metalo-cerâmica de Co-Cr (Wiron99) e porcelana feldspática foram
modelados. O modelo foi desenvolvido com o software (Pro/Engineer
2000i program), e 4 tipos de qualidades ósseas (D1,D2,D3 e D4) foram
preparados. Uma carga de 300N foi aplicada em uma direção vertical
para a cúspide bucal (vestibular) e fossa distal das coroas. Os resultados
demostraram que as diferentes simulações de qualidades ósseas e de
coroas suportadas por implante foram afetadas pela distribuição de
stress. O stress de Von Mises em qualidades ósseas D3 e D4 alcançaram
valores elevados para o pescoço do implante e foram distribuídos
Revisão da Literatura
55
localmente. Uma distribuição mais homogênea foi visto no osso inteiro
para o grupo ósseo D1 e D2, e uma distribuição similar de stress foi
observada.
Byung-Gon, Su-Gwan
15
(2006) avaliaram através da análise do
método dos elementos finitos tridimencional a distribuição de tensão e a
avaliação da estabilidade do implante e do enxerto antes e depois de sua
estabilização . A distribuição de tensão foi comparada na mandíbula e na
maxila, com uma carga vertical e a outra aplicada em ângulo de 30°. As
propriedades físicas dos materiais de enxerto mudam com o tempo da
implantação do enxerto, portanto, foram comparados a distribuição de
stress para diferentes estágios usando três diferentes materiais: Dembone
(Pacific Coast Tissue Bank, LA, CA, EUA), Bio-Oss (Geistlich-Pharma,
Wolhusen, Suíça), e uma combinação de dentina particulada e gesso
Paris (hidroxiapatita), para avaliar a efetividade do material de enxerto. A
tensão foi maior quando aplicada a força em ângulo de 30°, comparando-
se com a vertical. A hidroxiapatita demonstrou uma menor distribuição de
tensão, enquanto que a maior distribuição de tensão se aplicou em ângulo
de 30° com o uso de osso desmineralizado (banco de osso). Os autores
concluíram que é necessário precaução para aplicar carga imediata a um
implante depois de sua colocação e que as diferenças de tensão variam à
medida que o implante e o enxerto vão se estabilizando.
Revisão da Literatura
56
Natali et al.
53
(2006) investigaram a interação que ocorre entre
implantes dentais endósseos e o tecido ósseo peri-implantar, através de
análises numéricas. Foram adotados modelos detalhados de elementos
finitos para analisar o comportamento atual do sistema osso-implante
dependendo das configurações da carga e da situação anatômica. Foram
considerados diferentes tipos de implantes dentais confeccionados em
titânio. Os modelos foram obtidos através de programas específicos para
a construção da geometria. Os aspectos anatômicos foram modelados
através de dados fornecidos por uma tomografia computadorizada. Foram
aplicadas forças oclusais estáticas sobre os implantes e estudados seus
efeitos sobre a região da interface osso-implante. A influência da
morfologia anatômica do local e as condições de carregamento
biomecânico do sistema osso-implante são diretamente proporcional à
resposta do tecido ósseo à tensão exercida sobre o implante
Proposição
Proposição
3 Proposição
O objetivo deste estudo, pelo método dos elementos finitos
bidimensional (MEF), foi avaliar implantes localizados na região posterior
de mandíbula (primeiro pré-molar) nas seguintes condições:
- Quanto à posição:
- 0°
- 30°
- 35°
- 40°
- Quanto à carga aplicada na superfície oclusal
- 100 N
- 350 N
- Quanto ao material de cobertura oclusal
- cerômero
- porcelana
- metal
Material e Método
Material e Método
4 Material e método
Questões ligadas à biomecânica dos implantes, atualmente, são
assuntos de uma variedade de estudos. A idealização de um modelo e
sua divisão em um número finito de pontos é o objetivo do método dos
elementos finitos, pelo qual é possível graças, a softwares específicos,
analisar qualitativa e quantitativamente as tensões existentes sobre o
complexo prótese/implante/osso, sendo determinante o conhecimento de
algumas propriedades: módulo de elasticidade, coeficiente de Poisson,
geometria da infra-estrutura, confecção da malha dos elementos, fixação
do modelo e carga.
O método utilizado neste estudo foi o do elemento finito
bidimencional. Inicialmente, com o auxílio de recursos CAD (computer
aided design), foi feita a geometria da infra-estrutura, transferida para o
programa dos elementos finitos, a seguir subdivididos em inúmeras partes
triangulares denominadas de elementos e conectadas entre si por
intermédio de pontos discretizados chamados nós, formando o que
chamamos de malha (Figura1). A partir daí foi possível estudar com mais
detalhes as regiões de tensões e deformações dentro de cada elemento.
Material e Método
61
Nó
Elemento
FIGURA 1- Desenho esquemático da malha
A análise pelo método dos elementos finitos proporcionou dados
valiosos a um custo relativamente baixo, cujos resultados
numérico/computacionais mostraram-se de acordo com os estudos
clínicos.
Nesse método numérico, foi possível dividi-los em quatro etapas:
dados preliminares, pré-processamento, processamento e pós-
processamento. A Figura 2 mostra as etapas para a análise pelo método
dos elementos finitos.
Material e Método
62
Estrutura
Dados Preliminares
Geometria
Malha
Pré-processamento
Solução
Processamento
Análise
Pós-processamento
Resultado
FIGURA 2- Esquema de todas as etapas do método dos elementos finitos
4.1 Etapas da Análise pelo Método dos Elementos Finitos
Dados Preliminares: Essa etapa mostra a geometria do problema e o
contorno da estrutura. As propriedades mecânicas de cada material
Material e Método
63
utilizado devem ser especificadas (módulo de elasticidade e coeficiente
de Poisson).
Pré-processamento: etapa usada para a confecção do modelo
numérico. Este foi confeccionado pelo programa GID (Barcelona,
Espanha), que permitiu a geração automática da malha de elementos
finitos a partir da definição da geometria do problema. O programa
possibilitou a definição das variadas regiões correspondentes aos
diferentes materiais envolvidos na análise, assim como a imposição das
condições de contorno (cargas e vínculos). As informações associadas a
posição espacial de cada elemento (coordenadas dos nós e
conectividades), cargas, vínculos e materiais são transformadas em
dados numéricos que irão alimentar o programa computacional que as
processarão.
Processamento: feito por programa computacional de análise
mecânica que realiza os cálculos necessários para a obtenção de tensões
e deformações pelo método dos elementos finitos (Programa Ômega).
Como resultado, serão obtidos os valores de deslocamentos, tensões e
deformações associados aos vértices (nós) de cada elemento finito que
constitui o problema. A análise da enorme quantidade de informações
obtidas é facilitada pelas imagens gráficas geradas por técnicas de pós-
processamento.
Material e Método
64
Pós-processamento: feito pelo módulo de pós-processamento do
programa GID que, a partir dos resultados numéricos fornecidos pelo
processamento, gera representações gráficas dos estados de tensões,
deformações ou de outras variáveis de interesse.
4.2 Definição das Propriedades Mecânicas
Para que seja possível a simulação dos modelos numéricos, é
necessário que estes sejam isotrópicos (apresentem as mesmas
propriedades para qualquer direção), elásticos (recuperem as dimensões
originais quando a carga é retirada) e contínuos (não apresentem
espaços vazios). Com isso faz-se necessário o conhecimento de algumas
propriedades mecânicas:
- Módulo de Elasticidade: medida da rigidez do material - quanto maior o
módulo de elasticidade, menor a capacidade de deformação.
- Coeficiente de Poisson: é o valor absoluto da relação entre as
deformações transversais e as longitudinais.
- Tensão: é uma resposta interna a forças aplicadas externamente.
- Deformação: modificações internas passadas por um corpo quando este
sofre uma determinada força.
Material e Método
65
Para que seja possível a geração da malha, cada elemento
bidimensional deve receber os valores do módulo de elasticidade e
coeficiente de Poisson de cada material utilizado (Quadro 1) (Baseado em
Sendyk
70
, 1998)
Quadro 1 – Valores dos materiais componentes
Material Módulo de
Elasticidade (GPa)
Coeficiente de
Poisson (U)
Osso Cortical
Osso Esponjoso
Impl. Osseoint. Ti
Liga de Ag/Pd
Porcelana Feldspática
Cerômero “Artglass”
13.7
1.37
110.0
80.00
67.70
20.00
0.30
0.30
0.33
0.33
0.28
0.28
Material e Método
66
4.3 Geometria das Estruturas
Para a avaliação comportamental das tensões existentes no
implante e ao seu redor, foi desenvolvido um modelo que representasse
um caso clínico real na região de primeiro pré-molar inferior. As imagens
foram capturadas utilizando-se uma máquina fotográfica digital (D 50,
Nikon, Tóquio, Japão) e uma lente 105 mm (Nikon, Tókio, Japão), sendo
trabalhadas em ambiente CAD (computer aided design), para depois
serem transferidas para o programa dos elementos finitos.
4.3.1 Implantes Osseointegrados
Para a confecção do modelo, foi utilizado um implante LTX (3i, Palm
Beach, Flórida, USA), com 4,0 mm de diâmetro, 15 mm de comprimento,
7 mm de altura hexagonal e 4,1 mm de plataforma oclusal, fabricado em
titânio comercialmente puro, do tipo rosqueável, e apresentando
hexágono externo (Figura 3).
FIGURA 3-Desenho esquemático mostrando implante 3i com as medidas.
Material e Método
67
4.3.2 Pilar Intermediário
Devido à grande inclinação adotada pela pesquisa para os
implantes (30, 35 e 40 graus), não se encontrou no mercado odontológico
intermediários pré-fabricados que corrigissem e devolvessem uma
posição adequada da coroa protética na cavidade bucal. O componente
selecionado foi o pilar UCLA (3i, Palm Beach, Flórida, USA) com 4,0 mm
de diâmetro e com anti-rotacional (Figura 4).
FIGURA 4- Componente protético UCLA com anel metálico.
Material e Método
68
4.3.3 Coroa Protética
A prótese confeccionada equivalia ao primeiro pré-molar inferior (Figura
5), na qual, sobre o componente UCLA, foi fundido um “copyng”, dando a
característica de uma peça cimentada, e sobre esse componente foram
aplicadas resina, porcelana feldspática ou apenas uma única fundição em
prata-paládio (copyng + coroa), resultando em uma coroa total metálica.
Pela peça ser cimentada, não houve a necessidade de especificar a linha
de cimentação, pois, por ela ser tão delgada, não influenciava no
resultado final do trabalho.
FIGURA 5- Desenho esquemático do primeiro pré-molar inferior.
Material e Método
69
4.3.4 Segmento Ósseo Mandibular
A região selecionada para este estudo foi a mandibular, mais
especificamente na região de primeiro pré-molar inferior. Para a
confecção do modelo geométrico da mandíbula, tomou-se como
referência um corte longitudinal de uma mandíbula, cedida pelo
Departamento de Anatomia da Faculdade de Odontologia de Araraquara -
Unesp. Nesse tipo de corte é possível diferenciar o osso cortical do
esponjoso (Figura 6).
a
b
FIGURA 6- Hemimandíbula mostrando internamente:
a)osso cortical; b)osso esponjoso.
Material e Método
70
4.4 Modelo do Elemento Finito
4.4.1 Construção
O método dos elementos finitos é uma simulação pela qual se
procura desenvolver a biomecânica de um caso clínico real. Dependendo
das inclinações, o programa mostrará as regiões que receberão as
deformações ou tensões oriundas da carga aplicada sobre a prótese.
Por se tratar de uma simulação, não foi preciso a fundição e nem a
aplicação dos materiais de cobertura, pois apenas o enceramento foi
necessário para diferenciar os materiais que foram usados na pesquisa.
Todas as imagens foram capturadas digitalmente procurando
copiar com precisão a região a ser pesquisada.
Foram adquiridos quatro implantes da marca comercial LTX (3i,
Palm Beach Garden, Flórida, USA), com 4,0 mm de diâmetro por 15 mm
de comprimento, que foram incluídos em resina acrílica autopolimerizável
(Artigos Odontológicos Clássico, São Paulo, São Paulo, Brasil), com suas
inclinações (0°, 30°, 35°e 40°). A região estudada foi a relativa ao primeiro
pré-molar inferior.
Terminada a inclusão fez-se o seccionamento no sentido ocluso-
apical com o disco diamantado Diamond Wafering Blade (Série 15 HC
Daimond) em conjunto com a máquina Metaserv 2000 (Buehler, Lake
Bluff, Illinois, EUA).
Material e Método
71
A partir daí, o pilar ucla (3i,Palm Beach Garden, Flórida, USA) foi
instalado sobre o implante, sendo feito o enceramento da estrutura
metálica e a posterior confecção do material de cobertura, devolvendo a
oclusão com o antagonista.
O processo de enceramento da estrutura metálica deve ser
bastante criterioso, de forma a proporcionar uma cobertura homogênea
de porcelana, resina composta ou metal (Figuras 7 a 10). O metal
selecionado para esse tipo de pesquisa foi a liga de prata-paládio, com o
parafuso que trava a estrutura ao implante em titânio.
A imagem conseguida foi capturada por uma câmera digital (D 50,
Nikon, Tókio, Japão) em conjunto com uma lente macro 105 mm (Nikon,
Tókio, Japão) e trabalhada pelo programa AUTOCAD (computer aided
design) e transferida ao programa GID (Barcelona, Espanha).
Material e Método
72
FIGURA 7- 0°. FIGURA 8 - 30°.
FIGURA 9 – 35°. FIGURA 10 – 40°.
FIGURAS 7 a 10 – Corte mostrando implante com 0°, 30°, 35° 40° e seus
respectivos parafusos, e enceramentos dentais.
Material e Método
73
O modelo foi construído por meio de um sistema cartesiano
ortogonal nos eixos X e Y através da divisão em elementos finitos, unidos
através de pontos denominados nós, em que a correta distribuição das
tensões foi dada pela forma triangular dos elementos. Com isso foram
obtidos resultados nos campos de deformações, tensões e
deslocamentos bastante confiáveis.
Para não sofrer nenhum tipo de interferência (rotação e
translação), foi necessário restringir os deslocamentos nos sentidos X e
Y, estabilizando o modelo.
O modelo matemático apresentou X nós e Y elementos, somados
às estruturas da coroa, intermediário, implante e osso mandibular.
Inicialmente foi necessário o estudo dos dados preliminares com a
confecção da geometria e o contorno das estruturas (Figuras 11 a 14)
com suas respectivas propriedades mecânicas (módulo de elasticidade e
coeficiente de Poisson).
Material e Método
74
FIGURA 11 – 0°. FIGURA 12 - 30°.
FIGURA 13 - 35°. FIGURA 14 - 40°.
FIGURAS 11 a 14 - Desenho esquemático mostrando o conjunto implante
com suas respectivas inclinações, parafuso e coroa protética.
Material e Método
75
Em seguida, para a confecção do modelo numérico (pré-processamento),
foi utilizado um programa gráfico GID, pelo qual é definida a geração da
malha (Figuras 16 a 19), com os correspondentes nós (vértice de forma
triangular). O programa lista as coordenadas de todos os nós (Figura 15),
os volumes (áreas) com as superfícies e as definições das condições de
contorno (cargas e vínculos)
Nó
Elemento
FIGURA 15 - Forma do elemento finito para a listagem das coordenadas.
Para fazer o cálculo das tensões e deformações (processamento),
foi usado o programa computacional Ômega, pela qual foi possível
processar os resultados (deslocamentos, tensões de Von Mises para
cada nó).
Material e Método
76
O pós-processamento foi conseguido pelo programa GID, que gerou as
imagens que facilitaram a interpretação dos resultados e também a
configuração das deformações e tensões.
Material e Método
77
FIGURA 16 – 0°. FIGURA 17 - 30°.
FIGURA 18 - 35°. FIGURA 19 - 40°.
FIGURAS 16 a 19 - Desenho esquemático da malha para o conjunto
implante com suas respectivas inclinações, parafuso e coroa protética.
Material e Método
78
4.5 Aplicação da Carga
A maioria das cargas exercidas sobre a superfície oclusal nos
dentes posteriores inferiores é vertical e por essa razão, o trabalho foi
desenvolvido segundo um modelo plano. A carga aplicada sobre a
cúspide vestibular foi de 100 N e 350 N no sentido axial, sendo este valor
retirado da literatura.
4.5.1 Regiões a Serem Analisadas
A partir do modelo bidimensional foram selecionadas áreas
específicas para o resultado final deste estudo:
- a carga axial incidindo sobre o implante com coroa coberta por
porcelana feldspática, cerômero e coroa metálica e suas
respectivas tensões e deformações em implante sem inclinação;
- a carga incidindo sobre o implante com cobertura em porcelana
feldspática, cerômero e coroa metálica e suas respectivas tensões
e deformações em implante com inclinações de 30°, 35° e 40°;
- comparação das tensões e deformações existentes nos implantes
retos com as inclinados com 30°, 35° e 40°;
- dissipação dessas tensões e deformações nas estruturas ósseas
que circundam o implante.
Resultado
Resultado
5 Resultado
Após os estágios de pré-processamento e processamento, os
resultados foram apresentados em forma de cores, por meio de
diagramas de tensão/deformação, com a distribuição de tensões e os
valores numéricos, cuja mudança significa a ocorrência de algum tipo de
tensão sobre a região pesquisada. Juntamente com o valor qualitativo, o
método dos elementos finitos proporciona saber os valores numéricos de
cada região estudada, visualizada lateralmente em cada desenho. Estes
valores foram representados pelas tensões de Von Mises, desde as
tensões mínimas chegando as máximas obtidas em MPa. Em todas as
inclinações dos implantes, foram admitidas duas forças verticais
separadas, sobre a cúspide vestibular do primeiro pré-molar inferior,
sendo uma de 100 N e outra de 350 N, e também três tipos de materiais
de revestimento: porcelana feldspática, cerômero e prata-paládio.
Com os resultados obtidos pelo método dos elementos finitos
bidimensional, foram selecionadas áreas específicas para o resultado final
das tensões (Tabela 1).
Resultado
81
1. Carga incidindo sobre o implante sem inclinação com
diferentes materiais de recobrimento
Nos modelos carregados com 100 N, a região com maior
concentração de tensão localizou-se na ponta da cúspide, onde a tensão
de Von Mises foi de 140 MpA, passando a 77 MpA na região circundante
a esta e diminuindo para uma média 15,55 MpA para o terço médio e
apical do implante (Figuras 20, 22 e 24).
Com carga de 350 N, as tensões foram concentradas nas mesmas
regiões encontradas nos modelos carregados com 100 N, apenas tendo
sua intensidade aumentada. Na região de ponta de cúspide a tensão foi
de 480 Mpa, circundando esta região, o valor foi de 266.67 Mpa e para o
terço médio e apical do implante a intensidade foi de 53,32 Mpa (Figuras
21, 23 e 25).
O material de cobertura não interferiu na distribuição de tensões
para os modelos carregados com 100 N e 350 N.
2. Carga incidindo sobre implante com inclinação de 30°, 35° e
40° com diferentes materiais de cobertura
Para os modelos com inclinações de 30, 35 e 40° e uma carga vertical
incidindo sobre a ponta de cúspide vestibular com 100 N, a intensidade e a
região da concentração de tensões foram as mesmas, isto é, na ponta de
Resultado
82
cúspide com um valor de 140 Mpa, passando a 77,77 Mpa na região
circundante e na região do pescoço até o terço médio do implante do lado da
inclinação, e na região apical houve uma intensidade de 15,55 Mpa (Figuras
26, 28, 30, 32,34,36, 38, 40 e 42).
Com uma carga de 350 N, as tensões foram concentradas nas mesmas
regiões encontradas nos modelos com carga de 100 N, tendo apenas sua
intensidade aumentada. Na ponta de cúspide o valor foi de 480 Mpa, na região
circundante e do pescoço ao terço médio do implante do lado da inclinação o
valor foi de 266,66 Mpa, e na região apical a intensidade foi de 53,33 Mpa
(Figuras 27, 29, 31, 33, 35, 37, 39,41,43).
O material de cobertura não interferiu na distribuição de tensões para os
modelos carregados com 100 N e 350 N.
3. Comparação das tensões existentes nos implantes retos com os
inclinados em 30°, 35° e 40°
No implante com 0° as tensões se localizaram com maior intensidade no local
de aplicação da carga, se espalhando de maneira homogênea por toda a
superfície do implante, tanto para os modelos carregados com 100 N como
para 350N, não sendo nocivo para o sistema. Enquanto que para os implantes
inclinados, as tensões se concentraram mais no local de aplicação da carga e
Resultado
83
nas regiões do pescoço até o terço médio do lado da inclinação, podendo
causar injúrias ao sistema.
4. Dissipação das tensões nas estruturas ósseas que circundam os
implantes retos e angulados
No implante com 0° houve uma distribuição homogênea em torno do
osso circundante, ficando os valores concentrados para carga com 100 N em
15,55 Mpa e para carga com 350 N em 53,33 Mpa.
Para os implantes inclinados com 30° o stress máximo se concentrou
na cortical óssea no lado da inclinação, onde para o modelo com carga de 100
N o valor foi de 93,33 Mpa, e para o osso medular a tensão ficou em 15,55
Mpa (Figuras 26, 28 e 30). Para uma carga de 350 N, a tensão se concentrou
na cortical óssea com 320 Mpa, no osso medular a intensidade foi de 53,33
Mpa (Figuras 27, 29 e 31)
Para os implantes inclinados com 35° o stress máximo se concentrou
na cortical óssea no lado da inclinação, onde para o modelo com carga de 100
N o valor foi de 108,89 Mpa, e para o osso medular a tensão ficou em 15,55
Mpa (Figuras 32, 34 e 36). Para uma carga de 350 N, a tensão se concentrou
na cortical óssea com 373,33 Mpa, no osso medular a intensidade foi de 53,33
Mpa (Figuras 33, 35 e 37).
Resultado
84
Para os implantes inclinados com 40° o stress máximo se concentrou
na cortical óssea no lado da inclinação, onde para o modelo com carga com
100 N o valor foi de 124,44 Mpa, e para o osso medular a tensão ficou em
15,55 Mpa (Figuras 38, 40 e 42). Para uma carga de 350 N, a tensão se
concentrou na cortical óssea com 426,67 Mpa, no osso medular a intensidade
foi de 53,33 Mpa (Figuras 39, 41 e 43).
Mesmo com cargas diferentes aplicadas sobre implantes inclinados, as
regiões de tensão no osso medular mostraram-se iguais, tanto para carga 100
N (média de 15, 555 Mpa) como para carga de 350 N (média de 53,33 Mpa),
para o lado em que foi aplicada a inclinação e praticamente não houve tensão
no lado contrário.
Resultado
85
Tabela 1- Valores numéricos das tensões
100 N 350 N
Ponta de
cúspide
Cortical
óssea
Terço
médio do
implante
Ponta de
cúspide
Cortical
óssea
Terço
médio do
implante
0°
140 Mpa
31,11 Mpa
15,55 Mpa
480,00 Mpa
106,66 Mpa
53,32 Mpa
30°
140 Mpa
93,33 Mpa
77,77 Mpa
480,00 Mpa
320,00 Mpa
266,66 Mpa
35°
140 Mpa
108,89 Mpa
77,77 Mpa
480,00 Mpa
373,33 Mpa
266,66 Mpa
40°
140 Mpa
124,44 Mpa
77,77 Mpa
480,00 Mpa
426,67 Mpa
266,66 Mpa
Resultado
86
FIGURA 20- Cerômero c/ 100 N. FIGURA 21- Cerômero c/ 350 N.
FIGURA 22- Porcelana c/100 N. FIGURA 23- Porcelana c/ 350 N.
FIGURA 24- AgPd c/ 100 N. FIGURA 25- AgPd c/ 350 N.
Resultado
87
FIGURA 26- Cerômero c/ 100 N (30°). FIGURA 27- Cerômero c/ 350 N (30°).
FIGURA 28- Porcelana c/ 100 N (30°). FIGURA 29- Porcelana c/ 350 N (30°).
FIGURA 30- AgPd c/ 100 N (30°). FIGURA 31- AgPd c/ 350 N (30°).
Resultado
88
FIGURA 32- Cerômero c/ 100 N (35°). FIGURA 33- Cerômero c/ 350 N (35°).
FIGURA 34- Porcelana c/ 100 N (35°). FIGURA 35- Porcelana c/ 350 N (35°).
FIGURA 36- AgPd c/ 100 N (35°). FIGURA 37- AgPd c/ 350 N (35°).
Resultado
89
FIGURA 38- Cerômero c/ 100N (40°). FIGURA 39- Cerômero c/ 350 N (40°).
FIGURA 40- Porcelana c/ 100 N (40°). FIGURA 41- Porcelana c/ 350 N (40°).
FIGURA 42- AgPd c/ 100 N (40°). FIGURA 43- AgPd c/ 350 N (40°).
Discussão
Discussão
6 Discussão
Com a evolução dos implantes e a procura cada vez maior pela
estética, a realização de um planejamento se mostrou vital, tornando-se
um procedimento de primeira escolha (planejamento reverso), para definir
o posicionamento dos implantes e possibilitar um perfil de emergência
correto da prótese em relação ao tecido gengival. Porém, as estruturas
anatômicas podem limitar a colocação dos implantes no local previamente
planejado, principalmente em rebordos reabsorvidos
13
.
Problemas ligados à sobrecarga sobre os implantes estão
intimamente ligados ao fracasso dessas restaurações, podendo ocorrer
desde o afrouxamento do parafuso de fixação até a reabsorção do osso
circundante
62
.
Entre os métodos mais eficazes de pesquisa, está a análise pelo
método dos elementos finitos, pelo qual, através de simulações em
computador, é possível prever o comportamento de restaurações ante as
estruturas que o circundam. Pesquisas com elemento finito devem ser
melhor analisadas para que possa chegar o mais próximo da realidade
clínica. Weinstein et al.
80
em 1976, foram os primeiros a usar o método
dos elementos finitos (MEF) em odontologia, e Borchers, Reichart
9
(1983)
iniciaram as pesquisas utilizando o dos elementos finitos tridimensional,
pelo qual um implante foi colocado em diferentes posições no osso.
Discussão
92
Durante a etapa de revisão de literatura, verificamos a
preocupação dos pesquisadores com problemas biomecânicos no
sistema prótese/implante/osso circundante. A análise e a discussão dos
resultados, foi realizada comparando-se os dados encontrados, com os
artigos da literatura, e, para melhor compreensão, este estudo foi dividido
de acordo com as áreas comprometidas pela análise.
a) Tensões no Implante e no Tecido Ósseo
O sucesso da osseointegração está ligado à estabilidade implantar
primária e à densidade óssea, consideradas essenciais para atingir a
osseointegração e a sobrevivência dos implantes
73
.
Apesar de a implantodontia se tornar uma realidade nas
especialidades odontológicas, durante a cicatrização e o primeiro ano de
instalação, existe uma perda óssea marginal de 1,5 mm, passando para
0,1 mm nos anos seguintes
1
. Porém, Linquist et al.
46
(1988), estudando
pacientes com prótese sobre implante durante 6 anos, verificaram, por
meio de radiografias esteroscópicas, que, no primeiro ano a perda óssea
foi de 0,5 mm e de 0,06 mm a 0,08 mm nos anos subseqüentes. Os
autores expõem ainda que fatores como má higienização e parafunções
podem acelerar esse processo.
Discussão
93
Apesar de, essas perdas poderem ter alguma variação devido aos
diferentes tipos de osso que existem tanto na mandíbula quanto na
maxila, Lekholm, Zarb
44
(1985) propuseram um sistema de classificação,
baseado na qualidade e na quantidade óssea, largamente aceito pela
comunidade odontológica. Segundo a forma, a maxila e a mandíbula,
foram classificados em A, B, C, D e E, partindo do rebordo menos
reabsorvido para o mais reabsorvido, e, segundo a qualidade óssea,
classificados em tipo 1, 2, 3 e 4, numa escala decrescente quanto à
densidade óssea e à espessura de osso cortical.
Embora a perda óssea ao redor de implantes seja reportada como
a complicação de um processo incontrolável, reabsorção nem sempre
leva à perda do implante porque pode ser o resultado da adaptação
biomecânica do estresse
39
. Porém, Bidez et al.
8
(1992) afirmaram que
uma carga elevada aplicada a um implante osseointegrado pode gerar um
dano ao implante ou aos tecidos adjacentes, influenciando na longevidade
do tratamento. O tecido ósseo remodela sua estrutura dependendo da
carga aplicada, e sua variação poderá determinar uma remodelação
construtiva ou destrutiva no osso. A ausência de carga no implante pode
resultar em atrofia, semelhante à reabsorção alveolar após exodontia, e
um excesso de carga (ex: excesso de carga oclusal) pode resultar em
perda do implante
60
.
Essa carga atuando normalmente sobre o osso causa uma
deformação elástica fisiológica, porém, em certas condições patológicas,
Discussão
94
o tecido ósseo é sobrecarregado, causando uma deformação plástica que
produz lesões internas sem fraturas
34
. Frost
26
(1991), em uma revisão de
literatura, estabeleceu a existência de uma taxa mínima de tensão, “a
tensão mínima efetiva” (TME), acima da qual a resposta adaptativa
ocorreria, enquanto, abaixo dela, o osso permaneceria estável. Onde a
deformação óssea permanecer abaixo de 50 uE (micro strain – unidade
de deformação) serão observados os efeitos do desuso; entre 50 uE e
1500 uE ocorrerá o equilíbrio; se a deformação ultrapassar 1500 uE a
remodelação óssea poderá ocorrer; e se acontecer acima de 3000 uE,
poderá gerar reabsorção. A presença de deiscências vestibulares e/ou
deiscências linguais levam a um forte aumento das tensões ósseas
marginais nos lados mesial e distal do implante, aumentando, portanto, o
risco de sobrecarga no tecido ósseo
54
.
Hanson
29
(2003) definiu que a reabsorção é o resultado de
microdanos, defendendo a idéia de que os implantes devem ter desenhos
que minimizem os picos de estresse tanto vertical quanto horizontal.
Quando compararam dente natural a implante, Borchers, Rechardt
9
(1983) afirmaram que a ausência de ligamento periodontal nos implantes
osseointegrados provoca transmissão de cargas ao osso adjacente e ao
implante. Já em dentição natural, o ligamento absorve parte da carga e
dissipa de certa forma o restante. Assim, quando cargas são aplicadas
sobre implantes osseointegrados, estes se comportam diferentemente
dos elementos naturais, transmitindo a carga ao tecido ósseo com maior
Discussão
95
intensidade e alterando o fenômeno de remodelação óssea de alguma
maneira. Meroueh et al.
51
(1987) estudaram a distribuição de tensões no
osso alveolar de uma prótese fixa, utilizando implante osseointegrado IMZ
como retentor distal e um segundo pré-molar inferior como retentor mesial
e observaram a prevalência de tensões de compressão ao redor do dente
natural e tensões de tração ao redor do implante.
O fracasso dos implantes está intimamente ligado à dissipação das
cargas conseguidas pelo osso circundante e o material de cobertura
oclusal. Em um estudo sobre os tipos de implantes que conseguem
resistir melhor às cargas mastigatórias, Rieger et al.
65
(1990) pesquisaram
seis tipos de implantes (Branemark cilíndrico rosqueado, Core vent
rosqueado com centro oco, Steri-oss cilíndrico serrilhado, Miter cônico
serrilhado, Striker cônico serrilhado, Galena cônico e RBT 411 cônico) e
verificaram que os implantes cilíndricos podem direcionar parte da carga
para o osso apical, enquanto os cônicos proporcionam melhor distribuição
de estresse. Podemos concluir que a geometria do implante tem grande
influência na resistência de todos os tipos de forças que possam vir a
sobrecarregar a estrutura
10
.
Outro fator importante na distribuição das tensões sobre o osso,
além da biomecânica, é a ligação da anatomia com a região a ser
pesquisada - quanto menor a quantidade de osso suportando o implante,
maior será a sobrecarga sobre eles
42,53
.
Discussão
96
Existem dois tipos de cargas possíveis de serem evidenciadas no
ciclo mastigatório, as verticais e as oblíquas, que podem afetar os
implantes conforme sua intensidade durante a mastigação, melhorando a
interface implante/osso, pela manutenção de cargas fisiológicas
favoráveis, contribuindo efetivamente para o sucesso do tratamento.
Porém, uma mesma magnitude de carga pode gerar efeitos desfavoráveis
nessa interface em função de sua direção.
O trauma de oclusão na dentição natural gera mobilidade, porém,
uma vez cessado o trauma, o elemento dental retorna ao seu estado de
origem. Em implantes osseointegrados esse mesmo trauma, quando
cessado raramente faz com que retorne à condição rígida original. Este
fato foi relacionado à ausência de ligamento periodontal e à ocorrência de
lesão óssea secundária
8
.
Em nossa pesquisa, implantes localizados em posições
satisfatórias (paralelas ao seu longo eixo), tanto para cargas de 100 N
quanto para 350 N, houve uma distribuição uniforme de tensões, tanto no
implante, quanto no osso circundante, não sendo nociva ao sistema.
Porém, para autores como Ishigaki et al.
37
(2003) e Sendik
70
(1998), a
região que mais sofre tensão em cargas verticais é o pescoço do implante
junto à cortical óssea. Outros como Van Hossen et al.
79
e Clelland et
al.
21,22
(1991 e 1993), acrescentaram que as regiões que sofrem menores
concentrações se encontram na região apical do implante.
Discussão
97
Para cargas verticais com 100 N e 350 N incidindo sobre implantes
inclinados (30°, 35° e 40°), as concentrações de tensões se localizaram
na cortical óssea, no pescoço e no terço médio do implante do lado da
inclinação. De acordo com o aumento da inclinação do implante, a única
região em que a intensidade da concentração de estresse tornou-se maior
foi na cortical óssea, resultado este confirmado por Canay et al.
16
(1996),
que sugerem a utilização limitada de implantes unitários angulados na
região posterior da arcada, onde especialmente cargas verticais são
desenvolvidas.
Porém, Sethi et al.
72
(2000) apresentaram um estudo clínico a
longo prazo sobre o comportamento de implantes restaurados com pilares
angulados numa ampla variação de angulação. Um total de 2261
implantes foram colocados em 467 pacientes do Center from Implant and
Reconstructive Dentistry of London, de março de 1991 a maio de 1999,
em combinação com pilares angulados de 0° a 45°, finalizados com
restaurações unitárias e múltiplas. Após um período de observação de
cinco anos posterior às fixações, os autores concluíram que pilares
angulados podem ser utilizados sem comprometer a sobrevivência de
longo prazo dos implantes, facilitando o plano de tratamento e os
procedimentos cirúrgicos. Krekmanov et al.
43
(2000) conduziram um
estudo para avaliar o sucesso clínico e os efeitos cirúrgicos e protéticos
da inclinação dos implantes mais posteriores em restaurações múltiplas
bilaterais. Foram utilizados 36 implantes inclinados de 25° a 30° em 25
Discussão
98
mandíbulas acompanhadas por 40 meses e 40 implantes inclinados de
30°a 35° em 22 maxilas acompanhadas por 53 meses. Pilares angulados
foram utilizados quando a divergência na inclinação dos implantes atingiu
mais de 30°. Os resultados alcançados chegaram a 95,7% de sucesso
para implantes inclinados e 92,5% para implantes não inclinados.
O principal problema para os implantes posteriores está ligado à
incidência de cargas oblíquas, pois causam maiores tensões ao osso
cortical, fato confirmado pelos estudos de Borchers, Rechardt
9
(1983), e
Reitz
63
(1994). Mecanicamente isso é desfavorável porque as margens do
tecido ósseo precisam reagir como um elemento de suporte do implante,
surgindo, assim, o aparecimento de destruição óssea em forma de cratera
no nível coronário do implante. Soluções seriam o estreitamento da mesa
oclusal, o aumento do diâmetro do implante e o ajuste dos movimentos
oclusais com liberdade, em pacientes sem bruxismo, como formas de
atenuar o aparecimento de cargas horizontais
64
.
Segundo Ogiso et al.
54
(1994) a longevidade de um implante está
relacionada ao número, ao comprimento, ao diâmetro, ao tipo de prótese
utilizada e à capacidade em receber cargas oclusais. No entanto, Lum
47
(1991) relatou que o comprimento dos implantes não influenciou na
distribuição de tensão no osso circundante, mas houve uma grande
concentração de tensão no osso cortical em comparação ao medular
(30:1), evidenciando que a preocupação maior deve estar focalizada na
concentração das tensões.
Discussão
99
Quando foi comparado o efeito do diâmetro, do comprimento e do
número de implantes na distribuição de estresse no osso ao redor dos
implantes suportando uma prótese parcial fixa de três elementos na
região posterior de uma mandíbula edêntula, Acça, Iplikçioglu
2
(2002)
concluíram que, embora a mudança no comprimento dos implantes não
tenha reduzido o estresse de tensão e compressão, nos implantes mais
largos diminuíram. Também não houve mudanças significativas na
distribuição de valores das tensões em próteses suportadas por dois
implantes largos em comparação com três implantes padrões.
Porém, outros autores compararam, além do comprimento, o
diâmetro e o tipo de implante influenciando sobre a crista óssea alveolar e
verificaram, sempre que possível deve-se evitar implantes estreitos,
curtos e com conicidade na região de crista óssea, especialmente quando
estes se encontrarem em osso de baixa densidade óssea
59
.
Quando comparamos implantes localizados sob cantilevers, o
estresse existente no comprimento destes em uma prótese parcial fixa
suportada aumentou significativamente quanto mais comprido eram estes
cantilevers, principalmente no implante localizado mais distalmente
81
.
Para tentar minimizar a incidência de tensões sobre implantes e
osso circundante, alguns autores como Becker, Becker
7
(1995), Balshi et
al.
5
(1996) e Skalak
74
(1983), alertaram sobre a importância do desenho
da plataforma oclusal, o número, o formato do implante e os controles
periódicos de manutenção dos contatos oclusais definidos.
Discussão
100
c) Material estético de recobrimento
Os materiais de recobrimento e a oclusão dos implantes são
assuntos muito discutidos como causa do fracasso destes tipos de
restaurações. Dario
23
(1995), estudando a oclusão dos implantes, com
intervalos de três meses, observou a existência de uma hiperoclusão
nessas restaurações, sugerindo um controle mais rígido da oclusão
depois de instalada a prótese e cuidados especiais com os materiais de
cobertura.
Para um correto planejamento sobre o tipo de material de cobertura
a ser utilizado, é necessário o conhecimento do material existente no
antagonista. Leinfelder, Yarnell
45
(1995), estudando a capacidade de
desgaste de vários materiais utilizados nas faces oclusais de próteses
dentais, verificaram que o antagonista em porcelana era o que
desgastava ou sobrecarregava a prótese.
Quanto ao tipo de material a ser usado, a literatura é um pouco
controversa. Existem autores que se reportam às resinas como um
material que reduz o impacto devido ao seu baixo módulo de elasticidade
quando comparadas às porcelanas e aos metais
20
; outros como Carlson,
Carlson
17
admitem que ainda devem ser realizados novos trabalhos para
podermos afirmar alguma coisa.
Neste estudo com elemento finito, para uma carga vertical de 100N
e de 350 N, aplicadas sobre os implantes reto e inclinados (30°, 35° e
Discussão
101
40°), os materiais de cobertura oclusal (cerômero, porcelana e metal) não
influenciou qualitativa e nem quantitativamente no resultado final das
tensões sobre implante e osso circundante, fato este confirmado por
autores como Cibirka et al.
19
(1992), Hobkirk, Psarros
31
(1992),
Papavasiliou et al.
58
(1996) e Sendyk
70
(1998).
Porém, Stegaroiu
76
(1998); estudando implantes na região posterior
de mandíbula, relataram que, na prótese com cobertura de resina, sob
cargas axiais, foram encontradas as maiores porcentagens de fadigas e
fraturas quando comparadas às com porcelana e metal. Ciftçi, Canay
20
(2000) variando os materiais de cobertura oclusal (resina acrílica, resina
composta, cerômero, porcelana e liga de ouro) na confecção de prótese
parcial fixa implanto-suportada avaliaram o efeito amortecedor destes
materiais e concluíram que as resinas reduzem a tensão exercida sobre a
infra-estrutura sob diferentes condições de carga (15 a 25%), quando
comparados a porcelana ou metal. Porém a baixa resistência à fratura e à
abrasão, facilidade ao manchamento e instabilidade de cor indicam seu
uso apenas provisoriamente.
Para tentar resolver este problema de sobrecarga sobre os
implantes, Kaukinen et al.
38
(1996), estudaram a influência da forma
oclusal na transferência de forças mastigatórias em próteses implanto-
suportadas e tecido ósseo de suporte, e concluíram que a redução de
esforços laterais pela diminuição da inclinação das vertentes das cúspides
Discussão
102
beneficia a manutenção e a preservação da osseointegração e dos
componentes do sistema.
Sabe-se que o conjunto dente natural/osso circundante é
basicamente sustentado por ligamentos periodontais, ou seja, uma
conexão flexível que permite uma mobilidade natural do dente dentro do
alvéolo. Já a osseointegração é definida como uma união rígida do
conjunto osso e implante. Portanto, a carga imposta ao conjunto
implante/prótese é transmitida diretamente ao tecido ósseo, sem
nenhuma forma de amortecimento, podendo, dependendo da carga,
sobrecarregar o conjunto, levando a falhas mecânicas dos componentes
e, conseqüentemente, criando problemas às estruturas de suporte.
A reprodução do tecido ósseo, os implantes e as próteses
permitem a construção de modelos matemáticos, nos quais é possível
avaliar o surgimento de tensões e deformações em todas as regiões a
serem estudadas, onde previsões a respeito do comportamento estrutural
do conjunto osso/implante/prótese possibilitam prever os resultados com
grande segurança.
Conclusão
Conclusão
7 Conclusão
Dentro das limitações deste trabalho chegamos a seguintes conclusões:
- independentemente das cargas aplicadas, os melhores resultados
foram alcançados nos implantes retos;
- entre os implantes angulados, não houve mudança na região das
tensões sobre implante e osso circundante; entretanto quanto mais
inclinado o implante, maior a tensão na cortical óssea do lado da
inclinação;
- cargas diferentes (100 e 350N) aplicadas sobre implantes retos e
angulados, mostraram que quanto maior a carga sobre os modelos,
maior era a intensidade das tensões;
- os materiais de cobertura (cerômero, porcelana e metal) não
influenciaram na distribuição das tensões.
Referências
Referências
8 Referências*
1. Adell R, Lekholm B, Rockler B, Branemark PI. A 15-years
study of osseointegrated implants in the treatment of the
edentulous jaw. Int J Oral Surg. 1981; 10: 387-416.
2. Akça K, Iplikçioglu H. Finite element stress analysis of the effect
of short implant usage in place of cantilever extensions in
mandibular posterior edentulism. J Oral Rehabil. 2002; 29: 350-
6.
3. Alcan I, Sertgoz A, Ekici B. Influence of occlusal forces on stress
distribution in preloaded dental implant crews. J Prosthet Dent. 2004;
91: 319-25.
4. Anusavice KJ. Phillips materiais dentários: propriedades
mecânicas dos materiais dentários. Rio de Janeiro: Guanabara-
Koogan;1998.
* De acordo com estilo Vancouver
Disponível em: http:// www. nlm. nih. gov/ bsd/ uniform_ requirements. html
Referências
107
5. Balshi TJ, Hernandez RE, Pryslak MC, Rangert B. Comparative study
of one implant versus two replacing a single
molar. Int J Oral Maxillofac Implants. 1996; 11: 372-8.
6. Barbier L, Schepers E. Adaptative bone remodeling around oral
implants under axial and nonaxial loading conditions in the dog
mandible. Int J Oral Maxillofac Implants. 1997; 12: 215-23.
7. Becker W, Becker BE. Replacement of maxillary and
mandibular molars with single endosseous implant
restorations: a retrospective study. J Prosthet Dent. 1995; 74:
51-5.
8. Bidez MW, Mish CE. Force transfer in implant dentistry: basic
concepts and principles. J Oral Implantol. 1992; 18: 264-74.
9. Borchers L, Reichart P. Three-dimensional stress
distribution around a dental implant at different stages of
interface development. J Dent Res. 1983; 62: 155-9.
Referências
108
10. Bozcaya D, Muftu S, Muftu A. Evaluation of load transfer
characteristics of five different implants in compact bone at different
load levels by elements analysis. J Prosthet Dent. 2004; 92: 523-30.
11. Branemark PI, Breine U, Adell R, Hansson O, Lindstron J,
Ohlsson A. Intra-osseous implants for dental prostheses:
experimental studies. Scand J Plast Reconstr Surg. 1969; 3: 81- 100.
12. Branemark PI, Hanson B, Adell R, Breine U, Lindstron J, Hallen O, et
al. Osseointegrated implants in the treatment of the edentulous
jaw experience from a 10- years period. Scand J Plast Reconstr Surg
1977; 16: 7-127.
13. Bruggenkate CM, Oosterbeek HS. The placement of angled
implants in the edentulous maxillae for the use of overdentures.
J Prosthet Dent. 1991; 66: 807-9.
14. Brunski JB. Biomechanical factors affecting the bone-dental
implant interface. Clin Mater. 1992; 10: 153-201.
15. Byung-Gon K, Su-Gwan K. Finite element analysis of different
bone substitutes in the bone defects around dental implants.
Implant Dent. 2006; 15:254-64.
Referências
109
16. Canay S, Hersk N, Akpinar I, Asik Z. Comparison of stress
distribution around vertical and angled implants with finite-
element analysis. Quintessence Int. 1996; 27: 591-8.
17. Carlson B, Carlson GE. Prosthodontic complications in
osseointegrated dental implant treatment. Int J Oral Maxillofac
Implants. 1994; 9: 90-4.
18. Chapman RJ. Principles of occlusion for implant prostheses:
guidelines for position, timing, and force of occlusal contacts.
Quintessence Int. 1989; 20: 473-80.
19. Cibirka RM, Razzog ME, Lang BR, Stohler CS. Determining
the force absorption quotient for restorative materials used in
implant occlusal surfaces. J Prosthet Dent. 1992; 67: 361-4.
20. Ciftçi Y, Canay S. The effect of veneering materials on stress
distribution in implant-supported fixed prosthetic restaurations.
Int J Oral Maxollofac Implants. 2000; 15: 571-82.
Referências
110
21. Clelland NL, Gilat A, Mcglumphy EA, Brantley WA. A
photoelastic and strain gauge analysis of angled abutments for
an implant system. Int J Oral Maxillofac Implants. 1993; 8: 541-
8.
22. Clelland NL, Ismail YH, Zaki HS, Pipko D. Three-dimensional
finite element stress analysis in and around the screw-vent
implant. Int J Oral Maxillofac Implants. 1991; 6: 391-8.
23. Dario LJ. How occlusal forces change in implant patients: a
clinical research report. J Am Dent Assoc. 1995; 8: 1113-30.
24. Eskitascioglu G, Usumez A, Sevimay M, Soykan E, Unsal
E. The influence of occlusal loading location on stress
transferred to implant-supported prostheses and supporting
bone: A three-dimensional finite element study. J Prosthet
Dent. 2004; 91: 144-50.
25. Farah JW, Craig RG, Meroueh A. Finite element analysis of a
mandibular model. J Oral Rehabil. 1988; 15: 615-24.
Referências
111
26. Frost H M. Wolff’s law and bone’s structural adaptations to
mechanical usage: an overview for clinicians. Angle Orthod.
1994; 64: 175- 88.
27. Geng JP, Tan KBC, Liu GR. Application of finite element
analysis in implant dentistry: a review of the literature. J
Prosthet Dent. 2001; 85: 585-98.
28. Geramy A, Morgano S M. Finite element analysis of three
designs of an implant-supported molar crown. J Prosthet Dent.
2004; 92:434-40.
29. Hansson S. A conical implant-abutment interface at the level of
the marginal bone improves the distribution of stress in the
supporting bone. Clin Oral Implants Res. 2003; 14: 286-93.
30. Himmlová L, Dostalova T, Kacovsky A, Konvivkova S.
Influence of implant length and diameter on stress distribution:
A finite element analysis. J Prosthet Dent. 2004; 9: 20-5.
Referências
112
31. Hobkirk JA, Psarros KJ. The influence of occlusal surface
material on peack mastigatory forces using osseointegrated
implant-supported prostheses. Int J Oral Maxillofac Implants.
1992; 7: 345-52.
32. Holmes DC, Loftus JT. Influence of bone quality on stress
distribution for endosseous implants. J Oral Implant. 1997; 23:
104-11.
33. Holmgren EP, Seckinger RJ, Kilgren LM, Mante F. Evaluating
parameters of osseointegrated dental implants using finite
element analysis – A two-dimensional comparative study
examining the effects of implant diameter, implant shape, and
load direction. J Oral Implantol. 1998; 24: 80-8.
34. Hoshaw SJ, Brunski JB, Cochran GVB. Mechanical loading
of Branemark implants affects interfacial bone modeling and
remodeling. Int J Oral Maxillofac Implants. 1994; 9: 345-60.
35. Huang H, Huang J, Ko C, Hsu J, Chang C, Chen M. Effects of
splinted prosthesis supported a wide implant or two implants: a
threee-dimensional finite element analysis. Clin Oral Implants
Res. 2005; 16: 466-72.
Referências
113
36. Iplikçioglu H, Akça K. Comparative evaluation of the effect of
diameter, length and number of implants supporting three-unit
fixed partial prostheses on stress distribution in the bone. J
Dent. 2002; 30:41-6.
37. Ishigaki S, Nakano T, Yamada S, Nakamura T, Takashima F.
Biomechanical stress in boné surrounding in implant under
simulated chewing. Clin Oral Implants Res. 2003; 14: 97-102.
38. Kaukinen JA, Edge MJ, Lang BR. The influence of occlusal
design on simulated mastigatory forces transferred to implant-
retained prostheses and supporting bone. J Prosthet Dent.
1996; 76: 50-5.
39. Kitamura E, Stegaroiu R, Nomura S, Miyakawa O.
Biomechanical aspects of marginal bone resorption around
osseointegrated implants: considerations based on a three-
dimensional finite element analysis. Clin Oral Implants Res.
2004; 15: 401-12
Referências
114
40. Kitamura E, Stegaroiu S, Nomura S, Miyakawa O.
Influence of marginal boné resorption on stress around an
implant – a three-dimensional finite element analysis. J
Oral Rehabil. 2005; 32: 279-86.
41. Kitoh M, Matsushita Y, Yamaue S, Ikeda H, Suetsugu T. The
stress distribution of the hidroxyapatite implant under the
vertical load by the two-dimensional finite element method.
J Oral Implantol. 1988; 14: 65-71.
42. Koca O L, Eskitascioglu G, Usumez A. Three-dimensional finite
element analysis of functional stresses in different bone
locations produced by implants placed in the maxillary posterior
region of the sinus floor. J Prosthet Dent. 2005; 93: 38-44.
43. Krekmanov L, Kahn M, Rangert B, Lindstron H. Tiling of
posterior mandibular and maxillary implants for improved
prostheses support. Int J Oral Maxillofac Implants. 2000;
15: 405-14.
Referências
115
44. Leckholm U, Zarb G A. Patient selection and preparation. In:
Branemark P I, Zarb G A, Albrektsson T. Tissue integrated
prostheses – osseintegration in clinical dentistry. Chicago:
Quintessence; 1985. p.199-209.
45. Leinfelder KF, Yarnell G. Occlusion and restorative materials.
Dent Clin North Am. 1995; 39: 355-61.
46. Linquist LW, Rockler B, Carlsson GE. Bone resorption around
fixtures in edentulous patients treated with mandibular fixed
tissue-integrated prostheses. J Prosthet Dent. 1988; 59: 59-63.
47. Lum LB. A biomechanical rationale for the use of short
implants. J Oral Implantol. 1991; 17: 126-30.
48. Meijer HJA, Kuiper JH, Starmans FJM, Bosman F. Stress
distribution around dental implants: Influence of superstructure,
length of implants, and height of mandible. J Prosthet Dent.
1992; 68: 96-102.
Referências
116
49. Meijer HJA, Starmans FJM, Steen WHA, Bosman F. A
three-dimensional, finite element analysis of bone around
dental implants in an edentulous human mandible. Arch Oral
Biol. 1993; 38: 491-6.
50. Meijer HJA, Starmans FJM, Steen WHA, Bosman F.
Loading conditions of endosseous implants in an edentulous
human mandible: a three-dimensional, finite-element study. J
Oral Rehabil. 1996; 23: 757-63.
51. Merueh KA, Watanabe F, Mentag PJ. Finite element analysis
of partially edentulous mandible rehabilitated with an
osseointagrated cylindrical implant. J Oral Implantol. 1987;
8: 215-38.
52. Mori M. Estudo da distribuição das tensões internas, em dente
natural e em dente restaurado com coroa metalo-cerâmica e
retentor intra-radicular fundido, sob carga - método do
elemento finito [Tese de Doutorado]. São Paulo:
Faculdade de Odontologia da USP; 1994.
Referências
117
53. Natalie AN, Pavan PG, Ruggero AL. Analysis of bone-
implant interaction phenomena by using a numerical approach.
Clin Oral Implants Res. 2006; 17: 67-74.
54. Ogiso M, Tabata T, Kuo PT, Borgese D. A histological
comparison of the functional loading capacity of an occluded
dense apatite implant and the natural dentition. J Prosthet
Dent. 1994; 71: 581-91.
55. Oosterwyck HV, Duyck J, Sloten JV, Perre GV, Naert I. The
influence of bone mechanical properties and implant fixation
upon bone loading around oral implants. Clin Oral Implants
Res. 1998; 9:407-18.
56. Oosterwyck HV, Duyck J, Sloten JV, Perre GV, Naert I. Peri-
implant bone tissue strain in cases of dehiscence: a finite
element study. Clin Oral Implants Res. 2002; 13: 327-33.
57. Pantoja IVSR. Estudo comparativo em elemento finito da
distribuição de tensões nos implantes osseointegrados:
análise não linear entre pilar estheticone e pilar angulado de
30° [Dissertação de Mestrado]. São Paulo: Faculdade de
Odontologia da USP; 2003.
Referências
118
58. Papavasiliou G, Kamposiora P, Bayne S C, Felton D A.
Three- dimensional finite element analysis of stress-distribution
around single tooth implants as a function of bony support,
prosthesis type, and loading during function. J Prosthet Dent.
1996; 76: 633-40.
59. Petrie C, Williams JL. Comparative evaluation of implant
designs: influence of diameter, length, and taper on strains in
the alveolar crest. Clin Oral Implants Res. 2005; 16: 486-94.
60. Pugh JP, Rose RM, Radin EL. Elastic and viscoelastic
properties of trabecular bone: dependence on structure. J
Biomech. 1973; 6: 475-85.
61. Rangert B, Jemt T, Jörneus L. Forces and moments on
Branemark Implants. Int J Oral Maxillofac Implants. 1989;
4: 241-7.
62. Rangert B, Krogh PHJ, Langer B, Roekel NV. Bending
overload and implant fracture: a retrospective clinical analysis.
Int J Oral Maxollofac Implants. 1995; 10: 326-34.
Referências
119
63. Reitz JV. Lingualized occlusion in implant dentistry.
Quintessence Int. 1994; 25: 177-80.
64. Richter EJ. Basic biomechanics of dental implants in
prosthetic dentistry. J Prosthet Dent. 1989; 61: 602-9.
65. Rieger MS, Mayberry MS, Brose MO. Finite element
analysis of six endosseous implants. J Prosthet Dent. 1990;
63: 671-6.
66. Rodrigues CHR. Estudo da distribuição das tensões internas,
em prótese sobre implante, sob carga axial, pelo método dos
elementos finitos [Tese de Doutorado]. São Paulo: Faculdade
de Odontologia da USP; 1996.
67. Rubo JH, Souza EAC. Métodos computacionais aplicados à
bioengenharia: solução de problemas de carregamento em
prótese sobre implantes. Rev. Fac Odontol Bauru. 2001; 9: 97-
103.
68. Rudolph DJ, Willes MG, Sameshima GT. A finite
element model of apical force distribution from orthodontic
tooth movement. Angle Orthod. 2001; 71: 126-31.
Referências
120
69. Sanz M, Alandez J, Lazaro P, Calvo JL, Quirynen M.
Microbial differences in 2 clinnically distinct types of failures of
osseointegrated implants. Clin Oral Implants Res. 1991; 2: 128-
34.
70. Sendyk C L. Distribuição das tensões nos implantes
osseointegrados – análise não linear em função do diâmetro do
implante e do material da coroa protética [Tese de Doutorado].
São Paulo: Faculdade de Odontologia da USP; 1998.
71. Sertgöz A, Güvener S. Finite element analysis of the effect of
cantilever and implant length on stress distribution in implant-
supported fixed prosthesis. J Prosthet Dent. 1996; 76: 165-9.
72. Sethi A, Kaus T, Sochor P. The use of angulated abutments
in implant dentistry: five-years clinical results of an ongoing
prospective study. Int J Oral Maxillofac Implants. 2000; 15:
801-10.
73. Sevimay M, Turhan F, Kiliçarslan MA, Eskitascioglu G.
Three-dimensional finite element analysis of the effect of
different bone quality on stress distribution in an implant-
supported crown. J Prosthet Dent. 2005; 93: 227-34.
Referências
121
74. Skalak R. Biomechanical considerations in osseointegrated
prostheses. J Prosthet Dent. 1983; 49: 843-8.
75. Skalak R. Stress transfer at the implant interface. J Oral
Implantol. 1988; 13: 581-93.
76. Stegariou, R. Influence of prostheses material on stress
distribution in bone and implant: a 3-dimensional finite element
analysis. Int J Oral Maxillofac Implants. 1998; 13: 781-90.
77. Tada S, Stegaroiu R, Kitamura E, Miyakawa O, Kusakari H.
Influence of implant design and bone quality on stress/strain
distribution in bone around implants: A 3-dimensional finite
element analysis. Int J Oral Maxillofac Implants. 2003; 18: 357-
68.
78. Tepper G, Haas R, Zechner W, Krach W. Three- dimensional
finite element analysis of implant stability in the atrophic
posterior maxilla. Clin Oral Implants Res. 2002; 13: 657-65.
79. Van Rossen IP, Braak LH, Putter C, Groot K. Stress-absorbing
elements in dental implants. J Prosthet Dent. 1990; 64: 198
205.
Referências
122
80. Weinstein AM, Klawitter JJ, Anand SC, Schuessler R. Stress
analysis of porous rooted dental implants. J Dent Res. 1976;
55: 772-7.
81. White SN, Caputo AA, Anderkvist T. Effect of cantilever
length on stress transfer by implant-supported prostheses. J
Prosthet Dent. 1994; 71: 493-9.
82.Yokoyama S, Wakabayashi N, Shiota M, Ohyama T. The
influence of implant location and length on stress distribution for
three-unit implant-supported posterior cantilever fixed partial
dentures. J Prosthet Dent. 2004; 91: 234-40.
Autorizo a reprodução deste trabalho.
Araraquara, 24 de abril de 2007
Luciano Pedrin Carvalho Ferreira
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