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RANDER PEREIRA AVELAR
ANÁLISE DA INFLUÊNCIA DA MORFOLOGIA DO
MODELO ÓSSEO NA DISTRIBUIÇÃO DAS TENSÕES
DO SISTEMA DE IMPLANTE CONE MORSE,
MÉTODO DOS ELEMENTOS FINITOS
TRIDIMENSIONAIS
Tese apresentada à Faculdade de
Odontologia de São José dos Campos,
Universidade Estadual Paulista, como
parte dos requisitos para a obtenção do
título de Doutor, pelo Programa de Pós-
Graduação em Odontologia,
Especialidade de Prótese.
RANDER PEREIRA AVELAR
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ANÁLISE DA INFLUÊNCIA DA MORFOLOGIA DO
MODELO ÓSSEO NA DISTRIBUIÇÃO DAS TENSÕES
DO SISTEMA DE IMPLANTE CONE MORSE,
MÉTODO DOS ELEMENTOS FINITOS
TRIDIMENSIONAIS
Tese apresentada à Faculdade de Odontologia de São José
dos Campos, Universidade Estadual Paulista, como parte dos
requisitos para a obtenção do título de Doutor, pelo Programa
de Pós-Graduação em Odontologia Restauradora,
Especialidade Prótese.
Orientador Prof. Dr. Estevão Tomomitsu Kimpara.
São José dos Campos
2005
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Apresentação gráfica e normalização de Acordo com:
BELLINI, A.B.; SILVA, E.A. Manual para elaboração de
monografias: estrutura do trabalho científico. São José dos
Campos: FOSJC/UNESP, 2002. 82p.
AVELAR, R. P. ANÁLISE DA INFLUÊNCIA DA MORFOLOGIA
DO MODELO ÓSSEO NA DISTRIBUIÇÃO DAS TENSÕES
DO SISTEMA DE IMPLANTE CONE MORSE, MÉTODO DOS
ELEMENTOS FINITOS TRIDIMENSIONAIS. 2005. 99 f. Tese
(Doutorado em Odontologia, Especialidade Prótese) Faculdade
de Odontologia de São José dos Campos, Universidade
Estadual Paulista. São José dos Campos.
AGRADECIMENTOS
À família pelo apoio e compreensão, à minha mãe Vilma Maria
Pereira Avelar, ao pai Rangel Silveira Avelar, aos irmãos Andréa Cristiana
Pereira Avelar e Fúlvio Rangel Pereira Avelar. Aos tios José Roberto
Avelar da Silveira, Ângela Canossa Silveira e primos Leonardo Canossa
Silveira e Raquel Canossa Silveira.
À família que vamos formando durante nossa caminhada, a
começar pela família científica que tive o privilégio de conviver durante a
iniciação científica, na Universidade Federal de Goiás, Profa. Dra. Luiza
Izabel Taveira Rocha e Prof. Dr. William S Taveira, Profa. Edna Taveira
orientadores cujo apoio foi imprescindível para minha formação, meu
reconhecimento e agradecimento filial.
À Profa. Dra. Ana Cristina Barreto Bezerra pela dedicação na
orientação do meu curso de mestrado, na Universidade de Brasília, pelo
apoio, incentivo e amizade.
Ao Prof. Dr. Estevão Tomomitsu Kimpara pela condução e
orientação no curso de Doutorado, na Universidade Estadual Paulista
campus de São José dos Campos.
Ao Prof. Dr. Estevão Tomomitsu Kimpara, Professor Adjunto do
Departamento de Materiais Odontológicos e Prótese, Campus de São
José dos Campos da Universidade Estadual Paulista “Júlio de Mesquita
Filho”, na condição de orientador nos guiou na realização deste trabalho;
por sua simplicidade, humildade e honestidade demonstram a sabedoria e
o compromisso com o sacerdócio da carreira acadêmica. Meus
agradecimentos por seu apoio, dedicação, amizade e por acreditar na
possibilidade deste trabalho, tendo uma participação importantíssima na
minha formação.
Ao Prof. Dr. Marco Antonio Bottino pelo privilégio da convivência,
oportunidade de aprendizado, carinho e apoio. Por despertar o senso do
que deve ou não ser realizado com a seriedade e compromisso inerente
ao fazer universitário e fora deste.
Ao Prof. Dr. Wolodymir Boruszewski nossos agradecimentos pelo
inestimável apoio na realização deste trabalho, pelas importantíssimas
considerações e sugestões.
Ao colega e amigo Diego Klee de Vasconcellos pelo convívio
enriquecedor, senso crítico e disposição para a excelência.
Ao amigo Sidival Dias pelo apoio constante às atividades
científicas, pelo exemplo de seriedade, honestidade e convívio
enriquecedor no qual tenho a oportunidade de estar sempre aprendendo,
minha admiração pelo vigor ao trabalho, pelo caráter empreendedor e
visão.
À Profa. Dra. Ana Cristina Barreto Bezerra pela dedicação
na orientação do meu curso de mestrado, pelo apoio, incentivo e
amizade.
Ao Prof. Dr. Orlando Ayrton de Toledo pelo exemplo de
dedicação à profissão, seriedade e honestidade.
Ao Prof. Dr. Aldari R Figueiredo pela amizade.
Ao Prof. Dr. Renato S. Nishioka pelo convívio, amizade e
trabalho conjunto.
Aos Docentes do Curso de Pós-Graduação do Campus de
São José dos Campos-Unesp.
Aos amigos e colegas do programa de pós-graduação pelo
convívio e amizade, Denise Kanashiro, Edson Hilgert, Elza Maria
Valadares da Costa, Leonardo Buso, Vanessa Z C Vasquez, Renato
Morales Jóias, Renata Faria, Renata Melo, Diego Klee Vasconcellos,
Gilberto, Alfredo M. M. Mesquita, Alberto N Kogima, Fabíola Leite, Felipe
Valandro, Alexandre Alonso, Karina T Landim, Guilherme Savaedra, Silvia
Helena.
Às secretárias do Departamento de Materiais odontológicos
e Prótese, Eliana e Suzana pelo carinho e atenção dispensados. Às
secretárias do curso de Pós-Graduação, Herena, Rose e Cida.
Ao Prof. Dr. Maximiliano P. Neisser pela amizade.
Ao Departamento de Odontologia, à Faculdade de Ciências
da Saúde e à Universidade de Brasília pelo apoio para a realização do
curso.
Ao Prof. Dr. Mauro de Melo da Faculdade de Odontologia da
Universidade Federal de Goiás, pela amizade, incentivo e apoio.
Ao Prof. Dr. Sigmar de Melo Rode, aos colegas Alexandre
Borges, Guilherme Savaedra e Rubens Tango pelo convívio enriquecedor
na disciplina de Materiais Dentários-FOSJC-UNESP.
à Faculdade de Odontologia/Universidade Federal de Goiás
pela formação propiciada durante o curso de graduação.
Ao Faculdade de Ciências da Saúde/Universidade de
Brasília pela realização do curso de mestrado.
Ao amigo e colega Ricardo Maio Gagliardi pela
consideração, amizade e pelo caminhar pela ciência.
A Márcia Vila Nova Aguiar pela amizade e apoio.
Ao amigo Arlindo Castro Filho pela amizade, convívio e
trabalhos que nos aguardam em Brasília.
Ao amigo Eduardo Miyashita pela exemplo de dedicação,
seriedade e excelência nos trabalhos que realiza.
A Ângela de Brito Belline, bibliotecária do Campus de São
José dos Campos-Unesp, pela dedicação na revisão do trabalho.
A empresa Titanium Fix (A. S. Technology) pelo suporte
quanto à cessão dos modelos tridimensionais dos implantes para a
pesquisa. A empresa Pró Design pela confecção dos modelos de Tecido
ósseo utilizados no trabalho, em especial ao sr. Levy Borges.
SUMÁRIO
LISTA DE ILUSTRAÇÕES 8
LISTA DE TABELAS 12
LISTA DE QUADRO 13
LISTA DE ABREVIATURAS 14
RESUMO 15
1 INTRODUÇÃO 16
2 REVISÃO DA LITERATURA 20
3 PROPOSIÇÃO 54
4 MATERIAL E MÉTODO 55
4.1 Material 55
4.2 Método 56
5 RESULTADOS 69
6 DISCUSSÃO 90
7 CONCLUSÃO 99
8 REFERÊNCIAS 100
ABSTRACT 114
LISTA DE ILUSTRAÇÕES
FIGURA 1 – Etapas evidenciando a seqüência da metodologia 56
FIGURA 2 – Imagens da tomografia computadorizada no
programa Mimics
57
FIGURA 3 –Implante cone-Morse com o pilar protético para
prótese cimentada.
59
FIGURA 4 – Imagem do modelo tridimensional do Implante
cone Morse/pilar protético, no programa
SolidWorks 2005.
59
FIGURA 5 – Fluxograma da aquisição, conversão, integração
utilizada pelo método dos elementos finitos.
61
FIGURA 6 – Modelo de tecido ósseo em forma de
paralelepípedo
66
FIGURA 7 – Modelo de tecido ósseo no formato de tronco
elíptico
66
FIGURA 8 – Modelo de tecido ósseo gerado pelo
processamento a partir da tomografia
computadorizada
67
FIGURA 9 – Tensões equivalentes no modelo paralelepípedo
implante CM, vista isométrica, carga vertical.
71
FIGURA 10 – Tensões equivalentes no implante CM, sem a
presença do modelo de tecido osso
paralelepípedo, carga vertical.
71
FIGURA 11 – Mapa de tensões equivalentes no modelo
paralelepípedo, sem o implante CM, carga
vertical.
72
FIGURA 12 – Modelo paralelepípedo com implante CM sob
carga oblíqua.
72
FGURA 13 – Implante CM, sem o modelo paralelepípedo, sob
carga oblíqua.
73
FIGURA 14– Modelo paralelepípedo, sem o implante CM, sob
carga oblíqua, mapa de tensões equivalentes,
vista oclusal.
73
FIGURA 15 – Mapa de tensões equivalentes no modelo tipo B,
resultante de carga de 100N no sentido vertical,
vista isométrica.
74
FIGURA 16 – Mapa de tensões equivalentes no implante CM,
modelo tronco elíptico suprimido, carga vertical.
74
FIGURA 17 – Mapa de tensões do modelo tronco elíptico,
implante CM retirado, vista oclusal.
75
FIGURA 18 – Modelo tronco elíptico e implante CM sob carga
oblíqua.
75
FIGURA 19 – Mapa de tensões equivalentes no implante CM,
modelo tronco elíptico suprimido, carga oblíqua.
76
FIGURA 20 – Mapa de tensões equivalentes no modelo tronco
elíptico sob carga oblíqua, implante CM retirado,
vista oclusal.
76
FIGURA 21 - Mapa de tensões de Von Mises no modelo tipo
77
C, carga oblíqua sobre o implante CM, vista
isométrica.
FIGURA 22 – Mapa de tensões no implante CM, carga
oblíqua, modelo do tecido ósseo suprimido.
77
FIGURA 23 - Tensões equivalentes no modelo tipo C,
implante CM suprimido, vista oclusal.
78
Figura 24 – Mapa de tensões equivalentes no modelo tipo C
sob carga oblíqua, vista isométrica.
78
FIGURA 25 - Tensões equivalentes no implante CM, modelo
tipo C suprimido.
79
FIGURA 26 - Tensões equivalentes no modelo tipo C,
implante CM suprimido, vista oclusal.
79
FIGURA 27 – Tensões de Vom Mises máximas no implante sob
carga vertical e oblíqua.
80
FIGURA 28 - Tensões de Vom Mises máximas nos modelos de
tecido ósseo sob carga vertical e oblíqua.
80
LISTA DE TABELAS
Tabela 1 – Tensões de Von Mises máximas no implante CM e
modelo de tecido ósseo do tipo paralelepípedo,
modelo tipo A.
69
Tabela 2 – Tensões de Von Mises máximas no implante CM e
modelo de tecido ósseo do tipo tronco elíptico,
modelo tipo B.
69
Tabela 3 - Tensões de Von Mises máximas no implante CM e
modelo de tecido ósseo com a configuração originada
a partir da tomografia, modelo tipo C.
70
LISTA DE QUADROS
Quadro 1 – Materiais e equipamentos utilizados na pesquisa. 55
Quadro 2 – Modelos de tecido ósseo. 62
Quadro 3 – Propriedades físicas dos materiais. 63
LISTA DE ABREVIATURAS
CAD – desenho assistido por computador.
CT - Tomografia computadorizada.
DICOM - Digital Imaging and Communications in Medicine.
FDP – prótese parcial fixa.
FEA - análise de elementos finitos.
MEF - método dos elementos finitos.
Modelo A – Modelo de tecido ósseo no formato de paralelepípedo.
Modelo B – Modelo de tecido ósseo no formato de Tronco elíptico.
Modelo C – Modelo de tecido ósseo gerado a partir da tomografia
Computadorizada.
STL – Estereolitografia.
AVELAR, R. P. ANÁLISE DA INFLUÊNCIA DA MORFOLOGIA DO
MODELO ÓSSEO NA DISTRIBUIÇÃO DAS TENSÕES DO SISTEMA DE
IMPLANTE CONE MORSE, MÉTODO DOS ELEMENTOS FINITOS
TRIDIMENSIONAIS. 2005. 103 f. Tese (Doutorado em Odontologia,
Especialidade Prótese) Faculdade de Odontologia de São José dos
Campos, Universidade Estadual Paulista. São José dos Campos.
RESUMO
O comportamento mecânico do sistema de implante constitui-se em
importante parâmetro na previsibilidade do desempenho clínico dos
tratamentos com implantes. O objetivo foi o de avaliar a influência do
modelo de tecido ósseo na distribuição de tensões no implante do tipo
cone Morse e deste para o tecido ósseo através do método dos
elementos finitos tridimensionais. Foram utilizados três tipos de modelos,
a saber: a) no formato de paralelepípedo; b) no formato de tronco elíptico
e c) gerado a partir dos dados de uma tomografia. Nos modelos
tridimensionais foram inseridos implantes, sendo aplicada uma carga de
100N nas direções vertical e oblíqua, sendo a 45º do eixo axial e no
sentido crânio-caudal de vestibular para lingual. Os resultados
evidenciaram que o modelo influenciou no comportamento das tensões
para o tecido ósseo, sendo que o modelo gerado pelos dados da
tomografia apresentou as maiores tensões ao nível ósseo.
PALAVRAS-CHAVE: Elementos finitos, implante dentário, biomecânica,
FEA, MEF.
1 INTRODUÇÃO
O fenômeno da osseointegração descrito pelos trabalhos
científicos de Brånemark trouxe grandes avanços na realização do
tratamento de pacientes desdentados, alterando de maneira significativa o
planejamento para a reposição da perda dentária (BRÅNEMARK et al.
11
,
1985).
O desenvolvimento de procedimentos e componentes para a
substituição de dentes ausentes tem despertado um grande interesse por
parte dos profissionais e pacientes como estratégia de tratamento seguro
e previsível (ADELL et al.
2
, 1981; ADELL
3
, 1985; BUSER et al.
13
, 1997).
A terapia com implantes apresenta um alto índice de sucesso, superando
90% para as situações de implantação na mandíbula (ADELL et al.
2
,
1981; ALBREKTSSON et al.
7
, 1988). Apesar da expectativa de resultados
positivos, existem fatores que podem influenciar no desempenho do
tratamento com implantes. A transmissão da carga pelo implante e a
distribuição das tensões no tecido ósseo representam fatores
significativos na determinação do sucesso ou falha do sistema (GENG et
al.
25
, 2001; RANGERT et al.
63
, 1989; DIXON et al.
21
, 1995; RANGERT et
al.
64
, 1995).
A análise do comportamento mecânico, no que diz respeito
às tensões em um sistema, pode ser realizada por fotoelasticidade,
extensometria e o método dos elementos finitos (RUBO & SOUZA
71
,
2001; ÇEHRELI et al.
16
, 2004), além dos clássicos métodos analíticos
para sistemas estruturais simples. Contudo, a avaliação quando envolve
geometrias complexas torna difícil a determinação da solução analítica,
sendo que a técnica da análise de elementos finitos utiliza procedimentos
numéricos que nos auxiliam na compreensão do comportamento das
tensões (GENG et al.
25
, 2001).
A análise de elementos finitos é uma técnica que permite
solucionar um problema complexo dividindo-o em domínios simples e
pequenos, chamados elementos finitos, combinando suas equações
lineares locais adequadamente para prover a solução de todo o conjunto
(ADANS & ASKENAZI
1
, 1999; ALVES FILHO
9
, 2000; GENG et al.
25
, 2001;
RUBO & SOUZA
71
, 2001). Estruturas com geometria não complexa,
submetidas a carregamento e condições de apoio simples, permitem
soluções analíticas baseadas em métodos matemáticos clássicos
fundamentados em equações diferenciais, permitindo o cálculo da
resposta exata nos seus infinitos pontos, como pode ser comprovado, por
exemplo, pelo estudo da teoria das vigas, da teoria geral de placas e
cascas. No entanto, no cotidiano defrontamo-nos com estruturas que
apresentam geometria complexa que ao serem tratadas pelas técnicas
clássicas exigiriam simplificações excessivas com resultados pouco
acurados. Na análise de elementos finitos a estrutura é segmentada em
um sistema contínuo com comprimento finito, na qual a geometria é
dividida em elementos, poliedros sólidos, estes atuam como
representantes do trecho da estrutura estando unidos por nós, vértices
dos poliedros sólidos, formando a malha do sólido. Ao aplicar uma força
sobre o corpo altera-se o estado de equilíbrio, sendo que pelo método dos
elementos finitos determina-se o deslocamento dos nós para cada
elemento da malha do sólido, respeitada a rigidez do corpo. Geram-se
equações algébricas lineares que são armazenadas e processadas por
meio de métodos matriciais (ALVES FILHO
9
, 2000).
O método dos elementos finitos surgiu na década de 60
como ferramenta analítica para a indústria aeroespacial, inicialmente
utilizando-se modelos bidimensionais, sendo que predominam as
modelagens tridimensionais para avaliações estruturais complexas,
podendo, ainda, ser empregada para análises térmicas, de fluídos e
eletromagnéticas, auxiliando na otimização da avaliação e
desenvolvimento de novos produtos (ADANS & ASKENAZI
1
, 1999;
RUBO & SOUZA
71
, 2001; FREIRE et al.
24
, 2004; GÜNGÖR et al.
28
, 2004).
Na odontologia a análise de elementos finitos tem sido
vastamente utilizada para avaliações mecânicas envolvendo cerâmicas
(GÜNGOR et al.
28
, 2004; IMANISHI et al.
35
, 2003); preparos dentários e
desenhos de próteses (LIN et al.
48
, 2004); retentores intra-radiculares
(NISHIOKA
57
, 1999; CASTRO ALBUQUERQUE et al.
14
, 2003; TOPARLI
84
,
2003); prótese parcial removível (VERRI et al.
88
, 2003; LUCAS et al.
49
,
2003); prótese total (NISHIGAWA et al.
56
, 2003) e implantes
(TORTAMANO NETO
85
, 1995; ROCHA
69
, 2000; CATRAMBY
15
, 2003;
CHUN et al.
18
, 2002; ISHIGAKI et al.
37
, 2003; HANSSON
29
, 2003;
ÇEHRELI et al.
16
, 2004; FREIRE et al.
24
, 2004; HUANG et al.
33
, 2004).
O método dos elementos finitos realiza análises nas quais os
objetos de estudo estão representados em seu ambiente, de tal forma que
o tecido ósseo pode ser concebido como um sólido simples, como por
exemplo um paralelepípedo, (KITAMURA et al.
43
, 2004, SÜTPIDELER, et
al.
80
2004), como um tronco elíptico (HOLMES & LOFTUS
32
, 1997;
CATRAMBY
15
, 2003) ou gerado com riqueza de detalhes esculturais
(AKAGAWA et al.
4
, 2003; LANZA
45
, 2003).
A fidelidade do ambiente a ser analisado com as suas
características físicas reais que ocorrem pode vir a influenciar nos
resultados. Modelos mais realísticos da geometria complexa e detalhada,
como por exemplo, do tecido ósseo, podem ser gerados com auxílio de
técnicas avançadas de imagem digital. No entanto, modelos minuciosos
aumentam os requisitos necessários para a análise, consequentemente o
tempo e os recursos necessários para o processamento.
A compreensão das limitações da ferramenta de análise pelo
método dos elementos finitos, bem como o quanto a sofisticação dos
modelos se faz necessária para a obtenção de resultados coerentes com
os fenômenos em estudo, contribuirão para o uso racional do método.
Visto que o modelo pode vir a influenciar nos resultados surgiu a
necessidade de se avaliar o efeito da modelagem óssea na distribuição
de tensões no implante e destes para o tecido de suporte, utilizando o
método dos elementos finitos tridimensionais.
2 REVISÃO DA LITERATURA
Weinstein et al.
90
(1976) analisaram o comportamento do
implante de superfície porosa utilizando-se do método dos elementos
finitos bidimensionais. Correlacionaram com avaliações mecânicas
laboratoriais obtidas de espécimes instalados em cães. Concluíram que a
modelagem da interface implante/osso influenciou na distribuição das
tensões, sendo que ao calcularem o efeito da porosidade versus a
superfície contínua os resultados daqueles se aproximaram aos
encontrados nos ensaios laboratoriais.
Haraldson & Carlsson
30
(1977) realizaram uma pesquisa
sobre a magnitude da força durante o fechamento da mandíbula,
simulando a função mastigatória, em pacientes com implantes
osseointegrados reabilitados com prótese do tipo protocolo de Brånemark.
Foram analisados 19 pacientes, 13 mulheres e seis homens, com idade
entre 39 e 68 anos, escolhidos aleatoriamente de um grupo de 165
pacientes que tiveram tratamento com implantes nos últimos sete anos
(média de 3,5 anos). Os pacientes estavam satisfeitos com a capacidade
funcional dos implantes, especialmente quando comparada com a função
antes do tratamento. De acordo com o exame clínico, a maioria dos
pacientes não apresentava nenhum sintoma de disfunção e quando
apresentavam os sintomas eram leves. Três níveis de força de mordida
foram registrados. O valor médio para uma mordida suave foi de 15,7 N,
para mordida como quando os pacientes mastigavam 50,1 N e 144,4N
para a mordida máxima. Os pacientes podiam, dessa forma, discriminar
bem os diferentes níveis de mordidas, sendo que os valores máximos era
maiores que aqueles que usam próteses removíveis.
Atmaram & Mohamed
10
(1983) realizaram um estudo de
tensões em modelos de implante sob a simulação de uma carga oclusal
usando o método de elemento finito. As formas de implantes
consideradas foram: cônica, cilíndrica e a configuração de uma raiz
dental. Cinco diferentes materiais de implante com grande variação no
parâmetro de elasticidade foram simulados nesse estudo. Os resultados
indicaram que a geometria cilíndrica do implante foi a mais efetiva em
reduzir o alto stress no implante e no osso alveolar, enquanto que o
material com módulo de elasticidade próximo ao do osso era propício
para minimizar concentração de estresse no mesmo. Além disso, a
otimização na escolha da geometria e do material do implante pode
reduzir as tensões no osso alveolar e na fixação, quando comparado com
um desenho arbitrário de implante.
A implantodontia osseointegrada, surgida na década de
60 para os pacientes desdentados totais e atualmente também
empregada para os desdentados parciais e unitários, promoveu novas
possibilidades terapêuticas para a área da saúde (BRÅNEMARK et al.
11
1985).
A previsibilidade de sucesso divulgada por estudos
multicêntricos mostra uma taxa em torno de 85% de sucesso para a
maxila e acima de 90% para a mandíbula (ADELL et al.
2
, 1981; ADELL
3
,
1985; ALBREKTSSON et al.
7
, 1988). Apesar do alto percentual de
sucesso as falhas podem ocorrer, destacando-se as de ordem biológicas
e as mecânicas.
Falk et al.
23
(1989) realizaram um estudo para mensurar
as forças que ocorrem durante o fechamento e a mastigação na direção
axial em dez pacientes com prótese total fixa sobre implante mandibular e
prótese total maxilar. A construção da prótese mandíbular foi
caracterizada por 2 unidades de “cantilever” bilateral posterior. As forças
foram mensuradas usando oito medidores de tensão, transdutores, em
miniatura montados na dentição e distribuídas de maneira uniforme sobre
a arcada dentária. Dessa forma as forças foram mensuradas em quatro
pontos de contato oclusal sobre os segmentos fixos e sobre cada uma
das quatro extensões distais posteriores simultaneamente, dando
detalhes da distribuição da força. O total da força desenvolvida durante o
fechamento máximo numa oclusão habitual e mastigação foram da
mesma magnitude como reportado previamente pelos pacientes com
prótese parcial fixa total suportado por dentes ocluindo com dentes
naturais usando o mesmo método descrito neste estudo. Contradizendo o
achado prévio, em dentição natural quando comparado com construção
de cantilever dento-suportado ocluindo com dente natural, a força local de
fechamento e mastigação aumenta bilateralmente na direção distal. Em
média, 70% da força foram suportadas pelo cantilever e 30% pelo
segmento da prótese fixa. A média encontrada para o fechamento bucal
forçado foi de 334N ±97, variando de 232 a 480N, para a mastigação a
média foi de 166N ±72N, o valor médio individual foi 42 a 253N.
Rangert et al.
63
(1989) descrevem princípios mecânicos
aplicados à prótese sobre implante. Enfatizou regras a serem
empregadas no planejamento de reabilitações e no controle da carga.
Discutiu sobre os diferentes tipos de carregamento, ancoragem, momento
fletor, aparafusamento. Propiciando subsídios para minimizar a carga ao
tecido ósseo e desempenho adequado aos componentes protéticos.
Defenderam algumas regras para o desenho da prótese, como: a)
distribuir os implantes ao longo da curvatura da linha oclusal; b) assegurar
adequada adaptação entre os componentes protéticos e o implante; c) a
extensão distal deverá ser entre 15 e 20mm, devendo ser considerado a
qualidade óssea, disposição dos implantes; d) tipo de oclusão,
antagonista e parafunção; e) número e tamanho dos implantes. Guiando-
se pelos fatores levantados pelos autores, pode-se avaliar
adequadamente as especificidades clínicas e estimar capacidade de
carregamento do sistema.
Siegele & Soltész
77
(1989) realizaram uma investigação
sobre a influência da forma do implante na distribuição do estresse no
osso maxilar. A tensão gerada no osso maxilar circundante foi calculada
utilizando-se o método dos elementos finitos frente a diferentes tipos de
implantes dentais: cilíndricos, cônicos, em estágio, parafuso, cilíndro oco.
Foi considerado um contato puro sem fricção entre o implante e o osso
como condição para a interface. Os resultados demonstraram que as
diferentes formas de implante levam a uma variação significante na
distribuição do estresse no osso. Em particular, superfície de implantes
com curvatura, cônica ou descontinuidade geométrica, em estágio, sugere
distintos estresses, sendo maiores do que o encontrado nas formas lisas,
do tipo cilíndrico ou parafuso. Além disso, a fixa adesão entre o osso da
região medular, obtida com uma camada bioativa, deve ser vantajosa
para o estresse entregue ao osso, visto que este produz uma maior
uniformidade na distribuição de estresse do que fazer um contato puro.
Rieger et al.
68
(1990) realizaram uma análise através do
método dos elementos finitos em seis tipos de implantes. A magnitude e o
contorno do estresse no osso circundante foram calculados, realizou-se
comparações utilizando implantes do tipo Brånemark, Core-Vent, Denar,
Miler, Stryker e um desenho de implante experimental. A saucerização
resultante da sobrecarga biomecânica poderia ocorrer nos implantes:
Denar, Miter e Driskell. Problemas relatados para a combinação de
sobrecargas e subcargas ao mesmo tempo foram sugeridas por muitas
dos implantes mais populares nos Estados Unidos. Uma pesquisa
adicional, combinando modelos de elementos finito 3-D e estudos
clínicos, foi recomendada para os implantes dentais.
Van Rossen et al.
87
(1990) calcularam por meio de análise
de elemento finito a distribuição do estresse ao redor do implante, com e
sem elementos que absorvem o estresse. Um implante isolado e um
implante conectado a um dente natural foram simulados. Para o implante
isolado foi concluído que a variação no módulo de elasticidade do
elemento da absorção do estresse não teve efeito sobre a tensão no
tecido ósseo. Mudando a forma do elemento de absorção de estresse
levou a um pequeno efeito sobre o osso cortical. Concluíram que para o
implante conectado ao dente natural uma tensão mais uniforme foi obtida
ao redor do implante com um baixo módulo de elasticidade no elemento
de absorção de estresse. O osso circundante ao dente natural mostrou
uma redução na altura do pico de estresse.
Pilliar et al.
62
(1991) avaliaram o efeito do desenho do
implante: parafuso, superfície porosa total e superfície porosa parcial; em
mandíbulas de cães. Observaram reabsorção na crista óssea para o tipo
parafuso e para o parcialmente poroso e desprezível perda para o
totalmente poroso. Sugerem que a diferença observada pode ser
resultado de diferentes estados de estresse no tecido ósseo, em virtude
do desenho do implante na remodelação óssea.
Clift et al.
19
(1992) realizaram uma pesquisa para avaliar a
variação no módulo ósseo ao redor do implante dental. O desempenho
clínico a longo prazo de um implante dental depende da preservação de
uma boa qualidade óssea ao redor do implante e de uma interface sadia
entre o osso e o biomaterial. Boa qualidade óssea depende por sua vez
de um apropriado nível ósseo necessariamente remodelado para manter
a densidade óssea evitando a microfratura óssea e o fracasso. Ambos os
processos são direcionados pela distribuição de stress e tensão no osso.
Nesse estudo foi analisado um implante dental que tem a mesma
geometria do sistema Brånemark, mas com uma superfície bioativa
adicionada com uma cobertura para produzir adesão ao osso. Uma
análise de elemento finito foi realizada sob carga axial de 100N e lateral
de 70N. Carga lateral, na análise das tensões de Von Mises, levaram a
altos valores de tensão na ordem de 18 MPa ao redor do pescoço do
implante. Uma redução no módulo de elasticidade no osso ao redor do
pescoço do implante produz redução no ponto máximo de tensão. Os
resultados nos níveis capazes de induzir fracasso por fadiga são
evidentes nesse osso mais fraco. Essa análise demonstrou que é
extremamente importante ter uma boa qualidade de densidade óssea ao
redor do pescoço do implante para resistir ao pico de estresse previstos
entres 9 e 18 MPa. Falhas podem ocorrer após a implantação e
cicatrização como resultado da falha por fadiga e reabsorção no pescoço
do implante após carregamento fisiológico.
Lum & Osier
50
(1992) avaliaram a quantidade total de
força transferida para a crista óssea quando uma carga oclusal horizontal
foi aplicada ao implante, utilizando métodos estatísticos para descrever o
comprimento do implante necessário para suportar aquela carga. Foram
analisados exemplos hipotéticos quando o implante era embutido em uma
massa uniforme de osso e quando esse era “bicorticalizado”. As análises
revelaram que os implantes mais longos que 12mm não reduziram
significantemente a força de transferência proporcionalmente ao aumento
do comprimento. Essa “bicorticalização”, também atenuou a força de
transferência para a crista óssea. Finalmente, a quantidade de força da
transferência é diretamente proporcional à magnitude da carga aplicada
na crista óssea.
Kregzde
44
(1993) realizou uma pesquisa apresentando um
método para determinação da disposição ideal dos implantes e a
combinação de prótese pelo método do elemento finito tridimensional.
Método de análise estrutural foi utilizado para distribuição das forças
oclusais em dentes e implantes dentais. Os resultados das análises
mostraram que a distribuição das forças nas superfícies oclusais não
muda significantemente com a mudança da combinação das próteses
unidas ou das posições dos implantes. Os estresses produzidos no osso
são sensíveis para a combinação das próteses esplintadas ou das
posições dos implantes. Estresses induzidos nos implantes para
diferentes combinações de próteses e diferentes posições variaram.
Todavia, a seleção da posição do implante e a combinação das próteses
é crítica para a longevidade e a estabilidade da prótese sobre implante,
sugere a possibilidade de o profissional utilizar um programa
automatizado para sugerir o desenho mais eficiente do ponto de vista
mecânico.
Meijer et al.
51
(1993) avaliaram três tipos de modelos para
análise de elementos finitos, sendo: a) modelo tridimensional
representando toda a mandíbula; b) modelo tridimensional representando
parte da mandíbula, entre forames mentonianos e c) modelo
bidimensional. Concluem que o modelo da parcial da mandíbula pose ser
usado com a vantagem de reduzir o tempo de processamento sem
comprometer os resultados.
Meijer et al.
52
(1993) realizaram um estudo com análise de
elementos finitos tridimensionais do osso ao redor do implante dental em
mandíbula humana desdentada. O desenho da superestrutura influenciou
a carga no implante dental e à deformação do osso anterior ao forame
mentual em uma mandíbula desdentada. Essa deformação causa
estresse no osso ao redor do implante e pode iniciar uma reabsorção
óssea e a perda do implante. A distribuição do estresse ao redor do
implante dental e da mandíbula foi calculada por meio de um modelo
construído a partir de cortes de uma mandíbula humana, provido com dois
implantes na região entre os forames. Os implantes estavam conectados
por uma barra ou permaneciam sozinhos. Foram carregados por uma
força horizontal de mordida de 10N, uma força vertical de mordida de 35N
e por uma força de mordida oblíqua de 70N. As tensões no osso
localizaram-se ao redor do pescoço do implante. O estresse ao redor do
implante, todavia, não apenas causou uma deformação local no osso
devido ao movimento do implante e interface com o osso circundante,
mas também por causa da deflexão da mandíbula. O maior estresse foi
encontrado nas forças oblíquas de mordida. O menor e o mais alto nível
de estresse foram 7.4 e 16.2MPa em modelos sem a barra e 6.5 e 16.5
MPa no modelo com a barra. Quando as diferenças na magnitude das
forças de mordidas foram eliminadas, a força vertical resultou no mais
baixo estresse. Diferenças na concentração de estresse entre o modelo
com e sem barra foram pequenas e a direção da força de mordida teve
mais influência do que a conexão do pilar ao implante.
Hutton et al.
34
(1995) descreveram os resultados de um
estudo multicêntrico de nove unidades clínicas dispostas mundialmente.
Foram selecionados 133 pacientes e instalados 510 implantes, sendo que
117 localizaram-se na maxila e 393 na mandíbula. Após três anos,
observou-se 120 sobredentaduras e 444 implantes, tendo uma falha
média de 9.2%, na maxila houve 27,6% e na mandíbula 3,3%. As
variáveis que se correlacionaram com a falha dos implantes foram a
qualidade e a quantidade do tecido ósseo.
Lewinstein et al.
47
(1995) realizaram uma pesquisa para
analisar através do método de elementos finitos um novo sistema (IL)
para suportar um sistema retentor de prótese sobre implante em
cantilever, desenhado para implante curto, apresentando acessório
especial tipo bola. Analisou-se esse sistema e o osso circundante, tanto
quanto a prótese convencional, em duas dimensões. Estresse de tensão
e compressão efetivas e máximas foi determinado. Comparou-se entre as
quantidades de IL – prótese suportada e prótese convencional. O uso do
sistema de suporte na extensão distal da prótese com cantilever diminui
dramaticamente o estresse no osso, extensão distal e implantes. Todavia,
esse sistema deve reduzir as falhas nos implantes, prótese e osso
circundante. Além disso, o emprego de uma prótese de extensão
relativamente longa na região posterior da arcada pode ser possível. Esse
novo sistema é recomendado para pacientes completamente ou
parcialmente edêntulos.
Morgan & James
53
(1995) realizaram uma análise
estrutural avaliando a distribuição da força, torque e momento fletor no
sistema de implantes dentários, no qual se estabeleceu quatro implantes
rigidamente conectados entre si por uma barra. A magnitude, direção e
localização da força foram arbitrárias. A solução foi obtida por
expressões analíticas de equações algébricas. Alertam sobre a
importância do “momento” de força como variável importante na
consideração de problemas que envolvam a mecânica sobre implantes.
Patterson et al.
61
(1995) avaliaram a força e o momento
fletor transmitido pela prótese aos implantes. Foram instalados cinco
implantes em uma mandíbula humana desdentada, os mesmos
apresentavam-se paralelos ou com até 11° de divergência entre eles.
Sobre os implantes foram instalados pilares protéticos de 10 ou 7mm. Em
cada abutment foi colocado dois extensômetros, sobre eles confeccionou-
se uma barra. O comprimento da extensão livre distal correlaciona-se com
a perda ou fratura do parafuso de fixação da prótese.
Rangert et al.
64
(1995) realizaram um estudo da
sobrecarga oclusal na fratura do implante. Trinta e nove pacientes que
apresentaram implantes fraturados foram analisados quanto à provável
causa da falha. Trinta e cinco (90%) das fraturas ocorreram na região
posterior. Trinta (77%) das próteses eram suportadas por um ou dois
implantes, expostos à combinação de cantilever, bruxismo ou fortes
forças oclusais. Foi concluído que a prótese em dente posterior perdido
esta sujeita a um maior risco de sobrecarga. A revisão de literatura indica
que a freqüência de fratura é baixa nessas situações e esse estudo
demonstra que um apropriado plano de tratamento pode prevenir estas
situações de sobrecarga.
Richter
67
(1995) estudou in vivo as forças verticais
aplicadas aos implantes durante as funções orais, sendo quantificadas
precisamente através de uma nova técnica para a colocação de um
transdutor diretamente no implante sem qualquer aumento na dimensão
vertical. Os resultados foram comparados com cargas aplicadas ao dente.
Evidenciaram uma força vertical máxima de 60 a 120N durante a
mastigação. Molares e pré-molares isolados demonstraram força vertical
máxima de 120 a 150 N. Fechando em oclusão cêntrica houve um nível
de carga de aproximadamente 50N para ambos os pilares, o dente e a
prótese sobre implante. Prematuridade na oclusão do implante menor que
200µm em altura não mostrou aumento significante do nível de carga.
Sertgöz & Güvener
75
(1996) realizaram um estudo
investigando a distribuição de estresse na interface osso/implante com
uma análise tridimensional de elemento finito usando três diferentes tipos
de cantilever e comprimentos de implantes numa prótese parcial fixa
implanto-suportada. Modelos com próteses fixas bilaterais e cantilever
distal, suportados por seis implantes num modelo de osso mandibular.
Nove diferentes modelos tiveram três diferentes cantilevers: 7, 14 ou 28
mm, e implantes com: 7, 15 ou 20 mm de comprimento. Força vertical de
75 N e horizontal de 25 N foram aplicadas na distal do cantilever. Análise
de estresse utilizando o critério de Von Mises para a interface
osso/implante revelou que o máximo de tensão ocorreu na interface mais
distal osso/implante localizado no lado da carga e aumentou
significantemente com o comprimento do cantilever. Todavia, não houve
mudança estatisticamente significante com o comprimento dos implantes.
Tashkandi et al.
82
(1996) realizaram um estudo para
análise da tensões, no tecido ósseo, propiciada por próteses implanto-
suportadas que apresentavam cantilever. O comprimento do braço em
extensão de uma prótese implanto-suportada pode ser afetado pela
localização, número e dimensão do implante, forma do arco, dentes
antagonistas e força gerada pela função. Uma costela fresca bovina foi
utilizada para criar uma simulação clínica nas quais três implantes foram
utilizados para suportar uma prótese implanto-suportada. Os implantes
foram conectados por meio de uma superestrutura com cantilever. Seis
medidores lineares de tensão foram colocados em localização estratégica
na qual se pôde informar a concentração de estresse. Os modelos foram
carregados com uma máquina Instron e a carga aplicada de 0 e a 5, 10,
15, 20 e 25 mm ao longo do comprimento do braço em extensão. Cada
teste de carga foi repetido cinco vezes, e cargas de 10 e 20 libras foram
aplicadas. Registro dinâmico de tensão foi registrado em cada medição.
Diferenças significantes na magnitude da tensão entre os locais dos seis
medidores de tensão foram registradas com 10 e 20 libras de carga e em
todos os comprimentos de cantilevers. Os resultados revelaram que a
tensão máxima ocorreu no medidor posicionado no osso cortical depois
do ápice do implante mais distal sob ambas as condições de carga.
Holmes & Loftus
32
(1997) realizaram um estudo para
examinar a influência da qualidade óssea na distribuição das forças
oclusais para o implante empregando o método de elemento finito. O
estudo modelou um implante de 3.75 x 10 mm localizado numa secção 12
x11x 8 mm de osso. Variando os parâmetros elásticos indicados para os
elementos ósseos, foram estabelecidas quatro categorias de qualidade
óssea. Uma carga de 100N foi aplicada na superfície oclusal de uma
restauração num ângulo de 30º com o eixo axial do implante.
Concentrações máximas de estresse do Von Mises (δ
Emax
) foram
observadas no aspecto coronário do implante fixado em todos os quatros
casos. Os valores de δ
Emax
foram de 13.7 MPa para o osso tipo 1, para o
tipo 2 foi de 15.8 MPa, no tipo 3 encontrou-se 20.1 MPa e para o osso tipo
4 foi de 26.5 MPA. A magnitude de estresse no osso estava fortemente
correlacionada (r = 0.997) com localização programada do sistema de
implante. A localização do implante no osso com maior espessura da
estrutura cortical e maior densidade resultaria num menor
micromovimento e reduziria a concentração de estresse, desse modo
aumentaria a probabilidade da fixação estabilizadora e integração
tecidual.
Isidor
38
(1997) realizou uma pesquisa em macacos para a
análise do osso ao redor do implante acompanhado de uma sobrecarga
ou acúmulo de placa. Cinco implantes tipo parafuso de titânio
comercialmente puro (CP), Astra Tech. foram inseridos nas mandíbulas
de quatro macacos (Macaca Fascicularis). Seis meses depois da inserção
do implante uma prótese parcial fixa foi montada em dois implantes em
um dos segmentos laterais. A prótese estava em contato supra oclusal
causando excessiva carga na direção lateral. Os implantes retentores da
prótese foram escovados uma vez por semana e a limpeza subgengival
foi realizada uma vez por mês. Os implantes restantes nunca foram
limpos e, adicionalmente, uma corda de algodão foi colocada ao redor dos
abutments desses implantes para promover acúmulo de placa. Seis dos
oito implantes com sobrecarga oclusal foram perdidos. Dois desses foram
removidos, enquanto que os quatro restantes foram mantidos na arcada.
Depois de 18 meses, com sobrecarga oclusal ou acúmulo de placa, os
macacos foram sacrificados. Blocos de tecido com os implantes foram
embutidos em resina acrílica. Secções com 50 µm de espessura dos
implantes e tecidos circundantes foram realizadas. Todos os implantes
com acúmulo de placa obtiveram osseointegração, mas exibiram uma
média de 2,4mm de perda óssea marginal, variando de 0,8 a 4,0mm. Dos
seis implantes com sobrecarga oclusal avaliados em análise histológica,
dois implantes em um macaco tinha perdido a osseointegração
completamente e dois outros implantes estavam osseointegrados
somente na parte apical, contudo os dois remanescentes estavam
osseointegrados, entretanto exibiam perda óssea de 1,8 a 1,9mm.
Papavasiliou et al.
59
(1997) estudaram o percentual de
osseointegração, considerando 100, 75, 50 e 25% da área de contato
ósseo, quando da aplicação de uma pressão de 10 MPa quando da
aplicação de uma carga axial e a 12° na distribuição do estresse.
Utilizaram o método dos elementos finitos tridimensional, modelando uma
mandíbula na qual se simulou um osso de qualidade “D-3” e utilizaram
como modelo de implante o sistema IMZ que apresenta como desenho da
conexão protética o hexágono interno. Concluíram que o carregamento
oblíquo pode elevar em até 20 vezes o estresse, o grau de
osseointegração não afetou o nível de estresse ou a distribuição das
tensões no carregamento axial ou não axial e que há uma concentração
de estresse na região da crista óssea.
Hobkirk & Havthoulas
31
(1998), realizaram um estudo para
testar a hipótese de que a deformação funcional da mandíbula influencia
na distribuição de tensões no osso, no implante e no complexo
restaurador protético. Para tal, foram montados seis implantes do tipo
Brånemark numa réplica, em resina acrílica, de uma mandíbula de um
humano desdentado. As forças foram aplicadas e mensuradas com
quatro medidores de tensão montados para cada um dos 6 pilares
standard de titânio. A mandíbula foi suportada tanto suspensa pela
margem que simulava uma situação natural, como pela sua borda inferior.
Uma estrutura em ouro foi montada em diversas combinações de
implante, aplicando-se cargas oclusais em diferentes locais, sendo que a
resultante de forças em cada pilar foi mensurada. A configuração de
suporte suspenso, natural foi associada com diferenças consideráveis na
força de transmissão quando comparada com suporte pela borda inferior.
Cargas eram extremamente mais bem espalhadas e uma grande força de
extrusão foi detectada, particularmente onde muitos implantes estavam
conectados. Concluíram, portanto, que a deformação funcional da
mandíbula é um fator significante no desenho da prótese suportada por
implante mandibular, gerando questionamentos nos valores das técnicas
dos modelos que não permitem esse fenômeno.
Patra et al.
60
(1998) realizaram um estudo e descreveram
a simulação do comportamento mecânico de dois tipos de implantes
dentais, desenvolvendo diretrizes para o desenho destes. Foram
utilizadas representação bi e tridimensional, cargas cíclicas dinâmicas e
estáticas, modelos de diferentes materiais, cargas axiais e cargas
direcionadas num ângulo da oclusal. Um modelo original de trabeculado
ósseo foi usado para incorporar efeitos de fadiga. Foram modelados,
também, direção do comportamento do material, perda progressiva do
osso e osseointegração parcial. O desenho do implante do tipo
Brånemark exibiu altos níveis de estresse no osso, maiores do que os
observados no implante da BUD Medical Devices Inc., que apresenta
perfil de rosca paralelo. O implante BUD distribuiu o estresse de maneira
mais uniforme quando comparado ao do tipo Brånemark. Estudos que
investigam 25%, 75% e 100% da osseointegração mostraram que a
cortical óssea carregou a maioria da carga, resultando assim uma
sobrecarga principal para a perda óssea da crista. O aumento da perda
da crista óssea leva a um aumento da carga que é transferida diretamente
para o frágil tecido ósseo trabecular. Finalmente, foi mostrado que com
um apropriado implante redesenhado, cargas podem ser transferidas de
maneira mais uniforme para o implante.
Stegaroiu et al.
78
(1998) realizaram uma pesquisa para
analisar a influência do tipo de restauração na distribuição do estresse no
osso ao redor do implante. Foi utilizado o método de análise
tridimensional de elemento finito para avaliar o estresse no osso ao redor
do implante usando três desenhos de tratamento para mandíbula
parcialmente edentula, sob cargas: axial (AX), buco-lingual (BL), ou
mesio-distal (MD). Para cada uma dessas cargas, o maior estresse foi
calculado no modelo de prótese com cantilever suportada por dois
implantes (M2). Menos estresse foi encontrado no modelo com prótese
parcial fixa convencional em dois implantes (M3), e menor estresse ainda
foi calculado no modelo com três coroas conectadas suportadas por três
implantes (M1). Quando BL foi aplicada no M3, o estresse no osso cortical
foi alto comparando com o M2 sob a mesma carga. Quando AX ou MD foi
aplicado em M3, o estresse no osso cortical foi baixo, semelhante ao
encontrado em M1 sob as mesmas cargas.
Stegaroiu et al.
79
(1998) realizaram uma pesquisa com o
objetivo de analisar tridimensionalmente através de elemento finito a
influência do material protético na distribuição de estresse no osso e no
implante. Essa análise dirigida para avaliar a distribuição de tensões no
osso, implante e pilar protético sob prótese unitária ou de 3 elementos em
liga de ouro, porcelana ou resina (acrílico ou compósito). Uma carga foi
aplicada axialmente e vestíbulo-lingualmente no centro do pôntico. Em
cada parte do modelo foi encontrado estresse máximo equivalente tanto
no ouro como na porcelana. Em quase todos os casos, o estresse no
modelo com prótese de resina foi similar ou mais alto que os modelos
com os outros dois materiais protéticos. O maior aumento no estresse foi
encontrado no implante-abutment unitário sob carga axial. O papel de
proteção da resina para com a interface implante-osso não pôde ser
demonstrado sob essas condições de análise.
Teixeira et al.
83
(1998) realizaram uma pesquisa para
comparar diferentes modelos mandibulares com implantes nos resultados
da análise através de elementos finitos. Maior validade na análise de
elemento finito requer modelos detalhados que aumenta a quantidade e
consequentemente o tempo para se realizar os cálculos necessários ao
resultado da simulação. Procuraram-se desenvolver um novo método que
calcule uma diminuição do número de elementos do modelo, levando a
uma diminuição do número de cálculos. Foram desenvolvidos dez
modelos de mandíbula com diferentes comprimentos, baseando-se nos
dados gráficos tridimensionais da estrutura óssea ao redor do implante
osseointegrado. A análise da distribuição de estresse acompanhada por
uma carga de 100N aplicada na fixação no plano mais externo dos
modelos indicou que o menor comprimento ósseo aceitável para a
representação da análise de elementos finitos seria de 4.2mm,
considerando o sentido látero-lateral. Além disso, a unificação dos
elementos localizados distantes das superfícies do implantes não afetou a
distribuição de estresse. Esses resultados sugeriram que é possível
desenvolver um modelo para o método de elementos finitos para o
implante na mandíbula mais simples sem afetar a distribuição das
tensões.
Brunski
12
(1999) realizou um estudo in vivo da resposta à
carga biomecânica na interface implante/osso. Desde que implantes
dentais podem receber forcas e torque relativamente grandes magnitudes
durante a função, um melhor entendimento da resposta óssea in vivo sob
carga deve auxiliar no desenho do implante. O autor descreve parâmetros
que são essenciais nesses problemas: a) modelos teóricos e dados
experimentais são importantes para entender cargas sobre implantes
como um auxílio no planejamento do caso. b) pelo menos por alguns
meses da cirurgia, a cicatrização óssea nos espaços entre o implante e o
osso, assim como uma lesão óssea pré-existente determinará as
propriedades e as estruturas da interface. A cicatrização em andamento
cria um ambiente complexo. c) estudos recentes revelam que existe uma
linha de cimento interfacial entre a superfície do implante e o osso. Desde
que a linha de cimento num osso normal tem sido identificada como uma
interface fraca, uma linha de cimento na interface biomaterial-osso deve
também ser um ponto fraco. De fato, dados do cisalhamento interfacial e
teste de resistência a adesão são consistentes com essa elaboração
teórica. d) micromovimento interfacial excessivo logo após a implantação
interfere com a cicatrização óssea local e predispõe a uma interface com
tecido fibroso ao invés da osseointegração. e) grandes tensões podem
danificar osso. Para implantes que devem cicatrizar “in situ” por muitos
meses antes de serem carregados, dados suportam a hipótese de que
ocorre sobrecarga interfacial se as tensões são excessivas na interface
óssea. Enquanto a adaptação óssea para a aplicação de carga é um
conceito da carga tardia com vistas à fisiologia óssea, explicações
alternativas, não mecânicas, e a possibilidade de diferentes tipos de osso
devem ter distintas sensibilidade para carga sob cicatrização versus
condição de carregamento mediato.
CHANG et al.
17
(999) realizaram uma pesquisa para
avaliar se as tensões produzidas no osso trabecular comportam-se de
modo isotrópico, por exemplo, independente da direção da carga, um
respaldo decisivo para essa hipótese tem sido difícil de captar.
Resistência à tração e compressão foi mensurada em 51 espécimes de
osso trabecular da tíbia bovina, orientação axial, ao longo da orientação
principal do trabeculado e não axial, 30-40º oblíquo ao axial. Produção de
tensão na orientação axial e não axial foram simuladas em tração (0.80 ±
0.03% comparado com 0.85 ± 0.04%, p=0.21) e compressão (0.97 ±
0.05% comparado com 0.96 ± 0.07%, p > 0.99); como esperado, o
módulo e força dependem da direção da carga. Quando considerado um
experimento em osso trabecular de tíbia bovina, mostrou produção de
tensão similar entre carga axial e a 90º não axial, esse resultado
estabelece firmemente isotropia da produção de tensão em trabeculado
ósseo de tíbia bovina quando de ensaio uni-axial. Esse osso é de alta
densidade, no formato tipo disco, a arquitetura é ansiotrópica. Todavia, a
produções de tensão para carga uniaxial são esperadas isotrópicas, ou
próximo disto, para outros tipos de densidade óssea são necessários
mais trabalhos para confirmar e estabelecer esse comportamento do osso
de menor densidade.
Sato et al.
72
(1999) estudaram a eficácia de um novo
algoritmo na construção tridimensional de elemento finito de osso
trabecular na biomecânica do implante. Maior validade na análise de
elemento finito na biomecânica do implante requer elementos adequados
para a malha. Todavia, excesso de elementos eleva a necessidade de
memória no computador e tempo de cálculo. Para avaliar a eficácia desse
novo algoritmo, estabeleceu-se para maior validade a construção do
modelo sem downsizing, foram construídos tridimensionais do
trabeculado ósseo com elementos de diferentes tamanhos: 300, 150 e 75
µ. Quatro algoritmos de stepwise foram graduados de um a quatro, o
trabalho do módulo de Young foi usado de acordo com o volume ósseo no
elemento individual cúbico e então foi analisada a distribuição de estresse
contra a carga vertical. O modelo com o elemento de tamanho de 300µm,
com quatro graduações de acordo com o módulo de Young
correspondente ao volume ósseo em cada elemento apresentou
distribuição similar de estresse no modelo com tamanho de 75µm. Os
resultados mostraram que o novo algoritmo foi eficiente, o uso do
elemento com 300µm para representação do trabeculado ósseo foi
proposto, sem uma mudança crítica nos valores de estresse e pela
possibilidade de otimizar os cálculos computacionais.
Duyck et al.
22
(2000) estudaram a distribuição e
magnitude das forças oclusais em próteses sobre implantes registrando o
tipo, axial e o momento fletor, em 13 pacientes submetidos a uma carga
controlada de 50N aplicada em vários locais da superfície oclusal de uma
prótese total fixa. A avaliação foi realizada por meio de strain gauges
instalados nos pilares protéticos. A prótese era suportada por cinco a seis
implantes e se repetiu o teste com a prótese suportada por três a quatro
implantes. Concluiram que a carga aplicada na extensão livre produziu
um efeito de “tesoura” que induziu consideráveis forças de compressão
nos implantes mais próximos do local de aplicação da carga e menores
tensões nos outros implantes. Observou-se um aumento nas tensões na
medida em que se diminuiu o número de implantes de suporte para a
prótese. O momento fletor foi mais alto quando se empregou apenas três
implantes.
Sato et al.
73
(2000) avaliaram o efeito da distribuição de
tensões no parafuso de ouro na situação de carregamento perpendicular
à cúspide com 10 ou 20° de inclinação. Foi empregado um sistema de
três implantes, instalados na região mandibular dos dentes 34, 35 e 36, o
sistema foi padrão Brånemark de 3,75mm de diâmetro por 10mm de
comprimento e pilar protético Miruscone. Os implantes foram estudados
quando colocados em linha reta ou em desalinhamento, colocação
vestibular ou lingual do implante, bem como do efeito do implante de
plataforma larga na região posterior. Realizaram uma análise geométrica
tridimensional auxiliada pelo método dos elementos finitos tridimensionais
para o cálculo das tensões nos parafusos de retenção da coroa.
Concluiram que o offset não diminuiu o estresse sobre os parafusos, no
entanto, o implante de diâmetro largo na região posterior e a diminuição
da inclinação da cúspide de 20 para 10° contribuíram para um decréscimo
de estresse sobre o parafuso.
Sato et al.
74
(2000) realizaram um estudo através de
elemento finito sobre as tensões em prótese com base macia (soft). Para
reunir conhecimentos a respeito destas bases e determinar critérios para
sua seleção foram avaliadas as propriedades no que diz respeito à
distribuição das tensões. Modelou-se a crista superior da mandíbula
parcialmente edentula. Foram analisadas seis combinações de rebordo:
mucosa com 1 ou 2 mm; prótese com base macia com 1, 2 e 3 mm e 18
combinações do módulo de Young, sendo três tipos para a mucosa e seis
tipos para a prótese. A proporção do máximo para o mínimo estresse na
mucosa, proporção de estresse, foi calculada para estimar a
concentração de tensões. No caso de mucosa fina, espessura de 1 mm,
com o mais baixo módulo de Young para a prótese com base macia
obteve-se a mais baixa proporção de estresse. Todavia, se a base da
prótese com o módulo de Young menor que o da mucosa o estresse
concentra-se adversamente. Esses resultados sugerem que a
elasticidade da base da prótese “macia” deve combinar a elasticidade da
mucosa para obter o efeito de proteção ideal.
Geng et al.
25
(2001) realizaram uma extensa revisão da
literatura a respeito da aplicação da análise de elementos finitos na
implantodontia. Discutem-se os achados dos estudos do método com
relação à interface osso-implante, implante-prótese e elementos múltiplos
de prótese sobre implantes. Concluiram que a análise de elementos
finitos pode predizer o comportamento biomecânico dos sistemas de
implante dental, o grau de fidelidade da modelagem afeta a capacidade
de prognóstico do método. Modelos mais realísticos da geometria
complexa e detalhada do tecido ósseo podem ser gerados com auxílio de
técnicas avançadas de imagem digital. A análise de elementos finitos
pode ser aplicada para auxiliar na otimização do desenho de novos
sistemas de implantes.
O`Mahony et al.
58
(2001) avaliaram o efeito da
propriedade isotrópica ou anisotrópica nos resultados da análise de
elementos finitos. No osso cortical a caracterização anisotrópica quando
comparada à isotrópica aumenta de 20 a 30% o nível de estresse e
deformação, entretanto, no osso trabecular o aumento do estresse e
deformação foi menos significante. Concluiram que a anisotropia deveria
ser considerada nos estudo de elementos finitos.
Rees
65
(2001) realizou uma investigação sobre a
importância do ligamento periodontal e osso alveolar como estruturas de
suporte em estudos que utilizam a análise de elementos finitos. Muitos
estudos têm sido publicados na literatura odontológica utilizando esta
ferramenta. Alguns deles têm incluído parte ou toda a raiz, enquanto
outros incluíram o ligamento periodontal e o osso alveolar. O objetivo
desse estudo foi examinar qual das estruturas de suporte foi importante
para o modelo quando analisa-se a distribuição do estresse no interior do
dente. No plano de tensão bidimensional foi desenvolvido um modelo de
elemento finito de um segundo pré-molar inferior que incluí o ligamento
periodontal de suporte e o osso alveolar. Duas cargas de 50N foram
aplicadas para simular o efeito da carga em oclusão cêntrica. As tensões
foram registrados ao longo de dois planos horizontais, um na coroa e um
na região cervical. Cada um das estruturas de suporte foi
sistematicamente removido e a estrutura remanescente reanalisada. Foi
encontrada uma particularidade importante para incluir o ligamento
periodontal e o osso alveolar quando houve o compromisso da análise de
elemento finito que envolve o elemento dentário.
Dalkiz et al.
20
(2002) realizaram um estudo para investigar
os desenhos de próteses osseointegradas em casos de desdentado
parcial com extremidade livre usando a comparação da interpretação de
estresse no método tridimensional do elemento finito. Três modelos de
próteses osseointegradas com extremidade livre com vários desenhos de
conectores: conector rígido em um pilar dental e em pilar de implante,
conector rígido em um implante e dois abutments dentais e conectores
rígidos em um implante e três pilares dentais foram estudados sob carga
vertical, vetíbulo-lingual e linguo-vestibular à 30º do eixo axial. Quando a
prótese parcial fixa foi conectada em três.
Güngor et al.
27
(2002) realizaram uma pesquisa para
avaliar a força de remoção de coroa cônica telescópica utilizando-se da
analise de elemento finito. As próteses parciais removíveis suportadas por
uma coroa telescópica são uma alternativa diretamente relacionada à
retenção da prótese parcial removível. A distribuição do estresse nos
retentores e nos tecidos circundantes criados pela coroa cônica
telescópica de diferentes tamanhos: 4, 5, 6mm e conicidade de 0, 2, 4 e
6º foram investigados. Os valores de tensões obtidos foram avaliados na
condição de deformação ou tensão. A perda de força da coroa secundária
foi determinada como 5N. Foi determinado o aumento da tensão na
dentina, na estrutura de metal, no osso alveolar, no ligamento periodontal
e na polpa através do aumento da altura e conicidade. A razão do
aumento da força tensional com o aumento da conicidade foi um
resultado da constante perda da força de 5N aplicada em todos os
modelos experimentais. A deformação foi mais efetiva do que a tensão
com um elevado estresse situado na região cervical da estrutura de metal.
O propósito desse estudo foi determinar a força exercida no dente e nos
tecidos circundantes pela perda da coroa secundária.
İplikçioğlu & Akça
36
(2002) avaliaram o efeito do número,
diâmetro e comprimento do implante na distribuição do estresse em torno
das fixações de suporte de uma prótese parcial fixa de 3 elementos na
mandíbula posterior, numa condição de classe II de Kennedy. Uma
mandíbula humana com ausência do segundo pré-molar e molares
esquerdos teve sua superfície digitalizada. Foi gerado um modelo para a
análise de elementos finitos tridimensionais no qual foi definida uma
cortical uniforme de 1 a 1,5 mm de espessura em torno do osso
trabecular, no pescoço do implante foi estabelecido uma cortical de
1,25mm de espessura, sendo que o restante do implante foi instalado no
osso esponjoso. As propriedades do osso para o método dos elementos
finitos foram definidas como isotrópico, homogêneo e linearmente
elástico. A prótese parcial fixa de 3 elementos foi testada em 6
configurações: dois planejamentos nos quais três implantes de 3,75mm
de diâmetro por 8 ou 10mm de comprimento e quatro planejamentos nos
quais dois implantes de 3,75 de diâmetro por 8 ou 10mm de comprimento
ou dois implantes de 4mm de diâmetro por 8 ou 10mm de comprimento
suportam a prótese. Foi realizado um carregamento na cúspide vestibular
com uma carga oblíqua de 400N, 200N vertical e 57N horizontal, cada
carga foi aplicada separadamente. Foram avaliados a tensões de tração,
compressão e o mapa de estresse de Von Mises. O menor nível de
estresse foi encontrado na situação na qual foi instalado dois implantes de
4,1mm de diâmetro por 10mm de comprimento para suporte a prótese
parcial fixa de 3 elementos.
Nagasao et al.
54
(2002) avaliaram a localização e a
intensidade do estresse em torno de 4 implantes instalados na região dos
segundos pré-molares e caninos de mandíbulas que tiveram parte do
segmento do corpo mandibular reconstruído, tendo-se os grupos: Tipo 1-
mandíbula desdentada normal; Tipo 2- segmento esquerdo; Tipo 3-
segmento central; Tipo 4- Segmento central e esquerdo; Tipo 5- corpo
mandibular, incluindo o segmento direito, esquerdo e a parte central; Tipo
6- segmento direito e central; Tipo 7- segmento direito. O modelamento
tridimensional foi obtido a partir da tomografia de uma mandíbula. Foram
retirados cortes de 1mm a cada 3 a 5 cortes para que fossem utilizados
na construção do modelo tridimensional. Em cada corte 20 a 30 pontos
foram marcados delimitando o osso cortical e trabecular, estes pontos
foram conectados formando um modelo “aramado”. A área de
reconstrução da mandíbula foi com enxerto da fíbula que teve sua
construção virtual realizada da mesma forma. Uma carga de 300N foi
aplicada no lado direito da extensão distal da estrutura da prótese. O
mapa de tensões de von Mises evidenciou que a localização e
intensidade do estresse em torno dos implantes difere significativamente
entre os vários tipos de reconstrução mandibular.
Rees
66
(2002) estudou o efeito da variação da carga
oclusal na evolução da lesão de abfração, em estudo de elemento finito.
Abfração ou perda dental não cariosa na região cervical é pobremente
entendida e um fator que possivelmente contribui para a evolução dessas
lesões é o efeito da carga oclusal. O propósito desse estudo foi examinar
o efeito que variando a posição da carga oclusal sobre o contorno do
estresse na região cervical de um segundo pré-molar inferior usando um
plano bidimensional de tensão. Uma carga de 500N foi aplicada para
cada uma das cúspides ou em várias posições ao longo das inclinações
cuspídeas. Foi encontrado que as cargas aplicadas no aspecto interno
das inclinações vestibular e lingual das cúspides produziram máximo valor
de estresse principal acima de 358 MPa que excedeu a conhecida falha
de estresse para o esmalte.
Van Oosterwyck et al.
86
(2002) estudaram o efeito da
presença de deiscência vestibular e/ou lingual na distribuição de estresse
do implante para o osso de suporte. Foi construído um modelo da
mandíbula, realizando-se o desenho tridimensional assistido por
computador (CAD) a partir das imagens da tomografia computadorizada,
aplicou-se uma carga vertical de 100N e um horizontal de 20N sobre um
implante cilíndrico de 3,75mm de diâmetro por 13mm de comprimento e
um pilar protético com 5,5mm. A presença da deiscência aumenta o risco
de sobrecarga e deformação no lado mesial e distal, entretanto, no local
do defeito ósseo, vestibular e/ou lingual, não houve aumento da
deformação.
Akça et al.
6
(2003) realizaram um estudo para avaliar as
características mecânicas do complexo implante/abutment de um sistema
de implante dental, ITI, com diâmetro reduzido utilizando análise de
elemento finito não linear. Para tal, foi utilizado um modelo de implante
tipo parafuso com 3.3 mm de diâmetro x 10 mm e um pilar protético com
6º de conicidade e 4 mm de altura. Esse complexo implante-abutment foi
embutido verticalmente no centro de um cilindro de acrílico de 1,5cm ø x
1,5cm de altura. Uma carga vertical e outra oblíqua de 300N foram
simuladas separadamente. A área de contato foi definida entre a conexão
implante-abutment e a análise do elemento finito não linear foi realizada.
Analisou-se a magnitude e a distribuição da tensão de von Mises e as
características de deslocamento. Na carga vertical a mapa de tensões
equivalentes evidenciou uma concentração de tensões ao redor da
conexão implante-abutment na origem do parafuso e ao redor do colar do
implante. Já no carregamento oblíquo resultou em aumento de stresse na
região do implante, próximo de ceder à resistência do titânio. Valores
substituídos sob ambas as condições de cargas foram resistentes,
principalmente na junção implante-abutment no nível do parafuso e no
colar do implante. O pescoço desse implante é uma zona potencial de
fratura quando sujeito a alta força inclinada. O redutor de diâmetro do
implante ITI pode beneficiar o reforço dessa região.
Hansson
29
(2003) realizou um estudo na interface do
implante do tipo Morse e pilar protético ao nível do osso marginal. Tem-se
à hipótese de que a reabsorção do osso marginal deve resultar de micro-
dano acumulativo no osso. Considerando isso, o implante dental deveria
ser desenhado de tal forma que o aparecimento de pico de estresse no
osso seja minimizado. A carga em um implante pode ser dividida em
componentes verticais e horizontais. Em estudos recentes foi descoberto
que o pico de estresse no osso resultante do componente de carga
vertical e daqueles resultantes de carga horizontal surge no topo do osso
marginal, e coincidem espacialmente. Esses dois picos de estresse
adicionados juntos produzem o risco de uma reabsorção óssea induzida
por estresse. Usando a analise de elemento finito foi encontrado que a
interface de implante Morse com o pilar no nível do osso marginal, em
combinação com os elementos de retenção no pescoço do implante, e
com adequados valores da espessura da parede do implante e módulo de
elasticidade, o pico de estresse resultante da carga axial surgiram bem
mais abaixo no osso. Isso significa que eles estavam espacialmente
separados do pico de estresse resultante das cargas horizontais. Se a
mesma interface abutment/implante fossem colocados 2 mm mais
coronariamente, esses benefícios desapareceriam e também resultaria
num aumento substancial do pico de estresse no osso.
Ishigaki et al.
37
(2003) realizaram um estudo com o
propósito de avaliar a distribuição do estresse no osso de suporte ao
redor do implante e do dente natural sob função mastigatória. Modelos
tridimensionais usando elemento finito de uma mandíbula com um
primeiro molar inferior e de um implante de titânio na região de molar
foram construídos. As direções da restrição ao deslocamento do modelo
foram determinadas de acordo com a trajetória da mastigação no
fechamento. O modelo com o dente evidenciou uma leve distribuição de
tensões no osso de suporte, com baixa concentração de estresse ao
redor do pescoço do dente. O modelo de implante mostrou concentração
de estresse no osso ao redor do pescoço do implante, especialmente na
área vestibular. Durante a trituração o implante mostrou maior
concentração de tensão de estresse do que o modelo no qual houve a
cinemática de abrir e fechar. Os resultados desse estudo ressaltaram a
importância da oclusão sob função de fechamento para entendimento
biomecânico do implante oral.
Lanza
45
(2003) empregou o método dos elementos finitos
para avaliar o comportamento mecânico de 4 implantes, 2 inclinados a
35° e com 15 mm de comprimento colocados paralelos à parede anterior
do seio maxilar, sendo os outros 2 instalados anteriormente, região dos
incisivos laterais. Os implantes estavam interligados por uma barra rígida,
simulando uma prótese fixa com e sem extensão distal, sendo aplicado
uma carga de 100, 50 e 25N. O modelo da maxila foi obtido a partir da
imagem do exame da tomografia computadorizada, gerando linhas e
pontos que foram transportados para o programa Autocad e deste para o
Ansys. Concluiu que o carregamento gera maiores tensões nos
componentes mais próximos do local de aplicação da carga, as cargas
látero-horizontais, simulando desoclusão, geram maiores tensões no lado
oposto ao da aplicação da força, as tensões concentraram-se na
plataforma de assentamento, a extensão distal aumentou em 3 vezes a
deformação da barra sob carga vertical.
Lucas et al.
49
(2003) avaliaram a influencia da força de
mordida na prótese parcial removível inferior de extremo livre associado a
implante osseointegrado de 3,75mm de diâmetro por 10mm de
comprimento, padrão Brånemak. Utilizaram a análise de elementos finitos
bidimensional na avaliação do mapa de tensões gerado pelo
carregamento com 50N, na ponda de cúspide do dente 33, no eixo
vertical e a 45°, no sentido de mesial para distal e vice-versa. Foram
realizados 3 modelos para a simulação: A- modelo com o dente 33 e o
rebordo desdentado posterior; B- o mesmo que o modelo anterior
acrescido de uma prótese parcial removível de extremo livre; C-
semelhante ao B com um implante como suporte posterior. Concluiram
que a tendência ao deslocamento da prótese parcial removível é menor
quando há apoio distal do implante, as forças oblíquas de 45° promovem
uma tendência de deslocamento e tensões maiores que a força vertical, a
presença do implante sob a prótese gera alívio do dente suporte.
Nagasao et al.
55
(2003) estudaram o efeito do
carregamento horizontal em 4 implantes cilíndricos, 3,75mm de diâmetro,
instalados na região dos segundos pré-molares e caninos de mandíbulas
reconstruídas com enxerto da fíbula e suportando uma prótese fixa.
Modelos tridimensionais foram construídos simulando diferentes
condições de reconstrução dos segmentos do corpo mandibular
enxertado, obtendo-se os seguintes grupos: Tipo 1- mandíbula
desdentada, sem reconstrução; Tipo 2- segmento esquerdo; Tipo 3-
segmento central; Tipo 4- segmento esquerdo e central; Tipo 5-
reconstrução bilateral e central; Tipo 6- segmento central e direito; Tipo 7-
segmento direito. Uma carga de 50N foi aplicada na região de extremo
livre da prótese. As tensões de Von Mises foram calculadas com o auxílio
do programa Ansys (EUA). Concluiram que a localização e direção do
estresse em torno dos implantes foram influenciadas pela característica
estrutural da mandíbula reconstruída.
Tanaka et al.
81
(2003) através da análise de elemento
finito investigaram a força oclusal como um possível mecanismo de
formação de lesão cervical. Recentemente vários autores têm proposto
uma interessante idéia que a força oclusal deve ser o principal fator em
lesão cervical dos dentes. Tem se especulado que a força lateral numa
mastigação não ideal causa uma inclinação e que essa resulta numa
tensão de estresse danificando a superfície do esmalte. Nesse estudo,
através da análise bidimensional de estresse pelo método de elemento
finito (FEM), investigou-se usando uma teoria da deformação plástico-
elástico em incisivo central superior e primeiro molar inferior. A
característica essencial que a tração produz resistência muito menor do
que a compressão foi levada em consideração. Os resultados sugeriram
que a carga oblíqua no dente altera a superfície do esmalte próximo da
junção amelo-cementária e causa deformação plástica que eventualmente
leva a uma lesão cervical.
Verri et al.
88
(2003) estudaram a influência do diâmetro e
comprimento do implante padrão Brånemark como suporte para a prótese
parcial removível de extremo livre. Utilizaram o método dos elementos
finitos bidimensional. Foram elaborados oito modelos de uma hemi-
arcada mandibular, com a presença dos dentes 33 e 34, nos seguintes
grupos: A- sem prótese parcial removível (PPR); B- com PPR e sem a
presença do implante; C- com a PPR e a presença do implante de 3,75
por 7mm; D- com PPR e implante de 3,75 por 10mm; E- com PPR e
implante de 3,75 por 13mm; F- com PPR e implante de 5 por 7mm; G-
com PPR e implante de 5 por 10mm; H- com PPR e implante de 5 por
13mm. O carregamento foi vertical e com 50N na ponte de cúspide.
Concluiram que o modelo com PPR e sem implante apresentou a maior
tendência ao deslocamento, quanto maior o comprimento e diâmetro dos
implantes menores foram as tensões. A condição na qual a PPR não
apresenta suporte com implantes leva a tensões de Von Mises superiores
à situação não qual não há prótese.
Alexander & Ricci
8
(2004) avaliaram o efeito da
microtexturização, com LASER, da região cervical do implante na
distribuição do estresse. Utilizaram o método dos elementos finitos e
simularam uma carga de 80 N. Advogam que o desenho e superfície da
microrosca cervical contribuem para diminuir o risco de sobrecarga no
osso cortical podendo resultar na preservação do osso da crista.
Çehreli et al.
16
(2004) realizaram um estudo com o
propósito de comparar o comportamento da transmissão da força em uma
peça (1-P) e em duas peças (2-P) de implante oral com interface protética
do tipo Morse. Um modelo de elemento finito tridimensional do implante e
do pilar protético foram construídos separadamente. O complexo
implante-abutment foi embutido num cilindro de resina com 1,5cm de
diâmetro por 1,5cm de altura. Forças vertical e oblíqua de 50N e 100N
foram aplicadas no abutment resultando nos resultados das análises.
Primeiro, a análise do contato foi interpretado no complexo implante-
abutment para avaliar um implante 2-P, e em seguida, os componentes
foram unidos com uma força de separação de 10
20
N para analisar o
implante 1-P. Na análise de tensões de Von Mises, as tensões principais
e o deslocamento na resina foram o mesmo em ambos os desenhos, sob
força vertical. Já sob força oblíqua, as tensões principais e o
deslocamento da resina foram o mesmo, porém a magnitude das tensões
de von Mises foram maiores no implante 2-P. A distribuição das tensões
ao redor de ambos os implantes no acrílico, simulando o tecido ósseo,
foram similares sob ambas as condições de carga. Concluíram, portanto,
que o implante 2-P tem um maior estresse mecânico sob força oblíqua.
No entanto, os 1-P ou 2-P com o formato Morse não é um fator decisivo
para a magnitude e distribuição de tensões e deslocamento em tecidos de
suporte.
Güngor et al.
28
(2004) realizaram um estudo que
apresentou a análise de estresse de um primeiro pré-molar inferior
restaurado com coroas de cerâmica sob carga térmica como o resultado
do consumo de liquido quente/frio na boca usando a análise de elemento
finito tridimensional. Na primeira etapa do estudo foi calculada a mudança
de temperatura com o consumo de líquido quente/frio. A distribuição do
estresse térmico em função da mudança de temperatura foi então obtida.
A carga térmica variando entre 60 e 15°C foi aplicada em todos os
modelos preparados. A distribuição de temperatura e tensões foram
demarcadas para pontos críticos, os quais eram os pontos de transmissão
de deformação para tensão ou de tensão para deformação quando os
líquidos frios ou quentes são consumidos. As mudanças de temperatura
na boca podem causar fadiga térmica e deve afetar negativamente a
estabilidade do material. De acordo com os resultados das tensões
térmicas nesse presente estudo o IPS, Empress, Carrara press ceramic, e
Ceramco FAC, materiais cerâmicos, exibiram valores diferentes enquanto
que o material IPS Empress 2 mostrou propriedade similar ao do esmalte.
Huang et al.
33
(2004) estudaram o efeito da utilização do
sistema de implante hexágono externo de plataforma regular, cujo módulo
de rebordo é 4mm, e o de plataforma larga, módulo de rebordo 5mm, na
prótese parcial fixa de segundo premolar a primeiro molar inferior.
Utilizaram o método dos elementos finitos tridimensionais simulando a
aplicação de uma carga de 100N a 45° na cúspide vestibular. Concluíram
que na região molar a utilização de dois implantes de plataforma regular
ou um implante de plataforma larga apresenta comportamento
biomecânico superior à utilização apenas de implantes de plataforma
regular.
Métodos da engenharia reversa foram empregados por
Kasemsarn & Sitthiseripratip
41
(2004) para a construção de modelos
complexos e irregulares de próteses dentais. Utilizaram à digitalização do
contorno externo de prótese parcial removível, prótese total e prótese
sobre implante e o tratamento com algoritmo do software Geomagic
Studio (Raindrop, EUA) para “renderização”. Grampos da prótese parcial
removível foram modificados pelo programa Surfacer (Imageware, EUA).
Os arquivos tridimensionais originados foram exportados no formato IGES
para a geração da malha a ser utilizada na análise de elementos finitos.
Concluiram que a técnica é plausível para a utilização em pesquisas
odontológicas e apresenta acurácia suficiente para o método dos
elementos finitos.
Kitagawa et al.
42
(2004) analisaram o comportamento do
implante/abutment nos sistemas de interface protética Morse e no
hexágono externo, simulando através do método dos elementos finitos a
aplicação de um impulso de 100N no centro da superfície oclusal. O
desenho do sistema de implante influenciou na resposta ao carregamento
dinâmico. No modelo de hexágono externo a tendência à rotação pode
comprometer a conexão implante/abutment. No sistema Morse não se
observou a predisposição à rotação.
Lin et al.
48
(2004) realizaram um estudo utilizando-se da
análise de elemento finito. De acordo com o conceito do seu desenho, a
prótese adesiva de resina, comparada com a prótese parcial convencional
fixa, tem uma estrutura mais fraca e instável. Portanto a prótese adesiva
de resina induz a uma maior razão de falhas, especialmente na região
posterior. Recentemente, agentes adesivos têm sido extremamente
melhorados. Todavia, o desenho da diretriz da prótese adesiva posterior
de resina (RBP) raramente tem sido avaliado de uma perspectiva
biomecânica. O objetivo desse estudo foi investigar o efeito da
biomecânica da espessura do retentor na parte posterior da RBP usando
o método de elemento finito. Um modelo sólido da prótese adesiva
posterior mandibular, empregando o segundo molar e o segundo pré-
molar como pilar, foi construído e encaixado com várias espessuras de
retentores de 0.2 a 1.0 mm. Cargas horizontal e vertical de 200N foram
aplicadas respectivamente na fossa central do pôntico para examinar o
nível de estresse na interface entre o retentor e o pilar. Todos os nós na
raiz, abaixo da junção amelo-cementária, foram fixados como condição
limite. Os resultados mostraram que a carga horizontal induziria a uma
tensão interfacial mais alta que o estresse vertical, indicando assim que o
componente horizontal da força oclusal faz importante papel na avaliação
do fenômeno de falha na descimentação. Além disso, o pico do estresse
interfacial aumentou como a diminuição da espessura retentora, baseado
na relação de instalação entre a espessura do retentor e o estresse
interfacial, uma espessura de retenção de 0.4 mm foi sugerida como o
mínimo requerido para prevenir o aumento severo do estresse interfacial.
Jeong et al.
40
(2004) avaliaram o efeito da posição e
direção da aplicação da carga na distribuição das tensões para o tecido
ósseo de suporte. Utilizaram o método dos elementos finitos
tridimensionais no qual simularam a aplicação de uma carga de 200N na
cúspide central do primeiro molar inferior no sentido vertical, empregaram
a mesma magnitude de força na direção oblíqua a 15° tendo-se como
sentido de fora para dentro da coroa e a 30° na mesma direção, porém
nos dois sentidos: de fora para dentro e também de dentro para fora da
coroa. Concluíram que o carregamento não axial a 30° e no sentido de
dentro para fora da coroa foi o que promoveu a maior concentração de
estresse no osso cortical, sendo que o comportamento biomecânico pode
ser otimizado tendo-se o cuidado de diminuir o momento fletor.
Rommed et al.
70
(2004) realizaram um estudo para
investigar por meio do método de elemento finito o comportamento
mecânico de três desenhos de prótese parcial fixa (FPD) para a
substituição do primeiro pré-molar superior utilizando-se o conceito de
arco dental encurtado. A biomecânica das FPDs e suas estruturas de
suporte sob diferentes hipóteses de carga oclusal foram analisadas com
modelos bidimensionais, lineares e carga estática para investigar o
deslocamento e a distribuição do estresse para cada desenho de FPD,
com atenção especial para a variação de estresse ao longo de retentor-
pilar protético e as interfaces ligamento periodontal-osso. Os resultados
indicaram que o deslocamento e as tensões principais máximas nas
próteses fixas de 3 elementos com retentores terminais foram
substancialmente menores que nos modelos com cantilever. Para as duas
extensões investigadas, o desenho do cantilever distal apresentou menor
tensão do que desenhos de extensões na mesial, sob condições similares
de cargas. O maior valor para o estresse principal máximo em cantilever
foi encontrado no interior do conector entre o pôntico e o retentor e no
interior do ligamento periodontal e osso adjacente ao retentor próximo ao
pôntico.
Shimizu et al.
76
(2004) realizaram um estudo para
investigar a influência do metal, como reforço, no estresse criado na base
acrílica da prótese em relação à localização do suporte vertical da
prótese. Análise de elemento finito foi utilizada para calcular o estresse
gerado com um segmento de 2 mm de espessura e 18 mm de largura que
foram consolidados com metal de reforço para cinco diferentes
comprimentos. Uma força de mordida vertical de 60 N foi direcionada no
final de cada tira, enquanto o outro final era fixado. Movimentos verticais
foram restritos a um dos três suportes localizados entre o centro da tira e
o lado da carga. Quando as tiras foram verticalmente suportadas perto do
lado da carga, uma grande tensão foi vista na tira com relativamente curto
reforço dos que mostraram tiras com longos reforços. O reforço metálico
com comprimento suficiente deve fornecer um desenho de prótese que
previne contra a fratura do acrílico.
Sutpideler & Eckert
80
(2004) estudaram a transmissão de
carga de três implantes para o osso de suporte quando da utilização de
uma carga de 200N no eixo vertical, a 15, 30, 45 e 60° deste eixo,
variando, ainda, a localização do implante central, que foi colocado no
eixo horizontal, a 1,5mm ou a 3mm lateral a este eixo e a dimensão
látero-lateral da prótese em 6 e 12mm. Através da análise dos elementos
finitos tridimensional observaram que o carregamento vertical produziu o
menor nível de estresse no osso de suporte, o incremento no ângulo leva
a um aumento do estresse, a redução da largura da prótese e a posição
mais lateral do implante do centro favorece a distribuição de forças.
Verri et al.
89
(2004) analisaram a influência do diâmetro e
comprimento de implantes padrão Branemark como suporte de prótese
parcial removível (PPR) de extensão distal num modelo com os dentes 33
e 34. Utilizaram análise de elementos finitos bidimensional na qual
observaram o mapa de deslocamento e as tensões de von Mises. No
modelo experimental uma carga de 50N foi aplicada verticalmente nos
grupos: A- sem PPR; B- com PPR e sem a presença de implantes; C-
com PPR e implante de 3,75mm de diâmetro por 7mm de comprimento;
D- com PPR e implante de 3,75 por 10mm; E- com PPR e implante de
3,75 por 13mm; F- com PPR e implante de 5 por 7mm; G- com PPR com
implante de 5 por 10mm e H- com PPR e implante de 5 por 13mm.
Concluíram que a situação B, na qual a PPR não possui suporte posterior
há a maior tendência ao deslocamento e apresentou maior nível de
tensões no mapa de von Mises quando comparado à situação A, sem
PPR. O aumento do diâmetro e comprimento do implante favorece
positivamente na diminuição das tensões.
3 PROPOSIÇÃO
Avaliar a influência do formato do modelo de tecido ósseo
na distribuição das tensões no sistema de implante, tipo cone Morse, e
destes para o osso, utilizando-se o método dos elementos finitos
tridimensionais.
4 MATERIAL E MÉTODO
4.1 Material
Quadro 1 – Materiais e equipamentos utilizados na pesquisa.
Material Fabricante
Tomógrafo computadorizado Philips (Holanda)
Mandíbula humana Não se aplica
Programa Mimics Materialise (Bélgica)
Programa SolidWorks 2005 (EUA)
Programa Ansys Ansys (EUA)
Implante tipo cone Morse 4 x 8,5 mm A. S. Technology (Brasil)
Microcomputador, Processador PIV- 2.80
GHz, I GB Ram
Toshiba
Microcomputador, Processador PIV- 2.53
GHz, I GB Ram
Genérico
4.2 Método
O método dos elementos finitos, empregado na avaliação
proposta, constou das seguintes etapas: a) seleção e construção do
modelo a ser testado, tecido ósseo simulando mandíbula humana com
densidade D1, segundo classificação de Lekholm & Zarb
46
, 1985; b)
modelo de implante, parafuso com conexão protética do tipo cone Morse,
com o pilar protético; c) determinação e construção do ambiente do
carregamento, restrições e condições para a análise e d) solução. Etapas
exemplificadas pela Figura 1.
FIGURA 1 – Etapas evidenciando a seqüência da metodologia
Processamento
aplicada para a análise pelo método dos elementos finitos.
Os objetos estudados são modelados geometricamente,
subdividindo-os em elementos interconectados por pontos nodais
formando um conjunto denominado de malha, à qual se atribuem
propriedades mecânicas dos materiais em estudo. O ambiente foi
definido estabelecendo as condições de vínculo ou restrição e
carregamento para a análise dos resultados em função da solicitação
imposta. Os resultados são expressos utilizando-se o critério de tensões
equivalentes, também conhecida com tensões de Von Mises.
4.2.1 Aquisição inicial das imagens para análise
O tecido ósseo, segmento da mandíbula humana, foi
digitalizado por meio da tomografia computadorizada, gerando arquivos
armazenados em mídia digital compact disc (CD). O exame da
tomografia foi realizado considerando o protocolo no qual a aquisição das
imagens ocorreu no plano axial, cortes de 1mm e espaçamento de
0,5mm entre cada corte, sendo que o ângulo do cabeçote do
equipamento, conhecido também como Gantry Tilt,foi 0º.
FIGURA 2 – Imagens da tomografia computadorizada no
programa Mimics
As imagens obtidas pelo tomógrafo (Philips, Holanda) foram
gravadas no formato Digital Imaging and Communications in Medicine
(DICOM/Siemens, Alemanha) e convertidas para “Estereolitografia” (STL)
com o auxílio do programa Mimics (Materialise, Bélgica), Figura 2,
possibilitando a posterior leitura por parte do programa de desenho e
simulação.
Associando-se à mandíbula para a simulação proposta foi
selecionado implante do tipo cone Morse (CM), com 8,5 mm de
comprimento na parte de espira e 1.8 correspondente à região do
pescoço, padrão Titanium Fix (A. S. Technology, Brasil) conectado ao
pilar protético personalizável para prótese cimentada, Figura 3. Imagens
bidimensionais e as peças foram utilizadas na geração da imagem
volumétrica obtida pela modelagem tridimensional no programa
SolidWorks 2005 (EUA), Figura 4.
FIGURA 3 –Implante cone-Morse com o pilar protético para prótese
cimentada.
FIGURA 4 – Imagem do modelo tridimensional do Implante cone
Morse/pilar protético, no programa SolidWorks 2005.
4.2.2 Pré-processamento
O programa Mimics realizou um corte na mandíbula,
obtendo-se uma fatia da mandíbula envolvendo a linha média, tendo as
dimensões aproximadas de 13,8mm no sentido látero-lateral (mésio-
distal) da borda superior e 13,65 na inferior, na borda distal 24,6mm de
altura e na borda mesial 21,85mm de altura, no sentido vestíbulo-lingual
apresentou 8,5mm de largura ±2mm. O arquivo neste formato foi
importado para o programa Solidworks (SolidWorks, EUA) que integrou o
modelo da mandíbula, gerado na digitalização pelo tomógrafo e
processado pelo programa Mimics (Materialise, Bélgica), com os
implantes e pilares protéticos, modelados pelo mesmo programa. Os
modelos do tecido ósseo no formato de paralelepípedo e tronco elíptico
foram, também, gerados no programa SolidWorks apresentando no
modelo do tipo paralelepípedo as dimensões de 12,75mm na direção
horizontal e sentido látero-lateral, 23mm na direção vertical e sentido
crânio-caudal, e 9,6mm na direção horizontal e sentido antero-posterior. O
modelo tipo tronco elíptico apresentou na direção vertical e sentido crânio-
caudal 23,5mm, na direção horizontal e sentido látero-lateral 14,1mm e
direção horizontal sentido antero-posterior 10,54mm na região
correspondente ao centro e 6,98 na parte correspondente ao início do raio
de fechamento da parte superior e inferior. Os modelos de tecido
ósseo/sistema de implante foram importados para o programa de análise
de elementos finitos Ansys Workbench 9.0 (Ansys, EUA), módulo Design
Modeler, realizando, desta forma, a integração dos objetos modelados
e/ou importados no programa SolidWorks para o Ansys. O módulo
Simulation, do programa Ansys, define e aplica as condições do ambiente
de simulação. Neste é gerada a malha contendo os elementos e nós para
o cálculo dos deslocamentos pelo programa. As etapas de obtenção,
conversão e integração dos dados para a simulação estão descritas na
figura 5.
Tomografia computadorizada
FIGURA 5 – Fluxograma da aquisição, conversão, integração e solução
utilizada pelo método dos elementos finitos.
4.2.2 Processamento e análise da simulação
O programa Ansys Workbench 9.0, módulo Simulation,
realizou a simulação da aplicação de uma carga de 100N no eixo axial e a
45º deste eixo, no sentido de vestibular para lingual, no implante inserido
no segmento ósseo no formato de paralelepípedo, tronco elíptico e
gerado pela tomografia computadorizada, denominados de modelo A, B e
C respectivamente, conforme quadro 2.
Quadro 2 – Modelos de tecido ósseo
Modelo Tipo Imagem do modelo
Paralelepípedo A
Tronco Elíptico B
Gerado a partir da
Tomografia C
Computadorizada
4.2.2.1. Propriedades dos materiais
As propriedades dos materiais empregados para a análise
pelo método dos elementos finitos estão dispostas no quadro 3.
Quadro 3 – Propriedades físicas dos materiais (Van Rossen et al.
87
1990;
Sütpideler et al.
80
2004).
Módulo de elasticidade
(MPa)
Coeficiente de
Poisson
Titânio 110000 0.35
Osso cortical 15000 0.30
Os materiais utilizados nos modelos foram considerados:
homogêneos, densidade constante; linearmente elásticos, deformação
proporcional à força aplicada independente do grau de deformação;
isotrópicos, propriedades mecânicas iguais em todas as direções
(CATRAMBY
15
, 2003; LANZA
45
, 2003; KITAMURA et al.
43
2004).
O método dos elementos finitos soluciona problemas
complexos dividindo-os em elementos, conectados pelos nós,
combinando-os e aplicando equações às partes para resolver a situação
do modelo (RUBO & SOUZA
71
, 2001). Para tanto, emprega-se o módulo
de elasticidade, conhecido também como módulo de Young, que
descreve a rigidez do material. Outra propriedade importante é o
coeficiente de Poisson, constante que indica a relação entre os valores
absolutos de deformação transversal e longitudinal frente à aplicação de
uma tensão.
4.2.2.2. Condições da interface osso/implante
Os modelos dos implantes foram considerados conectados
por meio de nós comuns ao modelo de osso ao longo de toda a interface,
simulando uma condição de osseointegração ideal, ou seja, 100% de
contato ósseo, bem como o contato dos pilares protéticos com os
implantes que foram considerados monobloco implante/pilar protético
(CATRAMBY
15
, 2003).
4.2.2.3. Elementos e nós
Os modelos simulando o tecido ósseo, a saber:
paralelepípedo, denominado de A; tronco elíptico, B e o originado a partir
da tomografia computadorizada, C, bem como o modelo de implante
cone Morse (CM) foi discretizado, ou seja, subdividido em volumes
justapostos, em uma malha de elementos conectados por nós
apresentando um volume de 142,75mm
3
, 14103 elmentos e 23087 nós. O
modelo A, ao ser preparado para receber o implante CM, apresentou um
volume volume de 2732,9mm
3
, 18121 elementos e 27592 nós. O tipo B,
ao receber o implante CM teve um volume de 2731,83 mm
3
, 19404
elementos e 29318 nós. O modelo C apresentou um volume de 2733,13
mm
3
, 218754 elementos e 308037 nós.
4.2.2.4. Condições de contorno
Os vínculos impostos aos nós, estabelecendo os pontos de
fixação formaram as restrições aos deslocamentos e às rotações, numa
condição de engaste perfeito, sendo aplicados às bordas laterais
correspondentes à mesial e à distal dos modelos que representavam o
tecido ósseo (KITAMURA et al.
43
2004), Figuras 6, 7 e 8.
4.2.2.5. Condições para o carregamento
O carregamento constituiu-se nos aspectos quantitativos e
qualitativos das forças aplicadas ao modelo, possibilitando uma condição
passível de provocar alteração do equilíbrio ao conjunto osso/implante.
Foi realizada a aplicação de uma força de 100N no sentido vertical (axial)
e uma força de 100N a 45° do eixo vertical, no sentido de vestibular para
lingual nas faces, do pilar protético, correspondentes à área de contato
com a prótese, conforme Figuras 6, 7 e 8.
FIGURA 6 – Modelo de tecido ósseo em
forma de paralelepípedo, modelo
tipo A, com implante CM sob carga vertical de 100N, área de
aplicação de carga em verde, área de restrição tipo engaste
em azul, correspondentes às faces laterais, vista isométrica.
FIGURA 7 – Modelo de tecido ósseo
no formato de tronco elíptico,
modelo tipo B, com implante do tipo CM, sob carga oblíqua
resultante de 100N, sentido antero-posterior, área em verde.
As restrições tipo engaste estão aplicadas ás faces laterais,
Área em azul.
FIGURA 8 – Modelo de tecido
ósseo gerado pelo
processamento a partir
da tomografia computadorizada, modelo tipo C, com implante
CM, sob carga oblíqua resultante de 100N, área de aplicação
da carga em azul, sentido de vestibular para lingual. As
restrições tipo engaste foram aplicadas às bordas laterais,
mesial e distal da fatia óssea, área em azul.
4.2.3. Solução
A mudança do estado de equilíbrio de um corpo devido à
aplicação de uma carga gera deformações na estrutura. O método dos
elementos finitos produz, entre seus resultados, as tensões nos eixos
para cada elemento que compõe a malha.
O critério escolhido para análise das tensões foi o de Von
Mises, conhecido como critério de máxima energia de deformação ou
ainda de tensões equivalentes. Analisa-se, desta forma, a energia de
deformação do material frente à solicitação imposta, considera-se ao
mesmo tempo a tração, compressão e o cisalhamento. Os resultados são
obtidos, segundo os critérios de Von Mises, a partir da raiz quadrada da
soma dos quadrados, produzindo sempre resultados positivos. Não se
pode aferir se o mapa de tensões representa tensões de tração,
compressão ou cisalhamento.
As tensões de Von Mises foram registradas e analisadas
quanto a magnitude e distribuição no implante e no tecido ósseo.
5 RESULTADOS
O carregamento foi realizado na parte protética da
fixação, sendo analisada a distribuição das tensões nos implantes e no
tecido ósseo, no aspecto quantitativo, valores em N/mm
2
(MPa), e
qualitativo pelo gradiente de cores correspondentes às tensões máximas
e mínimas.
Os resultados quantitativos das tensões originadas nos
implantes e modelos de tecido ósseo são apresentados nas tabelas 1 a 3.
Tabela 1 – Tensões de Von Mises máximas no implante CM e modelo de
tecido ósseo do tipo paralelepípedo, modelo tipo A.
Tabela 2 – Tensões de Von Mises máximas no implante CM e modelo de
tecido ósseo do tipo tronco elíptico, modelo tipo B.
Direção
Carregamento
Tensões Equivalente Max
no Implante (MPa)
Tensões Equivalentes Max no
Modelo de Tecido Ósseo(MPa)
Vertical 14.69 3.25
Oblíquo 71.66 14.38
Direção
Carregamento
Tensões Equivalente Max
no Implante (MPa)
Tensões Equivalentes Max no
Modelo de Tecido Ósseo(MPa)
Vertical 14.30 3.19
Oblíquo 60.78 11.94
Tabela 3 - Tensões de Von Mises máximas no implante CM e modelo de
tecido ósseo com a configuração originada a partir da
tomografia, modelo tipo C
O modelo de tecido ósseo no formato de paralelepípedo e o
implante CM ao receber a carga de 100N na direção vertical, sentido de
cima para baixo, nas faces do pilar protético correspondentes às que
entram em contato com a coroa, apresentou o mapa de tensões
equivalentes demonstrado pela Figura 9, no que diz respeito ao conjunto
implante/osso; Figura 10, referente ao implante sem o tecido ósseo e
Figura 11 que demonstra o comportamento do tecido ósseo sem o
implante, possibilitando a visualização dos locais de maior concentração
das tensões equivalentes no modelo ósseo
Direção
Carregamento
Tensões Equivalente Max
no Implante (MPa)
Tensões Equivalentes Max no
Modelo de Tecido Ósseo(MPa)
Vertical 15.04 11.71
Oblíquo 79.15 31.47
FIGURA 9 – Tensões equivalentes no modelo paralelepípedo e implante
CM, vista isométrica, carga vertical.
FIGURA 10 – Tensões equivalentes no implante CM, sem a presença do
modelo de tecido ósseo paralelepípedo, carga vertical.
FIGURA 11 – Mapa de tensões equivalentes no modelo paralelepípedo,
sem o implante CM, carga vertical.
O modelo paralelepípedo/implante CM sob carga oblíqua
comportou-se conforme evidenciado nas Figuras 12, 13 e 14.
FIGURA 12 – Modelo paralelepípedo com implante CM sob carga oblíqua.
FGURA 13 – Implante CM, sem o modelo paralelepípedo, sob carga
oblíqua.
FIGURA 14– Modelo paralelepípedo, sem o implante CM, sob carga
oblíqua, mapa de tensões equivalentes, vista oclusal.
O modelo tronco elíptico/implante CM ao receber carga
vertical apresentou o comportamento, no que diz respeito às tensões
equivalentes, evidenciado pelas Figuras 15, 16 e 17.
FIGURA 15 – Mapa de tensões equivalentes no modelo tipo B, resultante
de carga de 100N no sentido vertical, vista isométrica.
FIGURA 16 – Mapa de tensões equivalentes no implante CM, modelo
tronco elíptico suprimido, carga vertical.
FIGURA 17 – Mapa de tensões do modelo tronco elíptico, implante CM
retirado, vista oclusal.
O implante CM no modelo tronco elíptico, tipo B, ao receber
uma carga oblíqua apresentou um comportamento demonstrado pelas
Figuras 18, 19 e 20.
FIGURA 18 – Modelo tronco elíptico e implante CM sob carga oblíqua.
FIGURA 19 – Mapa de tensões equivalentes no implante CM, modelo
tronco elíptico suprimido, carga oblíqua.
FIGURA 20 – Mapa de tensões equivalentes no modelo tronco elíptico
sob carga oblíqua, implante CM retirado, vista oclusal.
O modelo tipo C com o implante CM sob carga vertical apresentou
o mapa de tensões de Von Mises conforme Figuras 21, 22 e 23.
FIGURA 21 - Mapa de tensões de Von Mises no modelo tipo C, carga
oblíqua sobre o implante CM, vista isométrica.
FIGURA 22 – Mapa de tensões no implante CM, carga oblíqua, modelo
do tecido ósseo suprimido.
FIGURA 23 - Tensões equivalentes no modelo tipo C, implante CM
suprimido, vista oclusal.
O modelo Gerado pela tomografia, tipo C, tendo o implante
CM, ao receber uma carga oblíqua comportou-se conforme evidenciado
pelas Figuras 24, 25 e 26.
Figura 24 – Mapa de tensões equivalentes no modelo tipo C sob
carga oblíqua, vista isométrica.
FIGURA 25 - Tensões equivalentes no implante CM, modelo tipo C
suprimido.
FIGURA 26 - Tensões equivalentes no modelo tipo C, implante CM
suprimido, vista oclusal.
O comportamento do implante e modelo de tecido ósseo podem,
também, ser observado nas Figuras 27e 28, valores expressos em MPa.
14.3
14.69
15.04
60.78
71.66
79.15
0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
1 2 3
Vertical implante
Oblíqua implante
FIGURA 27 – Tensões de Vom Mises máximas no implante sob
carga vertical e oblíqua.
FIGURA 28 - Tensões de Vom Mises máximas nos modelos de tecido
ósseo sob carga vertical e oblíqua.
Modelo A
Modelo B
Modelo C
3.19
3.25
11.94
14.38
31.47
11.71
0
5
10
15
20
25
30
35
1 2 3
Vertical modelo
ósseo
Oblíqua modelo
ósseo
Modelo A
Modelo B
Modelo C
6 DISCUSSÃO
O método dos elementos finitos tem sido extensivamente
utilizado como ferramenta de análise mecânica na odontologia
(WEINSTEIN et al.
90
, 1976; NISHIOKA
57
, 1999; CHUN et al.
18
, 2002;
GÜNGOR et al.
27
, 2002; CASTRO ALBUQUERQUE et al.
14
, 2003;
HANSSON
29
, 2003; IMANISHI et al.
35
, 2003; LUCAS et al.
49
, 2003;
TOPARLI
84
, 2003;VERRI et al.
88
, 2003; VERRI et al.
89
, 2003; NISHIGAWA
et al.
56
, 2003; ISHIGAKI et al.
37
, 2003; ÇEHRELI et al.
16
, 2004; HUANG et
al.
33
, 2004; LIN et al.
48
, 2004).
Melhorias nas condições de suporte à análise, como
programas computacionais e equipamentos possibilitaram a disseminação
da técnica conforme descrito por Rubo & Souza
71
, 2001. O método dos
elementos finitos pode ser empregado para análises em modelos
bidimensionais (GENG et al.
26
, 2004; ROMEED et al.
70
, 2004) ou
tridimensionais (AKÇA et al.
6
, 2003; HANSSON
29
, 2003; ISHIGAKI et al.
37
,
2003; ÇEHRELI et al.
16
, 2004), sendo que estes apresentam a vantagem
de aproximar-se mais em relação àqueles das condições físicas.
O método dos elementos finitos, como qualquer técnica
de pesquisa, apresenta limitações inerentes ao método, às simplificações
impostas ao ambiente da análise e ao modelo (GENG et al.
26
, 2001). A
interpretação dos resultados quantitativos apresenta validade interna. No
entanto, a externa é questionável, em virtude da modelagem do ambiente
em que foi realizada a análise poder influenciar nos resultados, como
observado por Weinstein et al.
91
, 1976, no qual observaram que ao
modelarem a condição de superfície porosa do implante obtiveram
resultados mais próximos aos do laboratório. Verificou-se, também, pelos
resultados da presente tese que o tipo de modelo ósseo pode influenciar
nos valores obtidos. Os resultados qualitativos suportam comparações
que permitem conclusões a respeito do objeto em estudo (AKÇA e
IPLIKÇIOĞLU
5
, 2002).
O método dos elementos finitos correlaciona-se
diretamente com a qualidade dos modelos nos quais se realiza a
simulação. A geometria dos objetos estudados, como o tecido ósseo de
suporte, em especial, e os implantes apresentam aspecto não
paramétrico. A simplificação dos modelos pode levar a resultados não
acurados (GENG et al.
25
, 2001). Observa-se que os trabalhos de
pesquisas têm modelado o tecido ósseo e o implante através de diversas
formas e estratégias. Kitamura et al.
43
, 2004, Sütpideler, et al.
80
, 2004,
modelaram o osso no formato de paralelepípedo. Dalkiz et al.
20
, 2002,
utilizaram um tronco cônico com um raio de curvatura, no sentido látero-
lateral para simular a anatomia óssea. De outro modo, Akça et al.
6
, 2003;
Çehreli et al.
16
, 2004, definiram o formato do osso para a análise de
elementos finitos tridimensionais como um cilindro. Holmes & Loftus
32
,
1997; Catramby
15
, 2003, modelaram o tecido ósseo com o formato de
tronco elíptico. No intuito de tornar os modelos fidedignos ao objeto de
estudo, diversos pesquisadores criaram estratégias para gerarem
modelos que representem um tecido ósseo mais próximo da condição
anatômica. Akagawa et al.
4
, 2003, confeccionaram um padrão pela
digitalização de cortes histológicos. Huang et al.
33
, 2004, realizaram a
modelagem a partir de imagens de tomografia computadorizada, criando
sobre estas o sólido através de um programa de desenho assistido por
computador (CAD). Jeong et al.
40
, 2004, modelaram a mandíbula com o
auxílio de um equipamento de digitalização tridimensional por LASER.
Lanza
45
, 2003, modelou o tecido ósseo a partir da imagem tomográfica de
cortes axiais de 1mm que foram digitalizados e transportados para o
programa AutoCAD (EUA) na forma de linhas e pontos, sendo convertidos
em superfícies e em volumes, possibilitando a análise tridimensional.
Observa-se, portanto, que várias são as estratégias para modelar o objeto
em estudo, procurando uma aproximação das características e condição
do elemento real. Visando um modelo que pudesse aproximar-se da
anatomia desejada para a pesquisa e a partir do conceito das publicações
dos trabalhos de pesquisa, no qual se procura modelos os mais fiéis à
geometria real, nesta tese partiu-se dos dados do exame da tomografia
computadorizada, formato DICOM, convertendo-os para o formato
“estereolitografia” (STL) que realiza a representação das superfícies do
objeto através de triângulos. O sólido após ter sido criado é transportado
para o programa de análise de elementos finitos para que se proceda à
simulação. Outra dificuldade na modelagem refere-se ao implante,
principalmente no que diz respeito ás espiras. Van Oosterwyck et al.
86
,
2002, suprimiram o desenho das espiras e consideraram o implante como
tendo o formato de cilindro. Akça et al.
6
, 2003; Hansson
29
, 2003; Çehreli et
al.
16
, 2004; realizaram desenho em CAD, no entanto, as espiras não foram
representadas no aspecto helicoidal que apresentam no modelo físico,
mas como anéis circulares. Em nosso trabalho, os implantes foram
modelados em CAD, mantendo a correspondência dos detalhes
apresentados pelos implantes, conservando o passo de rosca e o aspecto
helicoidal, possibilitando um modelo fidedigno para a avaliação do
comportamento mecânico do mesmo.
A qualidade do tecido ósseo possui importante papel na
osseointegração, bem como no comportamento mecânico. Jaffin &
Berman
39
, 1991, demonstraram que implantes instalados em osso tipo IV,
segundo classificação de Lekholm & Zarb
46
, 1985, apresentam uma
probabilidade maior de virem a falhar quando comparados com as
fixações inseridas em ossos tipo I, II e III. Clift et al.
19
, 1992, evidenciaram
a importância da presença de osso de boa qualidade na região do
pescoço do implante para suportar à concentração de tensões nesta
região. Hutton et al.
34
, 1995, em avaliações longitudinais correlacionaram
a qualidade e quantidade óssea com a taxa de sucesso dos implantes
osseointegrados, sendo que o implante no osso tipo IV apresentou uma
taxa de sobrevivência menor que nos outros tipos de osso . Holmes &
Loftus
32
, 1997, utilizaram o método dos elementos finitos na avaliação das
tensões frente à qualidade do tecido ósseo, concluíram que no mais
denso, tipo I, há menor micromovimento e com diminuição na intensidade
da concentração de tensões. O modelo adotado neste trabalho foi
considerado do tipo I, no qual há uma camada homogênea de cortical
óssea, como adotado por Holmes & Loftus
32
, 1997, em um dos grupos
experimentais. Clinicamente o modelo foi obtido do exame da tomografia
computadorizada de um paciente que recebeu implantes, sendo que a
parte selecionada para a modelagem foi uma fatia da região anterior da
mandíbula do paciente, conforme advogado por Meijer et al
51
., 1993, que
se apresentava clinica e tomograficamente como tipo I, onde
frequentemente encontra-se este tipo de osso. O método utilizado na
modelagem a partir da tomografia, gerando o padrão denominado de
modelo tipo C, foi o automatizado, sendo que modelo final apresentou as
características clínicas do osso tipo I. Os modelos no formato de
paralelepípedo, modelo tipo A, e tronco elíptico, modelo tipo B, foram
realizados em programa CAD denominado de SolidWorks (EUA) tendo
como referência as dimensões iniciais do modelo tipo C, obtido a partir da
tomografia. Procurou-se ter volumes semelhantes entre os modelos,
evitando que diferenças referentes à quantidade do material, simulando o
tecido ósseo, pudessem influenciar no comportamento da energia durante
a simulação. Conforme pode ser observado no capítulo de material e
método o volume do modelo tipo A foi de 2732,9 mm
3
, para o tipo B
2731,83mm
3
e para o tipo C 2733,13mm
3
. Observa-se que ao partir do
modelo mais simplificado, quando se considera a aproximação com os
aspectos anatômicos que ocorrem na natureza, ou seja, tipo
paralelepípedo passando para o tipo tronco elíptico e finalmente para o
gerado a partir dos dados da tomografia computadorizada, método que
digitaliza o objeto no formato tridimensional, há um aumento nas tensões
equivalentes máximas observadas no tecido ósseo, sendo que em todos
os tipos de modelos estas tensões se concentrarão na região superior de
contato implante/osso, evidenciando coerência interna, no que diz
respeito ao comportamento dos modelos frente à solicitação mecânica, e
resultados concordantes com o publicado por Çehreli et al.
16
, 2004.
Nas avaliações mecânicas analisa-se o comportamento
dos objetos frente a uma solicitação pela aplicação de uma carga. Os
aspectos quantitativos, como magnitude, e qualitativo, como direção,
sentido e local de aplicação devem ser bem estabelecidos tendo como
parâmetros a relação entre o controle de variáveis estudadas e as
condições clínicas. A avaliação das cargas que podem ocorrer
clinicamente pode nos auxiliar na determinação das condições a serem
empregadas em trabalhos laboratoriais. Haraldson & Carlsson
30
, 1977,
encontraram como força máxima durante o fechamento da mandíbula, em
pacientes reabilitados com implantes e prótese do tipo protocolo de
Brånemark, uma intensidade média de 186,6N para o homem e 115,9
para a mulher, variando de 42 a 412N, tendo como média para a
mastigação o valor de 50,1N. Já Falk et al.
23
, 1989, encontraram como
valor médio para a mastigação 166N. Richter
67
, 1995, encontraram
valores para forças verticais na ordem de 60 a 150N durante a
mastigação, na oclusão cêntrica foi de 50N. Portanto, nota-se que in vivo
há uma grande variabilidade em função dos aspectos individuais dos
pacientes. De modo semelhante, os trabalhos de pesquisas com
implantes apresentam uma grande diversidade no que diz respeito à
magnitude da carga aplicada. Lucas et al.
49
, 2003; Verri et al.
88
, 2003,
empregaram uma força de 50N. Holmes & Loftus
32
, 1997; Castro
Albuquerque et al.
14
, 2003, Çehreli et al.
16
, 2004; Huang et al.
33
, 2004;
Kitagawa et al.
42
, 2004; utilizaram uma carga de 100N. Akagawa et al.
4
,
2003, aplicaram uma força de 143N. Jeong et al.
40
, 2004; Lin et al.
48
,
2004, empregaram 200N. Já Akça et al.
6
, 2003, utilizaram 300N.
Observando a magnitude de força aplicada pelos trabalhos, ponderando
as pesquisas de Haraldson & Carlsson
30
, 1977; Falk et al.
23
, 1989; e
considerando que o presente trabalho compararou diferentes formatos de
modelos optou-se pela carga de 100N, aplicada ao pilar protético, região
de contato com a coroa protética, na direção vertical e a 45º, como
adotado por Huang et al.
33
, 2004; Casto Albuquerque et al.
14
, 2003.
Cargas oblíquas têm o potencial efeito de propiciar concentração de
tensões no terço cervical, bem como solicita mais da estrutura sob
carregamento, devendo ser considerado o momento de força no
planejamento da prótese e evitando a sobrecarga com vistas à
longevidade do tratamento com implantes (RANGERT et al
63
., 1989;
MORGAN & JAMES
53
, 1995; PATTERSON et al.
61
, 1995; RANGERT et
al.
64
, 1995), tornando, desta forma, imprescindível na simulação de cargas
oblíquas (ISHIGAKI et al.
37
, 2003).
Os resultados deste trabalho evidenciaram as mais altas
tensões quando da aplicação de cargas oblíquas, tanto para o implante
quanto para o tecido ósseo, conforme observado, também, por Meijer et
al.
52
, 1993; Papavaliliou et al.
59
, 1997. As maiores tensões no tecido ósseo
localizaram-se no osso marginal, acorde Clift et al.
19
, 1992; Meijer et al.
52
,
1993; Holmes & Loftus
32
, 1997; Papavaliliou et al.
59
, 1997. Hansson
29
,
2003, adverte quanto ao efeito acumulativo quando ocorre coincidência
espacial das tensões máximas durante o carregamento vertical e oblíquo
que poderiam levar à reabsorção óssea induzida em virtude das tensões.
Alexander & Ricci
8
, 2004, propôs a micro-texturização como meio de
diminuir as tensões cervicais que poderiam levar à perda de osso
marginal.
O modelo influenciou diretamente nos resultados
encontrados para as tensões equivalentes no tecido ósseo, sendo que os
maiores valores ocorreram no modelo tipo C, gerado a partir da
tomografia computadorizada, obtendo-se 11,71MPa na carga vertical e
31,47MPa para a oblíqua. O modelo tipo B, tronco elíptico, apresentou os
valores de 3,25 e 14,38MPa para a carga vertical e oblíqua
respectivamente. Já o modelo A, paralelepípedo, teve com valores para a
carga vertical 3,19 e para a oblíqua 11,94MPa. Observa-se que à medida
que o modelo de tecido ósseo aproxima-se da forma real da mandíbula,
forma escultural, há um incremento nos valores encontrados, tanto para a
carga vertical quanto para a oblíqua. O modelo A e B apresentaram
tensões de Von Mises correspondentes a aproximadamente 27% dos
valores do modelo C, para a carga vertical, enquanto que para a carga
oblíqua as tensões correspondem a aproximadamente 40%. Holmes &
Loftus
32
, 1997, modelaram um segmento de mandíbula no formato de
tronco elíptico, aplicaram uma carga de 100N a 30º na coroa metálica, em
ouro, conectada ao pilar protético e este ao implante tipo parafuso com
3.75X10mm de comprimento. Encontraram tensões equivalentes, para o
osso tipo I, na magnitude de 13.7MPa, valores próximos ao encontrados
para o modelo tronco elíptico, tipo B, avaliado nesta tese, que foi de
14,38MPa. A pequena diferença entre os valores poderia ser creditada às
dimensões do implante e tecido ósseo que são ligeiramente distintos
entre os estudos, ao ângulo de aplicação da carga e ao módulo de
elasticidade.
As tensões encontradas nos implantes foram semelhantes
na carga vertical, variando-se em torno de 10%, na carga oblíqua houve
uma maior variabilidade indo de 60,78MPa para o implante no modelo A
para 79,15MPa no implante inserido no modelo C.
O método dos elementos finitos representa importante
ferramenta para a avaliação e o desenvolvimento de produtos,
possibilitando a aproximação das pesquisas acadêmicas com a cadeia
produtiva, como defendido por Adans & Askenazi
1
, 1999; e realizado por
Freire et al.
24
, 2004. No entanto, a compreensão da relação entre o
comportamento mecânico e a resposta biológica é importante no sentido
de tornar a sofisticada ferramenta de análise de elementos finitos uma
poderosa auxiliar na previsibilidade do comportamento tecidual frente ao
planejamento proposto.
Kregzde
44
,1993, aventou a possibilidade de um programa
auxiliar no planejamento da implantodontia, correlacionando fatores
mecânicos e suas conseqüências biológicas. Para tanto, são necessários
modelos de elementos finitos que representem à estrutura que está sendo
avaliada, no intuito de correlacionar e prever a resposta do hospedeiro ao
estímulo mecânico. Há dados na literatura que descrevem o limite entre o
que pode vir a ser estímulo ou dano, Meyer et al.
53
, 2001, defendem que o
limite fisiológico é de até 6000microstrain. Brunski
12
, 1999; Pilliar et al.
62
,
1991, defendem que a perda óssea nos implantes esta relacionada a
efeitos biomecânicos, nos quais altas concentrações de tensões levam a
microfraturas e reabsorção. Fatores que podem vir a comprometer a
estética ou mesmo o próprio implante levando a sua falha. Hansson
29
,
2003, adverte quanto ao efeito acumulativo quando ocorre coincidência
espacial das tensões máximas durante o carregamento vertical e oblíquo
que poderiam levar à reabsorção óssea induzida em virtude das tensões.
A resposta biológica frente ao estímulo mecânico é descrita com base em
modelos experimentais que reportam o comportamento na maioria dos
ensaios, ao se trabalhar com a resposta biológica há fatores inerentes
àquele indivíduo que podem vir a determinar um comportamento não
esperado, como relatado por Brunski
12
, 1999, segundo o qual há vários
tipos de osso e condições que podem influenciar na resposta biológica.
Na tentativa de aproximar os modelos de elementos finitos da resposta
observada nos modelos físicos e propiciar, desta forma, maior validade na
análise de elemento finito com vistas aos fatores biológicos e mecânicos
do implante requerem-se elementos adequados para a malha. Todavia,
excesso de elementos eleva a necessidade de memória no computador e
tempo de cálculo. Sato et al.
72
, 1999, testaram um novo algoritmo na
construção de modelos para elementos finitos, observaram que os
elementos ao apresentarem para o osso trabecular as dimensões de
300μm representam de forma adequada a estrutura do osso esponjoso.
No presente trabalho foi utilizado o algoritmo nativo do programa Mimics
(Materialise, Bélgica) com vistas à produção do modelo de elementos
finitos. Os diferentes modelos avaliados no trabalho apresentaram
comportamento distinto, não se deve realizar julgamento de valor quanto
ao melhor ou menos adequado, visto que a escolha do modelo também
deve ser pautada no objetivo da avaliação. Em situações nas quais se
necessita analisar o comportamento de novos desenhos frente à resposta
mecânica os modelos simplificados utilizados na análise de elementos
finitos podem auxiliar de forma rápida e com menor custo na seleção do
modelo a prosseguir no desenvolvimento e estudos. Já quando o objetivo
e correlacionar os aspectos mecânicos com a resposta biológica, modelo
próximo ao padrão físico real pode representar melhor os fenômenos que
estão ocorrendo, pesquisas adicionais poderão tornar possível o
planejamento individualizado com menor possibilidade de falhas, visto
que as variáveis biológicas do hospedeiro podem modificar a resposta.
7 Conclusão
• O modelo de tecido ósseo influenciou na magnitude das
tensões no osso.
• O modelo tipo C, gerado a partir da tomografia
computadorizada, apresentou níveis de tensões
maiores que as encontradas para os modelos tipo A,
paralepípedo, e B, tronco elíptico.
• O osso marginal, próximo ao pescoço do implante,
apresentou as maiores tensões.
• As tensões no implante foram semelhantes em todos os
tipos de tecido ósseo.
• As maiores tensões foram observadas quando do
carregamento oblíquo.
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Prótese) Faculdade de Odontologia de São José dos Campos,
Universidade Estadual Paulista. São José dos Campos.
ABSTRACT
The mechanical behavior of the implantation system is important
parameter in the success and clinical performance of the treatments with
implants. The aim of this work is evaluate of bone model on stress
distribution in Morse taper implant with finite element analysis. Three
models were compared, to know: A) in the parallelepiped format; B) in the
format of elliptical trunk and C) generated from the data of a Cat Scan. A
load of 100N was applied in the directions vertical and oblique, being 45º
of the axial axis. The results had evidenced that the model influenced in
the behavior of the tensions. The model from computer tomografic
exhibited the major stress, and the others are similar.
Key-words: Finite element analysis, implant, biomechanical.
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