( PDF ) Análise da distribuição de tensões em implantes de PEEK pelo método de elementos finitos 3D

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JOÃO RODRIGO SAROT

Análise da Distribuição de Tensões em

Implantes Dentários de PEEK

Pelo Método de Elementos Finitos 3D

Florianópolis-SC

Dezembro, 2008

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JOÃO RODRIGO SAROT

Análise da Distribuição de Tensões em

Implantes Dentários de PEEK

Pelo Método de Elementos Finitos 3D

Tese apresentada ao Curso de Pós-

graduação em Odontologia do

Centro de Ciências da Saúde da

Universidade Federal de Santa

Catarina, como requisito parcial para

obtenção do título de Doutor em

Odontologia – Área de concentração

Implantodontia.

Este artigo está formatado de acordo

com as Normas para Elaboração de

Artigos da revista “Biomaterials”.

Orientador: Prof. Dr. Ricardo de Souza Magini

Florianópolis-SC

Dezembro, 2008

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Catalogação na fonte por: Vera Ingrid Hobold Sovernigo CRB-14/009

S246a Sarot, João Rodrigo

Análise da distribuição de tensões em implantes dentários de PEEK

pelo método de elementos finitos 3D / João Rodrigo Sarot; orientador

Ricardo de Souza Magini. - Florianópolis, 2008.

108 f.

Tese (Doutorado) – Universidade Federal de Santa Catarina. Centro

de Ciências da Saúde. Programa de Pós-Graduação em Odontologia -

Opção Implantodontia.

Inclui bibliografia.

1. PEEK. 2. Titânio. 3. Materiais dentários. 4. Implantes dentários.

I. Magini, Ricardo de Souza. II. Universidade Federal de Santa Catarina.

Programa de Pós-

Graduação em Odontologia. III. Título.

CDU 616.314-

089.843

JOÃO RODRIGO SAROT

Análise da Distribuição de Tensões em

Implantes Dentários de PEEK

Pelo Método de Elementos Finitos 3D

Esta tese foi julgada adequada para a obtenção do título de

Doutor em Odontologia, Área de Concentração Implantodontia, e

aprovada em sua forma final pelo Programa de Pós-Graduação em

Odontologia.

Florianópolis, 11 de dezembro de 2008.

Ricardo de Sousa Vieira

Coordenador do Programa de Pós-Graduação em Odontologia

Banca Examinadora

Orientador: Ricardo de Souza Magini

Antonio Carlos Cardoso

Jayme Bordini Jr

Nelson Luis Barbosa Rebellato

Ederson Áureo Betiol

À minha Patrícia.

Meu amor, minha companheira, minha cúmplice.

Esta conquista é sua também.

AGRADECIMENTOS

Ao meu orientador professor Ricardo Magini pelo acolhimento como

aluno, pela liberdade no desenvolvimento do curso e por desmistificar a vida

acadêmica mostrando novos rumos e alternativas profissionais.

Ao professor Antonio Carlos Cardoso pelo estimulo no desenvolvimento

profissional e pessoal. Por despertar em mim novos interesses e, principalmente,

o gosto por desafios.

À professora Ariadne Cristiane Cabral da Cruz pela atenção, carinho,

dedicação e participação fundamental na realização deste trabalho.

Aos meus colegas de curso, agora irmãos, Aline, Cleide, César e Ricardo

pelo companheirismo, a amizade e os ensinamentos que enriqueceram muito

nossa caminhada juntos.

Ao meu amigo e “sócio” Ernesto Barquero pela amizade sincera e

parceria durante o curso.

Aos colegas do mestrado em implantodontia Rodrigo, André, Gabriela,

Elisa, Leonardo e Gisele pela amizade e momentos agradáveis.

Às minhas amigas Miriam, Gisella e Dolores pelo empenho em suas

funções e o carinho com que me receberam no CEPID.

Aos professores Gastão Valle Nicolau, Jayme Bordini Jr por acreditarem

em mim e pelo apoio em mais esta empreitada.

À Patrícia Peters pelo companheirismo e dedicação insuperáveis, sem

os quais esta conquista não seria possível.

À minha mãe, dona Mari, pelo exemplo de perseverança que sempre

me norteou.

Aos meus sogros, Mary e Valdir Peters, pela confiança e apoio

incondicionais depositados em mim.

À minha amiga Cintia Milani Contar, companheira desde os tempos de

graduação, pelo auxílio na execução deste trabalho.

À Sonia Mara Saldanha Bach, bibliotecária da Biblioteca Ciências da

Saúde do Campus Botânico da Universidade Federal do Paraná, pela amizade

e prestabilidade na pesquisa e obtenção da bibliografia necessária para este

trabalho.

SUMÁRIO

LISTA DE ABREVIATURAS E SIMBOLOS

RESUMO

ABSTRACT

INTRODUÇÃO 10

PROPOSIÇÃO 13

MATERIAL E MÉTODO

RESULTADOS

DISCUSSÃO

CONCLUSÃO

FIGURAS 27

TABELAS

REFERÊNCIAS

VERSÃO EM INGLÊS

APÊNDICE – REVISÃO DE LITERATURA ESTENDIDA

BIBLIOGRAFIA CONSULTADA

100

LISTA DE ABREVIATURAS E SÍMBOLOS

Å Angstrom

C Graus Celsius

CFR Reforço de Fibra de Carbono

GPa Giga Pascal

GPEEK Glass Poly Ether Ether Ketone

HA Hidroxiapatita

KGy Unidade de dosagem de radiação no SI

MGy Unidade de dosagem de radiação no SI

MPa Mega Pascal

N Newton

PAEK Poly Aryl Ether Ketone

PEEK Poly Ether Ether Ketone

Ti Titânio

UHMWPE Polímero Alifático - Poliolefina

w/w Unidade de solubilidade em água

% Porcentagem

µm Micrometro

SAROT, João Rodrigo. Análise da Distribuição de Tensões em Implantes

Dentários de PEEK pelo Método de Elementos Finitos 3D. 2008. 108 f. Tese

(Doutorado em Odontologia – Área de Concentração Implantodontia) – Curso

de Pós-graduação em Odontologia, Universidade Federal de Santa Catarina,

Florianópolis.

RESUMO

O PEEK vem se mostrando um excelente material na substituição do titânio em

aplicações ortopédicas. Seus compostos relacionados podem ser fabricados

com larga escala de propriedades físicas, mecânicas e de superfície e nos

mais diversos formatos. Esta versatilidade abre um novo horizonte de

possibilidades no projeto de novos implantes e componentes para reabilitação

bucal, especialmente ao se levar em consideração o comportamento

biomecânico deste material. O objetivo deste estudo foi comparar, por meio

do Método de Elementos Finitos (MEF), a distribuição de tensões ao osso de

suporte periimplantar em modelos distintos compostos por componentes e

implantes de PEEK com 30% de reforço de fibras de carbono (30% CFR-PEEK) e

titânio. Nas simulações, com união perfeita entre implante e osso, o 30% CFR-

PEEK apresentou maior concentração de tensões no pescoço do implante e

osso adjacente devido a sua menor rigidez e maior deformação em relação

ao titânio. Implantes e componentes de 30% CFR-PEEK não mostraram

vantagens, no que se refere à distribuição de tensões, quando comparados

aos implantes e componentes de titânio.

Palavras-chave: PEEK, poli éter éter cetona, implante dentário, distribuição de

tensões, método de elementos finitos (MEF).

Evaluation of the Stress Distribution in PEEK Dental Implants by the Three-

dimensional Finite Element Method.

ABSTRACT

PEEK (poly ether ether ketone) has proved to be an excellent material for the

titanium substitute in orthopedic applications. Its related composites can be

manufactured with many physical, mechanical and surface properties and in

several shapes. This versatility opens a new horizon of possibilities in the

development of new implants and components for bucal rehab, especially

when the biomechanical behavior of this material is taken into consideration.

The aim of this study was to compare, using the three-dimensional finite

element method, the stress distribution in the peri-implant support bone in

distinct models composed by PEEK components and implants with 30% carbon

fiber reinforced (30% CFR-PEEK) and titanium. In the simulations, with a perfect

bonding between the bone and the implant, the 30% CFR-PEEK presented

higher stress concentration in the implant neck and the adjacent bone due to

its lower hardness and higher deformation in relation to the titanium. 30% CFR-

PEEK implants and components did not show any advantages in relation to the

stress distribution when compared to the titanium implants and components.

Keywords: PEEK, poly ether ether ketone, dental implant, stress distribution, finite

element method (FEM).

1. INTRODUÇÃO

Em quarenta anos de evolução a Implantodontia avança rompendo

barreiras e quebrando paradigmas na busca por soluções e aprimoramento

na arte da reabilitação bucal. Tópicos como quantidade de implantes,

formato, tratamento de superfície e componentes protéticos mais estéticos

são amplamente discutidos. Vem se introduzindo nesta discussão a utilização

de polímeros para fabricação de implantes osseointegrados em substituição

aos convencionais de titânio.

Nos anos 90 o PEEK (poly ether ether ketone, em português poli éter éter

cetona), membro dominante da família dos polímeros PAEK (poly aryl ether

ketone, em português poli aríl éter cetona) despontou como candidato

principal dos polímeros termo plásticos de alta performance para substituir

componentes e implantes metálicos, especialmente na ortopedia e trauma

[1,2]. O interesse por polímeros poliaromáticos surgiu no desenvolvimento de

próteses para o quadril e de placas de fixação de fratura com rigidez

comparável a do osso [3,4]. Embora os polímeros poliaromáticos puros exibam

um módulo de elasticidade que varia de 3 a 4 GPa, este valor pode ser

modificado e se aproximar ao do osso cortical (18 GPa) com a adição de

compostos como fibra de carbono (CFR-PEEK) [5].

PEEK e compostos de PEEK são considerados biocompatíveis de acordo

com testes realizados em cultura celular, tecido subcutâneo e muscular [6-13],

incluindo pesquisas de cultura celular com osteoblastos sobre compostos de

PEEK testados como arcabouço [14-16]. Vários estudos [17-20] também

mostram o bom desempenho clínico deste polímero em pacientes

ortopédicos.

O PEEK e compostos relacionados podem ser fabricados com larga escala

de propriedades físicas, mecânicas e de superfície, nos mais diversos formatos,

dependendo da utilização como implante. Esta versatilidade abre um novo

horizonte de possibilidades no projeto de novos implantes e componentes

para reabilitação bucal, especialmente ao se levar em consideração o

comportamento biomecânico deste material.

Baseados na hipótese da dissipação de energia [21] sabe-se que, graças a

característica de conservação de energia apresentada pelos implantes

rígidos, uma força aplicada a uma coroa implanto-suportada é transferida,

pelo implante, com pequenas alterações, resultando em uma deformação

elástica e mínima absorção da energia mecânica pelo implante. Implantes

metálicos são, no mínimo, 8 vezes mais duros que o osso circunvizinho. Esta

diferença de gradiente gera estresse na interface osso/implante durante a

dissipação das cargas [22]. A idéia de um implante com módulo de

elasticidade similar ao do osso sugere uma distribuição das tensões mais

homogênea aos tecidos de suporte com decréscimo do estresse nesta

interface.

Quando um implante dentário é carregado oclusalmente a carga é

transferida ao osso de suporte e com maior intensidade à porção coronal. Isto

é conseqüência de um princípio geral de Engenharia que determina que

quando um corpo composto por duas partes recebe carga o estresse é maior

na linha de união destas partes [17]. Isto foi observado também em outros

estudos com simulações de carga em implantes odontológicos em análises

com resinas fotoelásticas e por método de elementos finitos (MEF) [23,24].

O MEF é uma técnica que permite a formulação virtual de um modelo

matemático adequado que representa ou simula o comportamento de um

sistema físico específico [25-27]. Este método tem grande aplicação na

Engenharia e tem sido utilizado em Medicina e Odontologia para simular

situações clínicas e o comportamento das estruturas corporais desde 1975 [28].

Auxiliando no desenvolvimento e aperfeiçoamento de protótipos, predizendo

seu comportamento mecânico, térmico e elétrico, reduzindo custo e tempo

de desenvolvimento, fornecendo informações difíceis de serem obtidas pelos

métodos experimentais convencionais como distribuição de tensões e

deformação da estrutura ou componente [29].

Outro fator que favorece as pesquisas com método dos elementos finitos é

a ausência do comprometimento de estruturas biológicas, uma vez que,

atualmente por motivos éticos, tem-se dado muita atenção e preferência por

estudos que não incluam indiscriminadamente tecidos vivos, seja de origem

humana ou animal.

Outros estudos utilizaram o MEF para avaliação da distribuição das tensões

ao osso tendo como variáveis o material constituinte de componentes

protéticos [30], formato [31], diâmetro e comprimento [32] do implante ou

materiais para superfície oclusal [33,34]. Nas simulações deste estudo a

variável foi o material de fabricação do implante e componente protético

comparando-se titânio e PEEK.

2. PROPOSIÇÃO

O objetivo deste estudo foi comparar, por meio do Método de

Elementos Finitos (MEF), a distribuição de tensões ao osso adjacente

periimplantar em quatro modelos distintos compostos por componente

e implante de titânio, componente de PEEK e implante de titânio,

componente de titânio e implante de PEEK e componente e implante

de PEEK.

3. MATERIAL E MÉTODO

A análise da distribuição de tensões periimplantares foi realizada pelo

método computacional denominado de Método dos Elementos Finitos (MEF).

3.1 Método dos Elementos Finitos

Seguiram-se os seguintes passos: modelagem da geometria, aplicação

das condições de contorno (fixação do modelo, aplicação das cargas) e

informações das propriedades dos materiais empregados.

Para execução do software alimentou-se as propriedades dos materiais:

Módulo de elasticidade, Módulo de Young ou Módulo elástico (E) :

Define a inclinação da curva tensão-deformação até o limite de

proporcionalidade. E é uma medida de rigidez do material em sua região

elástica e tem as mesmas unidades da tensão. A maioria dos materiais exibe

esse comportamento linear. Também a maior parte dos materiais dúcteis, o

módulo de elasticidade em compressão é o mesmo que em tensão.

Coeficiente de Poisson (v):

Quando um corpo deformável é submetido a uma força axial

compressiva o material deforma-se longitudinalmente e transversalmente. Para

caracterizar estas deformações define-se o coeficiente de Poisson como a

relação da deformação transversal (alongamento ou contração) com a

deformação longitudinal (alongamento ou contração) do material.

3.2 Etapas do Processo de Simulação por MEF

O processo de simulação seguiu basicamente três etapas : pré-

processamento (construção do modelo), processamento (solução do

problema) e pós-processamento (análise dos resultados).

Pré-processamento: Consistiu na construção do modelo geométrico e

informações pertinentes das propriedades dos materiais empregados na

construção do modelo. Em seguida, a estrutura do modelo foi dividida em um

número finito de elementos (discretização) que são interconectados por

pontos nodais os quais se encontram no sistema de coordenadas X,Y,Z, onde o

conjunto resultante é denominado “malha”. Posteriormente, ainda após o

processo de modelagem são consideradas as restrições do modelo físico,

onde as condições de contorno estruturais foram aplicadas com a finalidade

de simular o modelo físico real. Essas condições de contorno resumiram-se em

fixação do modelo e aplicação do carregamento.

Processamento: Após a criação do modelo, com o processamento

numérico, o problema estrutural foi solucionado computacionalmente. Os

resultados dos campos de tensões, deformações e deslocamentos foram

obtidos.

Pós-processamento: A análise do modelo foi efetuada utilizando-se os

resultados obtidos. A análise de tensões foi feita pela comparação dos

componentes de tensões normais, tensões principais ou ainda tensão

equivalente de Von Mises (tensão efetiva).

No critério de Von Mises todos os componentes de tensões normais,

como também os componentes de tensões cisalhantes, são incorporados no

cálculo da chamada tensão de Von Mises [35].

3.3 Reconstrução virtual de tomografia computadorizada

Para a fase inicial do trabalho um voluntário foi submetido a exame de

tomografia computadorizada (i-CAT, Xoran Technologies, Ann Arbor, USA)

para obtenção do modelo digital. O exame de tomografia foi realizado no

terço ântero-inferior da face com objetivo de analisar a região da mandíbula,

em cortes transversais de 0,25 mm de distância perfazendo um total de 212

cortes. Estes cortes foram gravados no formato Dicom (Digital imaging and

communications in medicine standart) e importados para um programa de

processamento de imagens e reconstrução digital (software desenvolvido pelo

curso de pós-graduação em Métodos Numéricos e Engenharia da

Universidade Federal do Paraná). Neste o programa reconstruiu digitalmente a

mandíbula resultando em um modelo 3D, como mostra a figura 1.

Deste modelo, foi extraída apenas a parte correspondente ao dente 35,

como mostra a figura 2.

3.4 Edição dos modelos

Após a reconstrução virtual, o modelo 3D foi exportado para o software

Ansys DesignModeler v11 (Ansys Inc., Canonsburg, PA, USA) para edição dos

modelos virtuais. Foi modelado um implante unitário, componentes protéticos

(pilar e parafuso), osso cortical e medular ao redor do implante. O dente

previamente scaneado foi seccionado na porção cervical e unido ao modelo

para representar uma coroa protética unida ao implante conforme

especificações abaixo.

Implante , pilar e parafuso:

• Implante cilíndrico rosqueável, com conexão do tipo hexágono

externo, 10 mm de altura, diâmetro da plataforma de 4.1mm

(figura 3).

• Pilar universal com conexão do tipo hexágono externo,

plataforma inferior de 4,1 mm e porção superior cônica (figura 4).

• Parafuso de titânio com roscas apenas no terço inferior (figura 5).

Prótese:

• Infra-estrutura de cromo cobalto de no mínimo 0,3 mm de

espessura sobre o pilar do implante, e de forma semelhante a

coroa cerâmica.

• Porcelana feldspática recobrindo a infra-estrutura e modelando

a forma coronária da prótese (figura 6).

Demais estruturas:

• uma linha de cimento de fosfato de zinco de aproximadamente

0,1 mm de espessura entre o pilar e a prótese.

• Osso cortical recobrindo a crista do osso em espessura de 1,0

mm.

• Osso medular recobrindo as porções internas do osso cortical

(figura 6).

• Cilindros em esmaltes distribuídos na superfície oclusal da

cerâmica simulando contatos dentários conforme figura 7.

3.5 Fatores de variação

Os diferentes modelos deste trabalho tiveram o objetivo de avaliar a

influência nas tensões que o uso de componentes e implantes do material

PEEK reforçado com 30% de fibra de carbono (30% CFR- PEEK) acarretam em

um tratamento com implante unitário:

• Modelo A ou controle: este modelo foi configurado com o pilar e o

implante em titânio.

• Modelo B: semelhante ao modelo A, mas o pilar em PEEK.

• Modelo C: semelhante ao modelo A, mas com o implante em PEEK.

• Modelo D: semelhante ao modelo A, mas com o implante e o pilar em

PEEK.

Com exceção das propriedades dos materiais todos os modelos foram

idênticos.

3.6 Simulação

Todos os modelos foram exportados do software DesignModeler (Ansys

Inc., Canonsburg, PA, USA) para o software de simulação de elementos finitos

Ansys Workbench V11. (Ansys Inc., Canonsburg, PA, USA).

Cada elemento dos modelos foi configurado com um módulo de

elasticidade e coeficiente de Poisson retirados da literatura conforme o

modelo simulado (Tabela 1).

Todos os contatos entre as estruturas foram considerados como união

perfeita, com exceção da união entre cimento e pilar. Os contatos entre

titânio e cimento foram considerados como friccionais permitindo

deslizamentos e formação de espaços para se aproximar de uma situação

real. Foram utilizadas aproximações dos coeficientes de fricção baseado em

outros materiais semelhantes [43]. Embora o coeficiente de fricção varie de

acordo com diversos fatores, para simular uma cimentação com cimento de

fosfato de zinco foi usado um coeficiente de 0,2 nas uniões entre cimento de

fosfato de zinco e titânio e cimento de fosfato de zinco e PEEK. As simulações

foram do tipo não-linear em relação ao contato .

Suportes rígidos foram adicionados na região inferior e laterais do osso

simulando a união do modelo ao resto de uma mandíbula. Cargas verticais

paralelas em relação ao longo eixo do dente com 100 N de magnitude foram

adicionadas nos cilindros de esmalte, conforme mostra figura 8.

As malhas foram validadas por meio de um processo de refinamento da

malha, verificando-se a convergência dos resultados. Quando a diferença

entre os picos de tensão dos resultados atingiu um erro estipulado de 5% ou

menos a malha foi considerada válida. A malha foi gerada com elementos

tetraédricos, conforme mostram as figuras 9 e 10, resultando em malhas com

1402615 nós e 894630 elementos. Todos os modelos foram então resolvidos

(Windows XP X64, processador Intel Core 2 quad Q6600, 8 Gb memória RAM), a

plotagem gráfica e numérica dos dados foi registrada, avaliada e

comparada.

4. RESULTADOS

Os resultados foram apresentados por diagramas de

tensão/deformação, com a distribuição de tensões, para avaliação

qualitativa e por valores numéricos dos picos de tensão para avaliação

quantitativa.

A figura 11 mostra exclusivamente as forças de compressão com

comportamento similar nos quatro modelos, indicando a predominância do

formato do implante no padrão de distribuição das cargas. Os implantes de

PEEK (modelos C e D) apresentam maior concentração de força na porção

cervical e sobre o osso cortical que os implantes de titânio (modelos A e B), isto

ocorre indistintamente em relação ao material constituinte do pilar.

As forças de tração, representadas na figura 12, têm intensidade inferior

as de compressão e sem diferenças significativas no padrão de distribuição

entre os diferentes modelos.

A tensão de Von Mises, critério que engloba todos os componentes de

tensão sobre os implantes, inclusive cisalhante, é demonstrada na figura 13. Os

implantes de titânio, nos modelos A e B, apresentam picos de tensão

equivalentes na porção cervical e uma distribuição mais homogênea das

cargas por todo corpo do implante. Já os implantes de PEEK, nos modelos C e

D, as tensões aparecem mais concentradas em uma porção menor da área

cervical com menor aproveitamento do comprimento do implante. Mais uma

vez, não houve distinção entre os modelos relacionada ao pilar.

Na figura 14 vemos o critério de Von Mises aplicado com destaque para

os componentes protéticos. Semelhante aos implantes, os pilares de titânio

(modelos A e C) têm a distribuição das tensões mais homogênea com os picos

de tensão equivalentes. Nos modelos C e D os pilares de PEEK repetem o

comportamento dos implantes de PEEK concentrando as cargas em uma área

menor.

O resultado da deformação sofrida pelos modelos compostos por

implante e pilar de titânio (A) e implante e pilar de PEEK (D), com destaque

para porção do implante e osso periimplantar, é apresentada na figura 15. O

pico de deformação do modelo A é menor e nota-se maior deformação na

porção de osso medular em relação ao modelo D, onde é clara a maior

deformação na porção de osso cortical cervical.

Para analise quantitativa a tabela 2 apresenta os picos de tensões nas

diferentes estruturas dos modelos referentes às simulações apresentadas nas

figuras 11, 12, 13 e 14. A tabela 3 mostra os picos de tensões em uma

simulação com carga aplicada apenas nos dois pontos de contato na face

lingual da coroa, verificando uma oclusão e conseqüentemente distribuição

de tensões menos homogênea.

5. DISCUSSÃO

As promissoras propriedades mecânicas dos polímeros da família PAEK

juntamente com a enorme versatilidade de formas e aplicações como

implantes despertam a curiosidade acadêmica para este biomaterial desde

os anos 90. Até agora, os melhores resultados na medicina são relatados na

ortopedia, em especial no campo de coluna vertebral [17] com os chamados

Cages para estabilização intervertebral. Estes bons resultados são atribuídos ao

módulo de elasticidade similar ao do osso, característica do PEEK reforçado

com 30% de fibra de carbono. Razão pela qual foi este o material de opção

para realização deste experimento.

Dados sobre o módulo de elasticidade do PEEK e compostos selecionados,

enquanto úteis para finalidades comparativas, devem ser vistos como o ponto

de partida mais básico para a seleção do biomaterial para um projeto de

implante [44]. As aplicações são específicas, conseqüentemente o

desenvolvimento de métodos analíticos assim como os testes funcionais deve

considerar o contexto específico que o projeto esta inserido.

O método dos elementos finitos é uma técnica destinada para resolver

modelos computacionais que representam o comportamento de um sistema

físico determinado, em outras palavras, o protótipo físico pode ser estudado

mediante a formulação de um modelo matemático adequado [25-27].

Apesar de alguns autores [45] lembrarem que o MEF é um modelo

matemático que não pode representar a complexidade biológica

plenamente, é expressiva a multiplicidade de aplicações nas pesquisas em

odontologia por este método. Como a otimização do desenho de

restaurações, implantes dentais, pinos ou núcleos, próteses parciais fixas ou

removíveis, interações entre osso periodontal, ligamento e dente, efeitos físicos

e biomecânicos das forças de mastigação e aparelhos ortodônticos [46].

Visto que a forma dos modelos não difere, o objetivo deste trabalho foi

avaliar as propriedades mecânicas dos materiais.

Como em outros estudos [47-49], utilizou-se a força de 100 N como valor da

carga oclusal aplicada por 3 pontos de contato sobre a superfície oclusal do

dente com relevo natural, com incidência da carga no eixo axial.

Não existe nenhum estudo clínico randomizado sobre a influência de forças

controladas ou estandardizadas no osso peri-implantar. Certamente, é difícil

quantificar clinicamente o valor e sentido naturais de forças oclusais [47].

Sabe-se que o tecido ósseo é mais resistente às forças compressivas, menos

resistente às cargas de tração e menos ainda às forças no sentido de

cisalhamento [50]. Entretanto é valido ressaltar que o processo de maior

importância, considerando o implante em função, é a remodelação óssea e

esta ainda não é completamente elucidada na literatura, inclusive sobre o

efeito distinto das cargas de tração e compressão neste processo [51].

Alguns autores [24,32,48,] apontam que a remodelação óssea

periimplantar pode influenciar a distribuição das cargas após algum tempo do

implante em função. Os modelos deste estudo foram idealizados

considerando a adaptação normal esperada do nível ósseo ao redor do

pescoço de um implante padrão, como o utilizado, com a lâmina cortical

incidindo na primeira espira da rosca do implante.

Na simulação apenas da força de compressão (figura 11) o resultado foi

de uma maior concentração das cargas na porção cervical óssea, com

intensidade levemente maior nos implantes de PEEK (tabela 2). Mesmo

fenômeno visto em outros estudos [23,24,52] similares, que pode ser explicado

pela hipótese da dissipação de energia [21], formato do implante [31,52, 53]

ou pela maior resistência oferecida pelo osso cortical nesta área [24,54].

As cargas de tração se mostraram com intensidade muito menor em

relação às de compressão (tabela 2), com padrão de distribuição muito similar

entre os quatro modelos (figura 12) e mantendo-se com valores proporcionais

na simulação com carga lingual (tabela 3).

Analisando de forma subjetiva e objetiva pelo critério de Von Mises (figura

13 e tabela 2) percebemos a tendência, nos diferentes modelos, da

concentração de tensões no pescoço do implante, concordando com relatos

prévios na literatura [55-58]. Entretanto, constatamos a menor dissipação das

cargas pelo corpo do implante de PEEK, com maior concentração de força

em uma área menor do pescoço. Nos modelos com implante de titânio pode-

se notar que este transmite as cargas de forma mais homogênea, alcançando

a porção apical do implante aumentando a área com maior concentração

de tensões na porção cervical.

A simulação de deformação (figura 15) ajuda a entender os padrões de

distribuição das tensões apresentados pelos diferentes modelos. Quando o

modelo D com implante e pilar em PEEK foi simulado a porção cervical do

implante sofreu maior deformação que a do modelo A, com implante e pilar

de titânio, conseqüentemente com maior deslocamento gerando maiores

tensões (tabela 2). Este achado corrobora o consenso de que micro

movimentações do implante dentário são prejudiciais ao osso de suporte

[51,59,60].

O PEEK apresenta resultados superiores ao titânio em suas aplicações na

ortopedia [17,18] por apresentar menor rigidez. Ou seja, maior deformação,

acompanhando a movimentação da coluna vertebral, aumentando a área

de distribuição das tensões e diminuindo a concentração de forças. Na

implantodontia dental a união entre implante e osso é rígida, o que não

possibilita a expansão por deformação inerente ao PEEK tendo um

comportamento funcional diferente, concentrando ainda mais as tensões no

pescoço do implante. Descoberta surpreendente, visto que se esperava

exatamente o oposto, uma distribuição mais homogênea das tensões pelo

corpo do implante diminuindo o estresse na interface osso/implante.

Em relação aos componentes protéticos as distribuições de tensões foram

equivalentes para cada material, sem alterações significativas em relação aos

implantes adjacentes e sem influência na dissipação das cargas ao osso

periimplantar. Estas foram determinadas exclusivamente pelo formato e

material constituinte dos implantes. Mesmo resultado encontrado em estudo

[30] que testou pilares modelados em Polioximetileno e também em outro

experimento [61] que avaliou a distribuição de tensões por análise fotoelástica.

A idéia de que uma carga não axial é mais prejudicial aos implantes

dentários do que uma carga axial é suportada por achados em estudos

[48,62] com análise de elementos finitos 3D, onde as cargas não axiais

resultaram em níveis maiores de estresse no osso periimplantar do que cargas

axiais. O mesmo foi observado em estudo [30] com MEF onde a concentração

de tensões no osso e nos componentes do sistema de implante foram maiores

quando submetidos a cargas oblíquas (30 graus), do que quando sujeitos a

cargas verticais. Os resultados deste trabalho confirmam os destes estudos

quando a simulação foi feita com a carga incidindo apenas na porção lingual

da coroa por dois pontos de contato, como mostram os dados da tabela 3.

6. CONCLUSÃO

O implante de titânio distribui de forma mais homogenia as tensões em

relação ao implante de PEEK, devido a sua menor deformação.

O implante de PEEK não demonstrou vantagens em relação ao implante

de titânio no que se refere à distribuição das tensões ao osso periimplantar.

FIGURAS

Figura 1 Figura 2

Figura 3 Figura 4 Figura 5

Figura 1- Reconstrução digital a partir de tomografia sem qualquer edição.

Figura 2- Reconstrução digital do dente 35.

Figura 3- Vista do implante modelado.

Figura 4- Vista do pilar modelado.

Figura 5- Vista do parafuso modelado.

Figura 6

Figura 6- Figura do modelo final, com remoção apenas das estruturas de esmalte para

simular contatos dentários. Corte explicativo à direita: rosa - osso medular, cinza - osso

cortical, verde - implante, vermelho - parafuso, azul - pilar, roxo - guta percha, laranja -

cimento de fosfato de zinco, cinza escuro – infra-estrutura metálica e amarelo –

cerâmica.

Figura 7

Figura 8

Figura 7- Vista dos cilindros de esmalte para simular contatos dentários em marrom, os

cilindros foram dispostos a fim de representar uma oclusão estável.

Figura 8- Em vermelho aparecem áreas onde a carga de 100N foi aplicada, distribuída

igualmente entre os três cilindros. Detalhe da seta mostra a direção das tensões

Figura 9

Figura 10

Figura 9- Malha do modelo completo. A malha foi refinada a fim de apresentar maior

densidade nas regiões de importância para este estudo.

Figura 10- Vista da malha na porção de maior interesse para avaliação da distribuição

das tensões ao osso.

Figura 11-

Imagens das simulações apenas da força de compressão. A

pilar em titânio, B-

implante em titânio e pilar em PEEK, C

titânio e D-

implante e pilar em PEEK.

Figura 12- I

magens das simulações apenas da força de tração. A

titânio, B-

implante em titânio e pilar em PEEK

D-

implante e pilar em PEEK.

Figura 11

Figura 12

Imagens das simulações apenas da força de compressão. A

implante em titânio e pilar em PEEK, C

implante em PEEK e pilar em

implante e pilar em PEEK.

magens das simulações apenas da força de tração. A

implante e pilar

implante em titânio e pilar em PEEK

, C-

implante em PEEK e pilar em titânio e

implante e pilar em PEEK.

MPa

implante e

implante em PEEK e pilar em

implante e pilar

implante em PEEK e pilar em titânio e

MPa

Figura 13

Figura 13- Comparação de tensão de Von Mises entre os implantes. A- implante e pilar

em titânio, B- implante em titânio e pilar em PEEK, C- implante em PEEK e pilar em

titânio e D- implante e pilar em PEEK.

MPa

Figura 14

Figura 14- Comparação de tensão de Von Mises entre os pilares. A- implante e pilar em

titânio, B- implante em titânio e pilar em PEEK, C- implante em PEEK e pilar em titânio e

D- implante e pilar em PEEK.

Figura 15

Figura 15- Comparação de deformação com escala em milímetros. A- implante e pilar

em titânio e D- implante e pilar em PEEK.

Observe as maiores deformações na região

cervical e menores na apical do implante no modelo D.

TABELAS

Tabela 1: Propriedades mecânicas dos materiais

Material

Módulo de Young

(MPa)

Coeficiente de

Poisson

Guta percha [36] 0,69 0,45

Esmalte [37] 84100 0,20

Osso cortical [38] 17400 0,30

Osso Medular [38] 1740 0,30

Cimento de fosfato de zinco

[36]

22400 0,25

Porcelana feldspática [39] 69000 0,30

Titânio [40] 110000 0,35

30% CFR - PEEK [5,41] 18000 0,39

Liga de cromo-cobalto [42]

218000 0,33

Tabela 1

Tabela 2: Resultados dos picos de tensão nas diferentes estruturas do modelo.

(em MPa)

Von

Mises

implante

Von Mises

pilar

Tração Compressão

Cortical/Medular

Modelo A ou

controle (1+3)

76,46 41,76 32,70 / 2,48 81,14 / 3,19

Modelo B (1+4) 74,70 33,82 32,70 / 2,47 81,04 / 3,19

Modelo C (2+3) 85,54 41,32 27,77 / 4,22 89,47 / 3,58

Modelo D (2+4) 86,61 33,96 27,90 / 4,2 86,57 / 3,6

1 = implante titânio 2 = implante peek 3 = pilar titânio 4 = pilar peek

Tabela 2

Tabela 3: Resultados dos picos de tensão nas diferentes estruturas do modelo

com carga lingual. (em MPa)

Von

Mises

implante

Von

Mises

pilar

Tração Compressão

Cortical/Medular Cortical/Medular

Modelo A ou

controle (1+3)

171,42 84,82 22,02/2,65 146,26/3,95

Modelo B (1+4) 172,02 69,96 21,85/2,65 146,04/3,96

Modelo C (2+3) 188,95 84,17 58,82/4,90 177,81/6,42

Modelo D (2+4) 189,72 69,41 57,53/4,89 177,58/6,44

1 = implante titânio 2 = implante peek 3 = pilar titânio 4 = pilar peek

Tabela 3

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VERSÃO EM INGLÊS

Evaluation of the Stress Distribution in PEEK Dental

Implants by the Three-dimensional Finite Element

Method

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