PONTIFÍCIA UNIVERSIDADE CATÓLICA DE MINAS GERAIS...
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PONTIFÍCIA UNIVERSIDADE CATÓLICA DE MINAS GERAIS Programa de Pós-graduação em Odontologia ANÁLISE DE TENSÕES POR MEIO DO MÉTODO DOS ELEMENTOS FINITOS DE IMPLANTES CURTOS E DIÂMETROS REDUZIDOS UTILIZANDO LIGAS DE TITÂNIO/ZIRCÔNIO E TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO NÍDIA LÚCIA AMARAL Belo Horizonte 2011
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PONTIFÍCIA UNIVERSIDADE CATÓLICA DE MINAS GERAIS Programa de Pós-graduação em Odontologia
ANÁLISE DE TENSÕES POR MEIO DO MÉTODO DOS ELEMENTOS FINITOS DE IMPLANTES CURTOS E DIÂMETROS REDUZIDOS UTILIZANDO L IGAS DE
TITÂNIO/ZIRCÔNIO E TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO
NÍDIA LÚCIA AMARAL
Belo Horizonte 2011
Nídia Lúcia Amaral
ANÁLISE DE TENSÕES POR MEIO DO MÉTODO DOS ELEMENTOS FINITOS DE IMPLANTES CURTOS E DIÂMETROS REDUZIDOS UTILIZANDO L IGAS DE
TITÂNIO/ZIRCÔNIO E TITÂNIO COMERCIALMENTE PURO
Dissertação apresentada ao Programa de Pós-Graduação em Odontologia da Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais, como requisito parcial para obtenção do título de Mestre em Odontologia , área de concentração em Implantodontia. Orientador: Prof. Dr. Marcos Dias Lanza
Belo Horizonte 2011
FICHA CATALOGRÁFICA Elaborada pela Biblioteca da Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais
Amaral, Nídia Lúcia A485a Análise de tensões por meio do método dos elementos finitos de implantes
curtos e diâmetros reduzidos utilizando ligas de titânio/zircônio e titânio comercialmente puro / Nídia Lúcia Amaral. Belo Horizonte, 2011.
58f. : il. Orientador: Marcos Dias Lanza Dissertação (Mestrado) – Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais.
Programa de Pós-Graduação em Odontologia. 1. Implantes dentários. 2. Métodos dos elementos finitos. 3. Titânio. 4.
Zircônio. I. Lanza, Marcos Dias. II. Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais. Programa de Pós-Graduação em Odontologia. III. Título.
CDU: 616.314-089.843
FOLHA DE APROVAÇÃO
Dedico este trabalho a todos os meus familiares, grandes admiradores do
conhecimento.
À minha querida mãe, que sempre incentivou e nunca desistiu dos filhos em todos
os momentos de nossas vidas.
Ao meu pai, que me ensinou o querer, o buscar e o realizar quando assim
desejamos.
Ao meu amado e grande filho Marcus, por compreender a minha ausência, pela
paciência diante da minha intolerância e pelo amor a mim transmitido durante todo o
percurso.
Aos meus irmãos, que sempre acompanharam a minha trajetória. À minha irmã
Nádia, que sempre creditou a mim uma grande competência.
A todos vocês dedico este trabalho.
AGRADECIMENTOS
Ao grande amigo e orientador Professor Doutor Marcos Dias Lanza, pelos seus
grandes ensinamentos durante toda a minha vida profissional, além de muita
dedicação e disponibilidade para tornar possível a realização deste trabalho.
Aos professores Paulinho, Peterson, Maurício, Antônio Henrique, Elton e José
Alfredo, pelo carinho e determinação em transmitir conhecimentos.
Aos colegas de mestrado, pois formamos uma turma unida, homogênea e alegre.
Mais do que isso, conquistamos novos amigos com os quais dividimos a realização
de um sonho.
A todos os funcionários da Faculdade de Odontologia da PUC Minas, que sempre
nos atenderam com presteza diante das nossas urgências.
Ao companheiro Rogério, que sempre está ao meu lado, apoiando-me e acreditando
no meu trabalho.
Ao engenheiro Antônio Carlos Barbosa Vieira (Calé), que tornou possível o
desenvolvimento deste trabalho.
A todos que não foram aqui citados, mas, de forma direta ou indireta, apoiaram-me e
incentivaram-me para meu crescimento profissional e intelectual.
RESUMO
Historicamente os implantes eram utilizados para reabilitar pacientes totalmente
edêntulos. Diante do êxito desse tratamento e desenvolvimento de novas pesquisas,
viabilizou-se a restauração de áreas parciais e unitárias. Porém, áreas com pouca
disponibilidade óssea impedem a instalação de implantes de diâmetros e
comprimento regulares. Nesses casos, as cirurgias enxertantes são necessárias
para aumentar o volume ósseo, mas prolongam o tempo de tratamento e aumentam
a morbidade. Assim, para reduzir os passos cirúrgicos e o período de reabilitação,
tornou-se necessário o uso de implantes reduzidos em diâmetro e comprimento,
sem perda de propriedades biomecânicas fundamentais à realização de uma
prótese estável e funcional. A importância deste estudo se fundamenta na
necessidade de uma análise do comportamento biomecânico dessa alternativa de
tratamento, uma vez que o uso desses implantes é ainda controverso na literatura. O
Titânio comercialmente puro (Ticp) propicia boa osseointegração, porém em
proporções não regulares apresenta reduzida resistência à fratura. A liga de Titânio
e Zircônio (TiZr), segundo literatura pertinente, por possuir na sua composição o
metal Zircônio, poderá oferecer melhores propriedades biomecânicas para implantes
reduzidos, já que este apresenta maior rigidez quando comparado ao Ticp. Através
do Método dos Elementos Finitos, foram simulados quatro modelos visando analisar
o comportamento biomecânico de próteses fixas isoladas e unidas, de implantes
curtos e diâmetros diferentes, com dois tipos de ligas (Ticp – TiZr). O programa
Ansys Revisão 5.7 foi utilizado como ferramenta computacional para modelagem
geométrica, geração automática da malha de elementos finitos, processamento
numérico e plotagem de resultados. Na análise de resultados, observou-se que não
há diferenças significantes no deslocamento entre os modelos e que os maiores
valores de tensão máxima SEQV foram gerados nos implantes de diâmetros
reduzidos que suportam as próteses unidas e isoladas, assim como na cortical
óssea adjacente a esses implantes. Os resultados obtidos permitem concluir que a
liga TiZr tem um alto potencial biomecânico para ser utilizada em implantes com
comprimento e diâmetro reduzidos.
Palavras- chave: Implantes reduzidos. Comportamento biomecânico dos implantes.
Método dos Elementos Finitos. Ticp e TiZr.
ABSTRACT
Historically the implantations were used to rehabilitate patient total edentulous.
Ahead of the success of this treatment and development of new research, it was
made possible restoration of partial and unitary areas. . However, areas with little
osseous availability hinder the installation of implantations of regular diameter and
length. In these cases the grafting surgeries are necessary to increase the osseous
volume, but these draw out the treatment time and increase the morbidity. Thus, to
reduce surgical steps and the period of whitewashing one became necessary the use
of implantations reduced in diameter and length without loss of basic biomechanics
properties steady and functional the accomplishment of one prosthesis. The
importance of this study if bases on the necessity of an analysis of the biomechanics
behavior of this alternative of treatment, a time that the use of these implantations is
still controversial in literature. The commercially pure Titanium (Ticp) propitiates good
osseointegration, however in not regular ratios it presents reduced resistance to the
breaking. The Zirconium and titanium alloy (TiZr) for possessing in its composition
the metal Zirconium will be able to offer according to pertinent literature, better
biomechanics properties for reduced implantations since this presents comparative
greater rigidity when to the Ticp. Through the Method of the Finite Elements four
models had been simulated aiming at to analyze the biomechanics behavior of
isolated and joined fixed prosthesis, of different short and diameter implantations,
with two types of leagues (Ticp - TiZr). The Ansys program Revision 5.7 was used as
computational tool for geometric modeling, automatic generation of the mesh of finite
elements, numerical processing and plotagem of results. In the analysis of results it
observed that it does not have significant differences in the displacement between
the models and, the biggest values of maximum tension SEQV had been generated
in the reduced implantations of diameter that support the joined and isolated
prosthesis, as well as in the cortical adjacent osseous to these implantations. The
gotten results allow to conclude that the TiZr league has one high biomechanics
potential to be used in implantations with reduced length and diameter.
Key-words : Reduced implantations. Biomechanics behavior of the implantations.
Method of the Finite Elements. Ticp and TiZr.
SUMÁRIO
1 INTRODUÇÃO .........................................................................................................8
2 OBJETIVOS........................................ ...................................................................11
2.1 Geral .......................................... .........................................................................11
2.2 Específico ..................................... .....................................................................11
3 REVISÃO BIBLIOGRÁFICA............................ ......................................................12
4 ARTIGO DE DISSERTAÇÃO ............................ ....................................................20
5 ARTIGO .................................................................................................................41
REFERÊNCIAS GERAL .................................. .........................................................56
8
1 INTRODUÇÃO
Nos primórdios da osseointegração, os implantes eram utilizados para
reabilitar pacientes totalmente edêntulos. Devido aos bons resultados alcançados
com essa terapia, novos estudos foram desenvolvidos para viabilizar e estender o
tratamento para áreas de edentulismo parcial e unitário. (CONCEIÇÃO et al., 2009).
Na atualidade, o implante configura-se como uma ótima opção para o
tratamento de pacientes parcialmente edêntulos, minimizando o custo biológico nas
Próteses Fixas Dento-Suportadas (P.F.D.S) quando existe adequada quantidade
óssea.
Determinadas regiões, tais como áreas posteriores da mandíbula que se
aproximam do canal mandibular, assim como a região posterior da maxila onde
ocorre expansão do seio maxilar, restringem a instalação de implantes regulares
devido a pouca altura e espessura da crista óssea alveolar remanescente. Quando a
ausência de tecido ósseo é um fator limitante, torna-se necessária a realização de
cirurgias enxertantes na maioria com alto grau de morbidade, as quais prolongam o
tempo de tratamento e retardam a reabilitação do paciente. (LUM, 1991;
DAVAPARNAH et al., 2000; RENOUARD; NISAND, 2005; MALÓ; NOBRE;
RANGERT, 2007).
Portanto, para reduzir os passos cirúrgicos e o tempo de tratamento, tornou-
se necessário o uso de implantes com diâmetro e comprimento reduzidos. Porém,
Jorneaus (1996) diz que considerações devem ser feitas no que se refere a
implantes de pequeno diâmetro, pois, quando comparados aos implantes standard
(diâmetro e altura regulares), apresentam menor área de superfície de ancoragem e
reduzida resistência à fratura, o que pode comprometer as propriedades mecânicas
e biomecânicas fundamentais à realização de uma prótese estável e funcional.
Assim, questões biomecânicas foram levantadas em relação ao uso de
implantes com pequenas proporções. Uma suposição foi feita na introdução de
implantes dentais maquinados e conexão externa quando comparando-os com a
dentição natural. Nesse caso a proporção coroa-raíz é frequentemente vista como
um indicador de perda de suporte ósseo radicular. À medida que a perda óssea
aumenta, os dentes normalmente exibem maior proporção coroa-raíz, tornando o
braço de alavanca extra alveolar maior em tais situações. Teorizava-se que
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implantes mais longos seriam mais vantajosos no uso clínico do que os implantes
mais curtos, por fornecerem melhor proporção coroa-raíz e maior área para a
osseointegração. (FUGAZZOTTO, 2008).
Na ausência de ligamento periodontal, os implantes reagem
biomecanicamente de maneira diferente dos dentes naturais frente às forças
oclusais, estando mais propensos à carga oclusal. Cargas funcionais provenientes
da mastigação induzem tensões axiais e horizontais em ambas as estruturas,
implante e tecido ósseo. O tipo, intensidade, direção e frequência das cargas, assim
como o diâmetro, o comprimento, o desenho, a característica de superfície do
implante, a quantidade e qualidade do tecido ósseo, são determinantes para uma
boa interface osso-implante. O fator chave para o sucesso ou falha de um implante
dental é a maneira como essas tensões são transferidas ao redor do tecido ósseo.
(GENG; TAN; LIU, 2001).
Tensão ou estresse é a resposta interna de um corpo a forças aplicadas
externamente, sendo calculada pela divisão da força pela área em que a força é
aplicada (T = F/A). Um corpo pode apresentar tensão de tração, compressão ou
cisalhamento. A tensão de tração é provocada por uma carga que tende a esticar ou
alongar um corpo, apresentando-se sempre seguida de uma deformação de tração.
A tensão de compressão ocorre quando é aplicada sobre um corpo uma carga que
tende a encurtá-lo; nesse caso, a resistência interna gerada é denominada tensão
de compressão e apresenta-se acompanhada de uma deformação compressiva. A
tensão de cisalhamento é aquela que resiste ao deslocamento de uma porção do
corpo sobre outra, podendo ser produzida pela torção do material. (ANUSAVICE,
1998).
O Titânio comercialmente puro (Ticp), material empregado para implantes,
apresenta boas propriedades, tais como excelente resistência à corrosão,
biocompatibilidade, baixa tendência a causar reações adversas em células ou
tecidos e, sobretudo, boas propriedades mecânicas. Porém, essas propriedades
podem ser inadequadas se implantes são expostos a alto grau de estresse. A
resistência mecânica pode ser alterada com a incorporação de outros metais, como
Nióbio (Nb), Alumínio (Al), Vanádio (V) e Zircônio (Zr).
Esforços têm sido feitos para criar implantes mais resistentes, que suportem
exposição a altas forças (LORENZANA; GILLESPIE, 2010). A liga de Titânio-
Zircônio (Ti-Zr) foi recentemente introduzida prometendo ter maior resistência à
10
fadiga e 50% a mais de resistência a tração de alongamento quando comparada ao
Titânio comercialmente puro (Ticp). (GOTTLOW et al., 2008).
De acordo com Bernhard e Wieland (2009), as propriedades mecânicas do
Ticp podem ser melhoradas pela combinação com outros metais. Assim, os autores
sugerem ligas de Titânio que possuam Zircônio em sua composição, pois este metal
apresenta maior rigidez, acrescentando à liga maior resistência à deformação
permanente.
Kobayashi et al. (1995) diz que ligas com acréscimo de 50% de Zr em sua
composição apresentam duas vezes e meia (2,5x) maiores valores de dureza do que
Ticp. Entretanto, na liga utilizada neste estudo (Roxolid) o fabricante acrescentou 13
a 17% de Zircônio e relata um acréscimo de 50% de resistência máxima de tensão.
(BERNHARD; WIELAND, 2009).
O Método dos Elementos Finitos (MEF) foi desenvolvido, na década de 1960,
com o objetivo de resolver problemas da indústria aeroespacial. Na década seguinte,
alguns estudiosos introduziram o método para utilização com implantes, o qual
atualmente é muito aplicado para diversos campos da implantodontia (MAIA et al.,
2010). Esse método permite predizer como se dá a distribuição das tensões na
interface osso-implante, podendo ser definido como uma técnica para obter a
solução de um sistema mecânico complexo através da divisão de um elemento em
uma coleção de pequenos elementos nos quais os vários campos criados podem ser
inseridos com características próprias (BLATT et al., 2006). A análise através do
Método dos Elementos Finitos proporciona dados confiáveis a um custo operacional
relativamente baixo e em tempo reduzido (ALBUQUERQUE, 1999).
O objetivo deste trabalho é analisar o comportamento biomecânico das
tensões resultantes, após aplicação de carga nas próteses implanto-suportadas, nos
implantes de Ticp comparados aos implantes da liga de TiZr com comprimentos
iguais e diâmetros diferentes, através do Método dos Elementos Finitos.
11
2 OBJETIVOS 2.1 Geral
Comparar o comportamento biomecânico por meio do MEF dos implantes de
Titânio comercialmente puro (Ticp) com implantes da liga de Zircônio (TiZr), ambos
com comprimento de 6mm e diâmetro de 4,1.mm e 3,3 mm, respectivamente.
2.2 Específico
Comparar o comportamento biomecânico por meio de análise qualitativa e
quantitativa das tensões resultantes após aplicação de carga nas duas ligas
mencionadas (Ticp e TiZr) em próteses parciais fixas unidas e isoladas em
segmento posterior da mandíbula .
A liga de TiZr por possuir na sua composição o metal Zircônio poderá oferecer
segundo literatura pertinente,melhores propriedades mecânicas para implantes
reduzidos já que este apresenta maior rigidez quando comparado ao Ticp.
12
3 REVISÃO BIBLIOGRÁFICA
O uso clínico de implantes intra-orais para reposição de dentes em pacientes
parcialmente edêntulos tornou-se, nas décadas recentes, uma alternativa para
terapias convencionais. Porém, esse uso pode ser restrito quando há ausência de
altura e volume ósseos. Vários autores citam na literatura o uso de implantes com
proporções reduzidas como alternativa para tratamentos cirúrgicos traumáticos.
(PIERRESNARD; RENOUARD; RENAULT, 2003; RENOUARD; NISAND, 2005;
ARLIN, 2005).
Helkimo et al. (1977) avaliaram a força máxima de mordida e a resistência da
pressão digital do dedo polegar, em pessoas com idade variando ente 15 e 65 anos.
A força de mordida foi medida através de um garfo oclusal colocado entre os
primeiros molares e incisivos, respectivamente. E a pressão digital foi mensurada
deixando que os indivíduos pressionassem os prolongamentos do garfo entre o
polegar e o dedo indicador de cada mão o mais forte possível. O intervalo de
variação interindividual entre a máxima força de mordida e pressão digital foi alta. Os
valores médios foram maiores para homens do que para as mulheres. Nos homens
a força máxima de mordida mensurada na região foi de 39Kg (382 N) e 18 Kg
(176N) na região de incisivos. Os valores correspondentes para as mulheres foram
22Kg (216 N) e 11 Kg (108N). A pressão digital polegar para os homens foi em
média 10 Kg (98 N) e para as mulheres foi de 7Kg (69 N). A pressão diferença
média da máxima força e mordida foi maior no grupo com dentes naturais que no
grupo com dentaduras. Os valores encontrados para força de mordida diminuíram
com o aumento da idade, especialmente para as mulheres. O numero de dentes
naturais variou junto com a força de mordida, quanto maior a força de mordida maior
o número de dentes.
Em 1991, Lum sugere o uso de implantes curtos para evitar procedimentos
cirúrgicos invasivos, tais como levantamento de seio maxilar ou enxertos ósseos,
necessários para a utilização de implantes de comprimento regular. Porém, o uso de
implantes longos é justificado pelo fato de haver melhor distribuição de forças
oclusais para o osso adjacente através de toda a superfície do implante quando se
usa o mesmo raciocínio que utilizamos para dentes naturais (presença de ligamento
periodontal). O autor justifica o uso de implantes curtos pelo fato de que, em
13
condições fisiológicas normais, as forças oclusais são transferidas à crista óssea
primeiramente e estas forças são responsáveis pelo estímulo de remodelação óssea
em torno do implante. Ao utilizar implantes curtos, os clínicos devem fornecer
adequado suporte ósseo ao implante através do uso de implantes de diâmetro mais
largo, pois assim o nível de estresse ósseo diminui. Ou seja, quanto maior o
diâmetro do implante, menor o estresse na crista óssea. Além do diâmetro, o uso de
um número maior de implantes é sugerido juntamente com o esplinte entre os
implantes ou dentes naturais. Alterações nas próteses realizadas também devem
ocorrer para criar forças axiais e evitar tensões horizontais que duplicam o estresse
na crista óssea. O uso de placas oclusais é sempre indicado em pacientes com
parafunção, pois os mesmos extrapolam o limite fisiológico das forças oclusais.
Kobayashi et al. (1995) investigaram as propriedades mecânicas da liga de
Titânio-Zircônio e a possibilidade do seu uso para materiais biomédicos, coletando
dados através de teste de dureza, teste de tensão e microscópio ótico. Uma
adicional resistência é esperada pelo acréscimo de Zircônio à liga convencional de
Titânio. O Zircônio pertence ao mesmo grupo do Titânio na tabela periódica e
apresenta propriedades químicas similares às deste metal. A resistência à corrosão
e a biocompatibilidade das ligas de Zircônio são tão boas quanto às das ligas de
Titânio. O teste de dureza mostrou que a liga que contém 50% de Zircônio tem
aproximadamente 2,5 vezes a dureza das ligas de Titânio puro ou Zircônio puro. O
teste de tensão mostrou um resultado similar ao do teste de dureza, onde a liga que
contém 50% de Zircônio apresentou o mais alto resultado de tensão final. Não houve
diferenças significantes entre as estruturas analisadas microscopicamente.
Davarpanah et al. (2000) sugerem que implantes de pequeno diâmetro devam
ser usados em situações específicas, como reduzida quantidade de osso vestíbulo
lingual e mesio distal, e onde é requerido um pequeno diâmetro cervical na
reposição do dente. Assim, é possível evitar enxertos ósseos, regeneração óssea
guiada, expansão de crista e tratamento ortodôntico. Mas sinalizam, também, que
analisar o fator biomecânico de risco, principalmente fatores oclusais, torna-se
necessário para evitar o risco de falhas, mesmo que os implantes de diâmetro
reduzido sejam manufaturados com Ticp (Titânio comercialmente puro) e
apresentem um desenho de corpo que fornece mais volume de material para
suportar maior tensão, pois uma redução de 20% no diâmetro do implante, de 3,75
para 3,0mm, reduz a resistência à fratura em aproximadamente 50%.
14
O uso de implantes de diâmetro reduzido, segundo Schwarz (2000), deve ser
realizado com cautela em pacientes parcialmente edêntulos em segmento posterior,
principalmente na região de molares, que está exposta a forças de mastigação 3
(três) vezes maiores em comparação com região anterior. Dessa forma, se existe
algum fator de risco, como incidência de forças oclusais adversas (cargas laterais), é
possível resultar em complicações mecânicas.
Pierresnard, Renouard e Renault (2003) avaliaram, através do MEF, a
influência do comprimento do implante na distribuição de tensões, nos componentes
envolvidos e no osso adjacente. Todos os implantes foram modelados com o mesmo
diâmetro (3,75mm), mas com variados comprimentos (6, 8, 10, 11 e 12mm), sendo
todos ancorados cervicalmente em osso cortical e um último modelo de 12mm
ancorado bicorticalmente (cervical e apical). Após modelação da prótese sobre os
implantes, houve o carregamento das mesmas com 100N de força no ângulo de 30◦
no plano bucolingual. Os autores concluíram que a ancoragem principal ocorre na
porção coronária do implante e a maior concentração de tensão está no osso
cortical; o estresse máximo aumenta lentamente em função do comprimento e da
ancoragem bi cortical. Com esses resultados, o estudo mostrou que implantes
longos apresentam melhor ancoragem que implantes curtos, porém isto nem sempre
resulta em melhor distribuição de tensão no implante, intermediário protético ou
osso. Se a ancoragem cortical cervical é alta, a influência do comprimento do
implante não é relevante. Adicionalmente, em algumas situações a baixa rigidez da
ancoragem dos implantes curtos pode reduzir a tensão mecânica do implante por
causa da flexibilidade do osso.
Em seu estudo, Akça, Çehreli e Iplikçoglu (2003) mostraram que o estresse
no implante era concentrado mais na plataforma e nas primeiras roscas e diminuía
homogeneamente para apical. Também Renouard,Nisand(2005) afirmam que as
tensões concentram-se nos primeiros milímetros em torno do colo do implante,
mostrando que o uso de implantes longos não melhora a distribuição das pressões
em relação a implantes curtos.
Em um estudo clínico prospectivo de cinco anos, Feldman et al. (2004)
avaliaram o risco de falha de implantes curtos, comparando implantes com
superfície condicionada com duplo ataque ácido (Osseotite) com os de superfície
maquinada. Os pacientes selecionados foram tratados em clínica privada e
universidades, tendo sido utilizados implantes de 7 a 20mm. Os implantes Osseotite
15
curtos obtiveram uma taxa cumulativa de sucesso de 97,7%, não apresentando
diferença significante do desempenho dos regulares (98,4%). Os implantes
maquinados apresentaram uma diferença significante entre curtos (91,6%) e
regulares (93,8%) na taxa cumulativa de sucesso. Os autores observam que a
diferença entre os tipos de implantes pode ser atribuída à habilidade da superfície
atacada por ácido em estabelecer e manter maiores quantidades de aposição óssea.
Renouard e Nisand (2005), ao realizarem um estudo clínico retrospectivo de
dois anos, justificam o uso de implantes curtos pelo fato de o tratamento ter
reduzidos riscos de interferências em estruturas anatômicas, tais como seio maxilar
e canal mandibular. Relatam que a taxa de sucesso de implantes curtos pode ser
comparada à taxa de implantes longos instalados em áreas enxertadas. Porém,
creditam esse sucesso a regras específicas que devem ser seguidas em relação ao
protocolo cirúrgico e à superfície do implante. O protocolo cirúrgico deve incluir o uso
de técnica escalonada, countersinking mínimo apenas para facilitar a inserção do
implante e permitir maior estabilidade primária. A porção mais alta do implante deve
ser colocada na crista do rebordo alveolar, onde a cortical é mais densa e a
incidência de cargas é maior (estabilização do implante). Os pilares intermediários
devem ser instalados no ato cirúrgico, pois receberão estimulação, beneficiando a
osseointegração. Os implantes com superfície tratada ofereceram melhores
resultados em relação aos implantes maquinados.
Em um estudo clínico de longo prazo, Arlin (2005) comparou o desempenho
entre implantes curtos e longos. O resultado do estudo obteve uma taxa de sucesso
de 94,3%, 99,3% e 97,4% para os implantes de 6, 8 e 10-16mm, respectivamente,
sendo que os implantes curtos tiveram sua taxa de sucesso aumentada quando
superfície texturizada foi utilizada. O autor sugeriu o uso de implantes de
comprimento menor por oferecerem um resultado previsível, além de serem mais
simples, consumirem menos tempo, terem menor custo e menor morbidade para o
paciente quando comparados ao uso de enxertias com implantes longos.
Assis et al. (2005) realizaram um estudo comparativo “in vitro” do
comportamento de corrosão e citotoxidade entre o aço inoxidável e a liga Ti 13 Nb
13 Zr. Eles afirmam que os implantes devem ter adequada força, flexibilidade e
resistência ao desgaste (corrosão), pois estão sujeitos a alta tensão mecânica e
desgaste. Ao finalizar seu estudo, concluem que a liga de Ti 13 Nb 13 Zr, ao ser
exposta, apresenta a formação de duas camadas de óxido, no lugar de uma
16
camada, ou seja, uma camada mais interna compacta e outra externa mais porosa.
A migração de íons para os poros da segunda camada provoca a passivação da
segunda camada, tornando-a inerte e, portanto, fazendo com que essa liga seja
mais biocompatível.
Renouard e Nisand (2006), em revisão de artigos, demonstraram que há uma
tendência de maiores falhas em implantes curtos e implantes de plataforma larga.
Em implantes curtos, as altas taxas de falha foram relatadas em estudos mais
antigos, os quais foram realizados com procedimentos cirúrgicos de rotina,
independentemente da qualidade óssea, com implantes de superfície maquinada e
em locais anatômicos com pobre densidade óssea. Em implantes de diâmetro largo,
as taxas de falha estão relacionadas principalmente com a curva de aprendizagem
do cirurgião, a pobre densidade óssea, o desenho do implante e a preparação do
local. Mas estudos mais recentes mostram que estes implantes têm uma taxa de
sobrevida comparável a implantes longos e diâmetro standard quando no
planejamento se considera a densidade óssea e se utiliza implantes com superfície
texturizada.
Em um estudo clínico retrospectivo, Maló et al. (2007) testaram a hipótese de
que implantes curtos podem ter taxa de sobrevivência a longo prazo similar à dos
implantes longos. Foram avaliados 272 implantes com superfície maquinada e 136
implantes com superfície tratada, com 7mm e 8,5mm de comprimento. Ambos os
comprimentos tinham diâmetro de 3,75 e 4mm. 130 implantes foram colocados em
maxila e 278 em mandíbula. Próteses fixas unitárias, parciais e totais foram
utilizadas. A técnica cirúrgica escalonada foi realizada para obter o máximo de
ancoragem e houve eliminação do countersinking para preservação do osso
marginal. Houve taxa cumulativa de sobrevivência de 96,2 e 97,1% em 5 anos de
acompanhamento, para implantes de 7 e 8,5mm, respectivamente. Houve uma
tendência de menor taxa de sobrevivência em maxila (92%) que na mandíbula
(99%), que pode ser devido ao osso da maxila ser mais macio. A perda óssea
marginal após um ano é comparável a resultados para implantes longos (1mm em
média no primeiro ano e 0,8mm após 5 anos de acompanhamento). Isto suporta o
entendimento de que a maior parte das tensões transferidas ao osso ocorre dentro
dos poucos milímetros do comprimento do implante e de que não há necessidade de
implantes longos para a osseointegração permanecer. Esses dados podem ser
comparados a resultados de estudos com implantes longos, o que suporta a
17
hipótese de que implantes curtos podem ter boa aplicação clínica em mandíbula e
maxila posteriores, especialmente quando implantes com superfície tratada são
utilizados.
Allum, Tomlinson e Joshi (2008) realizaram um estudo com o objetivo de
fornecer dados comparativos no desempenho mecânico de um número de marcas
de implantes de diâmetro estreito disponíveis comercialmente. O estudo mostrou
que mini-implantes, com diâmetro abaixo de 3mm, renderam resultados
significantemente abaixo de implantes com diâmetros maiores. Os autores salientam
que precauções devem ser tomadas no uso de implantes de pequeno diâmetro em
relação ao aumento dos fatores de risco por fadiga após carregamento clínico.
Após revisão de estudos clínicos, Fugazzotto (2008) propõe o uso de técnica
adequada para instalação de implantes curtos com eliminação de countersink e
utilização de subinstrumentação, principalmente em regiões com pobre qualidade
óssea. O uso de implantes com superfície tratada também é sugerido pelo autor,
pois esta característica parece ser essencial para aumentar a taxa cumulativa de
sucesso para implantes curtos. A utilização de conexões internas favorece o
prognóstico dos implantes, pois diminui a tensão gerada biomecanicamente.
Anitua et al. (2008) avaliaram a taxa de sobrevivência de implantes curtos em
áreas posteriores da maxila e mandíbula e analisaram a influência de diferentes
fatores nessa sobrevivência. O estudo retrospectivo analisou o comportamento de
532 implantes instalados entre os anos de 2001 e 2004. Apenas dois implantes
foram perdidos durante o tempo de observação. O comprimento de ambos os
implantes perdidos foi de 8,5mm e os diâmetros foram de 3,75 e 4mm. A perda pode
estar relacionada à estabilidade primária pobre no osso tipo IV, ao passo que o outro
implante pode ter fratura associada à sobrecarga do cantilever. Alguns
procedimentos foram realizados para diminuir fatores que poderiam levar à falha dos
implantes. Os locais para inserção dos implantes foram preparados através de um
processo de perfuração de baixa velocidade para evitar o superaquecimento ósseo.
O estresse biomecânico gerado pelo aumento da proporção coroa-raiz quando se
utilizam implantes curtos foi minimizado pela eliminação de forças laterais e o uso de
esplintagem entre os implantes para melhor distribuir as tensões geradas na
mastigação. Todos os implantes tinham superfície tratada (ataque ácido) e foram
embebidos em fatores de crescimento (PRGF) elaborados a partir de sangue do
indivíduo, com a finalidade de aumentar e acelerar a osseointegração,
18
respectivamente. O desenho do ápice do implante é autorrosqueável para evitar
compressão do osso adjacente ao implante. Taxas de sobrevivência de 99,2% e
98,7% foram obtidas, o que demonstra que o tratamento com implantes curtos é
previsível e mantém a integridade biológica quando plano de tratamento e protocolo
corretos são utilizados.
Gottlow et al. (2008) relatam que a liga de Titânio-Zircônio (TiZr; Straumann®)
mostra 50% a mais de resistência à tração do que a de Titânio puro. Os autores
compararam o comportamento da osseointegração de implantes de liga de TiZr com
superfície SLActive com implantes de Titânio (Ti) cp com a mesma superfície após
quatro semanas de cicatrização num modelo de mini-porco. Foram analisados o
torque de remoção, a área de osso na área total (BATA) e o contato do osso ao
implante no interior da câmara (BIC). O torque de remoção foi significativamente
maior nos implantes de TiZr do que nos implantes de Ti (232,8 e 202,8,
respectivamente). A BATA foi significativamente mais elevada em implantes de TiZr
em comparação com implantes de Titânio. Não houve qualquer diferença
significativa no BIC. Concluíram, então, que os implantes TiZr com superfície
SLActive mostraram um melhor desempenho em dois dos três parâmetros de
osseointegração analisados.
Da Silva et al. (2009) indicam o uso de implantes curtos em regiões
posteriores dos maxilares, em reabilitações com overdentures ou próteses tipo
protocolo, uma vez que possuem uma previsibilidade comparável à de implantes
mais longos, apresentando taxa média sucesso de 95,82%.
No desenvolvimento da liga de TiZr, Bernhard e Wieland (2009) compararam
esta nova liga com outras ligas, como Ti6 Al4 V e Ti6 Al7 Nb, e o Ticp, com intenção
de avaliar se a liga de TiZr teria mais alta resistência de tensão de tração e maior
resistência à fadiga que o Ticp, além de estudar a sua capacidade de
condicionamento de superfície. Os resultados se apresentaram da seguinte forma:
TiZr apresenta maior capacidade mecânica quando comparado a outras ligas; TiZr
oferece maior resistência à fadiga quando comparada ao Ticp, com o mesmo
comprimento e diâmetro, além de aceitar o mesmo tratamento de superfície; TiZr é
biocompatível para ser usada como material para implante. Assim, TiZr torna-se uma
liga com boa indicação para implantes dentários.
Em uma revisão sistemática de literatura, Neldam e Pinholt (2010) relatam
que ocorrem resultados menos favoráveis na taxa de sobrevivência dos implantes
19
curtos maquinados quando comparados a implantes de superfície rugosa tratados
com jato de areia e ataque ácido. De acordo com o estudo, os autores observam
que a maior tensão transmitida ao implante pelas forças oclusais é gerada na crista
óssea, nos primeiros milímetros do implante ancorados à crista, e que aumentar o
comprimento do implante não irá diminuir a intensidade do estresse ao longo do
mesmo.
Sánchez-Garcés et al. (2010), em estudo descritivo, avaliaram o desempenho
de 273 implantes curtos, medindo entre 5 e 10mm, instalados em regiões com
severa reabsorção alveolar. O período de acompanhamento foi de 18 meses a 12
anos (média de 81 meses). Nesse estudo foram avaliados o tipo de superfície, a
localização e o comprimento do implante. A taxa de sobrevivência global foi de
92,67%. Quando comparados implantes de 10 mm com implantes menores,
observou-se uma taxa de sobrevivência de 92,82% e 92,5%, respectivamente. O
maior número de falhas foi observado em relação à superfície dos implantes:
implantes maquinados tiveram menor taxa de sobrevivência (5,9%) que os implantes
de superfície tratada (8,9%). A região posterior da maxila também apresenta maior
índice de falhas em relação à mandíbula posterior, sendo que regiões anteriores não
apresentam diferença significante.
20
4 ARTIGO DE DISSERTAÇÃO
(Artigo a ser apresentado a revista Dental Press)
Análise de tensões por meio do Método dos Elementos Finitos de implantes curtos e diâmetros reduzidos utilizando ligas de Ti tânio/Zircônio e Titânio
comercialmente puro
Nídia Lúcia Amaral
RESUMO Historicamente os implantes eram utilizados para reabilitar pacientes totalmente edêntulos. Diante do êxito desse tratamento e desenvolvimento de novos estudos, viabilizou-se a restauração de áreas parciais e unitárias. Porém, áreas com pouca disponibilidade óssea impedem a instalação de implantes de diâmetros e comprimento regulares. Nesses casos, as cirurgias enxertantes são necessárias para aumentar o volume ósseo, mas prolongam o tempo de tratamento e aumentam a morbidade. Diante disso, para reduzir os passos cirúrgicos e o período de reabilitação, tornou-se necessário o uso de implantes reduzidos em diâmetro e comprimento, sem perda de propriedades biomecânicas fundamentais à realização de uma prótese estável e funcional. Foram construídos quatro modelos, com duas ligas diferentes (Titânio comercialmente puro e Titânio/Zircônio), visando à simulação do comportamento biomecânico de próteses fixas isoladas e unidas, de implantes curtos (6mm) e diâmetros diferentes, a partir do Métodos dos Elementos Finitos (MEF). A importância deste estudo se fundamenta na necessidade de uma análise do comportamento biomecânico dessa alternativa de tratamento, uma vez que o uso de implantes reduzidos para áreas posteriores é ainda controverso na literatura. A partir da modelagem geométrica dos modelos utilizando meio computacional (Método dos Elementos Finitos), obteve-se automaticamente a geração da malha de elementos finitos. Foi aplicada uma carga nominal de 100N, distribuída nas superfícies oclusais de todo o conjunto protético. Na análise de resultados, observou-se que não há diferenças significantes no deslocamento entre os modelos e que os maiores valores de tensão máxima SEQV (tensão gerada após aplicação de carga ) foram gerados nos implantes de diâmetros reduzidos que suportam as próteses unidas e isoladas, assim como na cortical óssea adjacente a esses implantes. Os resultados obtidos também permitem concluir que a liga TiZr tem um alto potencial biomecânico para ser utilizada em implantes com comprimento e diâmetro reduzidos. Palavras-Chaves: Implantes reduzidos. Comportamento biomecânico dos
implantes. Método dos Elementos Finitos. Ticp e TiZr.
21
1 INTRODUÇÃO
A terapia com implantes osseointegrados é bem documentada e
cientificamente aceita como modalidade de tratamento para pacientes parcial e
totalmente edêntulos. O material mais frequentemente utilizado para os implantes é
o Ticp 4 (Titânio comercialmente puro grau 4) ou ligas de Ti6Al7Nb e Ti6Al4V.
O Ticp apresenta boas propriedades, tais como excelente resistência à
corrosão, biocompatibilidade, baixa tendência a causar reações adversas em células
ou tecidos e, sobretudo, boas propriedades mecânicas. Porém, estas propriedades
podem ser inadequadas se implantes são expostos a alto grau de estresse (implante
de diâmetro reduzido). A resistência mecânica pode ser alterada com a incorporação
de outros metais, como o Zircônio (Zr).
A liga de TiZr contém de 13 a 17% de Zr, onde a forma metálica não deve ser
confundida com a forma cerâmica ZrO2 (dióxido de Zircônio), também conhecida
como Zircônia, no momento largamente utilizada na confecção de intermediários,
coroas e próteses dentais. (1)
A instalação de implantes dentários regulares em alguns sítios anatômicos,
como região posterior da maxila e mandíbula, pode ser limitada devido às
proporções do rebordo residual. Em resposta a essas limitações anatômicas e
fisiológicas, várias técnicas de enxerto ósseo, seguidas pela inserção de implantes
osseointegrados, foram propostas. Porém, muitos pacientes rejeitam devido aos
vários procedimentos cirúrgicos de alto custo e a uma maior duração do tratamento.
Recentemente, o uso de implantes curtos tem sido proposto como uma alternativa
para facilitar a restauração protética em rebordos ósseos reabsorvidos, (2) podendo
ser considerados como protocolo clínico previsível e seguro.
Considerações biomecânicas têm sido levantadas no que se refere ao uso de
implantes curtos e de diâmetro reduzido. Alguns autores (3) ao compararem o
comportamento de implantes de diâmetros reduzidos, salientam que precauções
devem ser tomadas no uso de implantes de pequeno diâmetro em relação ao
aumento dos fatores de risco de fratura por fadiga após carregamento clínico.
O uso de implantes de pequeno diâmetro existe como uma opção para locais
com reduzida largura da crista alveolar. Entretanto, o seu uso tem sido
22
confinado a espaços estreitos, com reduzida carga funcional, como incisivos
laterais da maxila ou incisivos da mandíbula.(4)
O estudo de dissipação de tensões tem sido muito utilizado na implantodontia
devido aos fatores biomecânicos que envolvem o complexo prótese-implante-osso.
O Método dos Elementos Finitos (MEF) aplicado à biomecânica vem se
destacando como uma ferramenta útil e extremamente utilizada para avaliar,
numericamente, tensões e deformações associadas ao comportamento mecânico
dos biomateriais e tecidos humanos, tendo em vista a dificuldade de se fazer tal
avaliação em vivo, na tentativa de simular e compreender o comportamento
estrutural e possíveis implicações de tensões geradas durante uma atividade
funcional e/ou parafuncional, nas diversas áreas da Odontologia. (5)
Este trabalho tem como objetivo comparar o comportamento biomecânico por
meio de análise qualitativa e quantitativa das tensões resultantes após aplicação de
carga em duas ligas, a liga de Titânio comercialmente pura (Ticp) e a liga de
Titânio/Zircônio (TiZr), em próteses parciais fixas unidas e isoladas em segmento
posterior da mandíbula.
2 MATERIAL E MÉTODOS
O Método dos Elementos Finitos (MEF) é um método numérico computacional
que tem sido utilizado pela Biomecânica na área de implantes dentais. Esse método
pode ser empregado para investigar o comportamento mecânico de estruturas
biológicas, transformando essas complexas estruturas em modelos matemáticos,
produzindo resultados valiosos e com maior exatidão. A análise através do Método
dos Elementos Finitos proporciona dados confiáveis a um custo operacional
relativamente baixo e em tempo reduzido. (6) A partir dele, é possível avaliar,
numericamente, tensões e deformações em estruturas complexas submetidas à
simulação de cargas. Com o MEF, muitas otimizações dos aspectos e
características dos desenhos dos implantes têm sido prognosticadas, além de
possibilitar simular e compreender o comportamento estrutural e possíveis
implicações de tensões geradas durante uma atividade funcional.
Segundo estudos (7) para cada aplicação específica, as diversas variáveis que
envolvem o problema devem ser cuidadosamente analisadas e fornecidas como
23
dados a um programa computacional. Essa análise inclui etapas que podem ser
classificadas em cinco grupos básicos:
a) Levantamento de dados e criação da geometria, aplicando-se aos volumes
as propriedades elásticas dos diversos materiais e tecidos que compõem o
domínio do problema;
b) Geração de malha dos elementos finitos;
c) Aplicação das condições de contorno, na forma de deslocamentos
impostos (iguais a zero);
d) Aplicação de cargas atuantes e processamento para obtenção de tensões
e deformações;
e) Análise dos resultados.
Neste trabalho, o programa Ansys Revisão 5.7® foi utilizado para desenvolver
a modelagem tridimensional do segmento posterior de uma mandíbula, composta
por quatro modelos de três pré-molares unidos e isolados divididos da seguinte
forma:
a) Modelo 1: 3 implantes (ITI-Straumann) da liga Roxolid (TiZr), de diâmetro
de 3.3mm, com plataforma de 4.8mm (RN), comprimento de 6mm -
UNIDOS.
b) Modelo 2: 3 implantes (ITI-Straumann) da liga Roxolid (TiZr), de diâmetro
de 3.3mm, com plataforma de 4.8mm (RN), comprimento de 6mm -
ISOLADOS.
c) Modelo 3: 3 implantes (ITI-Straumann) de Ticp, de diâmetro de 4,1mm,
com plataforma de 4.8mm (RN), comprimento de 6mm - UNIDOS.
d) Modelo 4: 3 implantes (ITI-Straumann) de Ticp, de diâmetro de 4,1mm,
com plataforma de 4.8mm (RN), comprimento de 6mm - ISOLADOS.
Adaptado a todos os implantes, foi inserido um intermediário protético do tipo
pilar sólido (ITI Strauman®), com altura de 4,0 mm, que recebeu uma coroa protética
semelhante a um segundo pré-molar inferior, seguindo as especificações do
fabricante. As coroas protéticas foram confeccionadas em porcelana. Entre a
porcelana e o intermediário, foi simulada uma superfície metálica de uma liga não
24
nobre de NiCr. Foi modelada uma coroa protética com as mesmas dimensões das
coroas presentes nos segundos pré-molares inferiores. A conexão das próteses
unidas é do tipo rígida. (8) No entanto, a modelagem do segundo pré-molar inferior é
simbólica, prestando-se apenas à aplicação de cargas. A modelagem perfeita exige
medidas adicionais feitas em espécime e radiografias.
Os modelos apresentam algumas simplificações em sua geometria, sem
correr risco de alterar os resultados em relação à forma dos implantes, com e sem
roscas, inseridos no osso, pelo simples fato de que a avaliação de tensões
resultantes não será realizada em um ponto da rosca, mas na sua distribuição na
interface osso-implante, mandíbula, componentes protéticos e cortical que envolvem
o implante.
A criação de um modelo matemático de elementos finitos passa, inicialmente,
pela definição do objeto a ser pesquisado, podendo ser qualquer estrutura dento
maxilo facial. O objeto será desenhado graficamente em um programa
computacional específico, onde a morfologia das estruturas representadas pode ser
baseada em tomografias computadorizadas, atlas de anatomia, crânios secos e/ou
dentes extraídos.
O modelo 3-D do MEF é uma representação aproximada de uma geometria in
vivo, com propriedades elásticas dos diversos materiais. Keypoints (pontos chaves)
conectados por linhas (FIG. 1) foram interpolados através de Splines (união de dois
ou mais pontos através de linhas curvas), que determinam as superfícies (áreas) e,
a seguir, os volumes que compõem as estruturas a serem analisadas.
Figura 1 - Linhas dos modelos 1 e 3
25
A partir da geometria básica, foram criados os volumes representativos dos
implantes, pilares intermediários, coroas protéticas, osso cortical e osso esponjoso
(FIG. 2 e 3).
Figura 2 - Volumes dos implantes com intermediário protético (diâmetros 3.3 e 4.1 mm)
Figura 3 - Volumes do osso cortical, osso esponjoso , intermediário, coroas protéticas em
perspectiva
Nos modelos unidos, foi utilizada a conexão do tipo rígida (8) (FIG. 4).
26
Figura 4 - Volumes dos implantes e intermediários m etálicos unidos por conexão rígida
A Figura 5 ilustra a malha de elementos finitos dos modelos 1 e 3,
respectivamente, cujos modelos desenvolvidos são ilustrados quantitativamente na
Tabela 1.
. Figura 5 - Malha de elementos finitos (modelos 1 e 3)
27
Tabela 1 - Dados Quantitativos dos modelos 1 e 2 Três implantes
Unidos(TiZr) Modelo 1
Três implantes Isolados(TiZr)
Modelo 2
Três implantes Unidos(TiCP)
Modelo 3
Três implantes Isolados(Ticp)
Modelo 4 Keypoints 555 551 576 572
Linhas 1414 1390 1471 1447 Áreas 1054 1030 1044 1020
Volume 191 185 154 148 Nós 230537 228942 155472 154503
Elementos 166799 165076 110854 109995
Dessa forma, a partir da geometria básica criada, da atribuição das
propriedades elásticas dos diversos materiais e da geração da malha de elementos
finitos, procede-se ao estabelecimento das condições de contorno. Essas condições
são impostas ao modelo para indicar a direção da carga e impedir o deslocamento
de corpo rígido, caracterizando assim uma solução estática. O estudo da
Biomecânica aplicada à Odontologia analisa a distribuição de tensões para o osso
quando os dentes estão ocluindo. Tem-se observado em testes que a intensidade de
força fisiológica bilateral e unilateral é de 569N e 430N, respectivamente, e
observações clínicas mostram que forças laterais não são bem toleradas pelas
estruturas dentárias e ósseas como ocorre nas forças axiais. Dessa maneira, optou-
se por aplicar uma carga vertical de 100N na face oclusal distribuída, (9) conforme a
Figura 6, simulando uma função mastigatória, com bolo alimentar interposto, para
posterior análise de tensões e deformações das estruturas envolvidas. A Figura 6
ilustra as condições de contorno dos modelos 2 e 4, respectivamente.
Figura 6 - Condições de contorno dos modelos 2 e 4
A modelagem geométrica em 3-D dos modelos citados, composta por três
implantes e estruturas protéticas unidas e isoladas, foi realizada atribuindo-se aos
28
diversos materiais as suas respectivas propriedades elásticas e o coeficiente de
Poisson, utilizando-se valores aproximados encontrados na literatura, conforme a
Tabela 2. (10) (11) (12) (13)
Tabela 2 - Propriedades elásticas dos vários materi ais que compõem os modelos 1, 2, 3 e 4
Material Módulo de Elasticidade (MPa)
Coeficiente de Poisson
Titânio 110.000,0 0,35 Osso Cortical 13.700,0 0,30 Osso Esponjoso 1.370,0 0,30 Níquel-Cromo 204.000,0 0,30 Porcelana 66.900,0 0,29 Ti / Zr 110.000,0 0,35
O módulo de elasticidade da liga Ti/Zr foi fornecido pelo fabricante, através de
sua representação no Brasil.
Tabela 3 – Módulo de elasticidade da liga Ti/Zr (15)
Physical properties Property Roxolid Ti Gr 4 Tensile Strength 970 Mpa 830 MPa Min. Elongation Min 12% Min 12% Min. Reduction Area Min 30% Min 35% Young �s Modulus 110 Gpa 110 GPa
Sandro de Gruttola – STRAUMANN – 2010(15)
As propriedades elásticas dos materiais foram adotadas no regime linear, em
cuja hipótese a deformação dos corpos elásticos é proporcional à força aplicada.
Além disso, essas propriedades foram consideradas constantes e isotrópicas (iguais
em todas as direções). As estruturas foram modeladas como um corpo único,
considerando-se as uniões entre os componentes como rígidas, não permitindo
qualquer movimentação entre os mesmos, ou seja, ausência de desajuste (gap),
resultando numa análise estática (cargas constantes ao longo do tempo) e linear
(deformações proporcionais às tensões).
A distribuição de tensões e deformações obtida via MEF no modelo fornece
dados para comparação com observações clínicas. Trata-se de um método de
simulação matemática da realidade e, portanto, não invasivo.
29
3 RESULTADOS E DISCUSSÃO
Em uma análise quantitativa linear física (regime elástico para os materiais)
das tensões principais de Von Mises (SEQV) e geométrica (pequenos
deslocamentos), os valores de tensões são linearmente proporcionais às
deformações dos elementos. A análise das tensões nas estruturas sugere, com
elevado grau de precisão, a tensão máxima gerada em um determinado material,
podendo ser extrapoladas e comparadas com valores relatados na literatura para as
forças fisiológicas de mordida. (16)
De acordo com a Tabela 4, de propriedades mecânicas dos elementos
estudados, podemos fazer uma comparação para cargas funcionais a partir da
tensão de alongamento (Ultimate Tensile Strength) e do limite de escoamento (Yield
Strength) das diferentes ligas utilizadas, possibilitando uma análise adequada pela
interação entre as forças aplicadas e os diversos materiais e estruturas envolvidas.
Tabela 4 - Propriedades Mecânicas NAME MECHANICAL PROPERTIES
UltimateTensile Strength
(MPa)
0,2% Yield Strength
(MPa)
Ti cp grau 4 550 483 1
TiZr 900 800 2
1) According to DIN ISSO 5832 – 2 : 2000-08 Implants for surgery – Metalic materials – Part 2:Unalloyed titanium; ISO (ed), 2000
2) According to DIN ISSO 5832 – 11 : 2001-04 Implants for surgery – Metalic materials – Part 11: Wrought titanium 6-aluminium 7-niobium alloy; ISO (ed),2001
Para melhor entendermos as propriedades mecânicas no caso dos implantes
que terão partes expostas a elevadas tensões, foi desenvolvida uma liga de TiZr que
demonstra atributos mecânicos significativamente superiores aos de Titânio
comercialmente puro no que diz respeito à resistência à fadiga e ao alongamento.
Ao verificar o gráfico de Tensão/Deformação, onde Tensão= Força / Área,
podemos analisar o comportamento dos materiais utilizados.
30
Gráfico 1 – Tensão x Deformação
1) Limite do estresse proporcional
2) Yield Point Strength (SE) → Escoamento
3) Ultimate Tensile Strength → Tração ou Alongamento
4) Fratura
• Limite de estresse proporcional : é definido como a maior tensão que o material suportará sem um desvio da lei de proporcionalidade de tensão e deformação (com a retirada da tensão o material retornará a dimensão original → Deformação Elástica )
• Yield Point Strength : Ponto no qual um material, sob tensão, começa a deformar plasticamente. Limite máximo onde ocorre deformação elástica, anterior a deformação plástica. A partir deste ponto o material se deformará plasticamente e não retornará à sua forma original quando a carga aplicada for removida.
• Ultimate Tensile Strength : é definido como a tensão máxima que o material pode suportar antes de ocorrer sua falha. Limite máximo de deformação plástica, a partir deste ponto pode ocorrer fratura.
A resistência à fadiga compressiva dinâmica exprime a tensão máxima,
desenvolvida alternadamente como tração e compressão, a que um material pode
resistir quando a peça é submetida a esforços cíclicos (é quantificada pelo número de
ciclos que o material pode suportar). (14)
1
2
3 4
31
Em uma análise linear, os resultados obtidos em N/mm2 (MPa) estão contidos
na Tabela 5.
Tabela 5 - Análise Quantitativa
MODELOS
SEQV (máx.) (MPa)
IMPLANTE MODELO 1 7,7 MODELO 2 7,8 MODELO 3 5,6 MODELO 4 5,8
Esses resultados podem ser extrapolados para simular cargas de acordo com
a força de fechamento fisiológico da mordida, que é de 430N. (16) Os valores de
tensão máxima SEQV, comparados com as tensões de escoamento (SE) e cargas
oclusais admissíveis, permitem verificar a resistência dos materiais empregados em
todos os modelos (TAB. 6).
Tabela 6 – Valores de tensões máximas SEQV comparad as com as tensões de
escoamento SE e cargas de oclusão admissíveis para as ligas
SEQV (máximo) Mpa SE / SEQV = K K x 100 N
(cargas admissíveis) MATERIAL
MOD 1
MOD 2
MOD 3
MOD 4
TENSÃO DE
ESCOAMENTO
(SE) Mpa
MOD 1
MOD 2
MOD 3
MOD 4 MOD 1 MOD 2
MOD 3
MOD 4
IMPLANTE Ti /Zr 7,7 7,8 800 104 102 10400 10200
IMPLANTE Ti 5,6 5,8 483 86 83 8600 8300
A análise da Tabela 6 permite concluir que, do ponto de vista das ligas
empregadas, os modelos 1, 2, 3 e 4 apresentam valores de cargas admissíveis
acima do encontrado na literatura para uma força de fechamento fisiológico que é de
430N(16).
A interpretação qualitativa dos resultados das tensões geradas é realizada
através da análise das tensões SEQV ou tensão equivalente de Von Mises, através
do gradiente de cores que representam níveis que estão entre os valores máximo e
mínimo, indicando a intensidade de tensão ocorrida em uma região. A cor vermelha
indica o nível máximo e a azul o nível mínimo.
32
Na análise de resultados, são adotadas as seguintes nomenclaturas nas
figuras geradas pelo programa Ansys:
a) DMX = Deslocamento máximo resultante
b) UX = Deslocamento segundo o eixo X
c) SEQV = ‘Stress Equivalent’ ou tensão equivalente de Von Mises
d) SMN = Tensão mínima
e) SMX = Tensão máxima
f) µm (micrômetro) = 0,001mm=10-3mm=10-6m
g) 1 MPa = 1N/mm2 (todas as forças estão em Newton e todas as dimensões em
mm)
h) SE = Tensão última de escoamento ((yield point strength)
A tabela a seguir resume os resultados da análise quantitativa obtidos para os
quatro modelos. Constam, também, os resultados do deslocamento vertical máximo
(DMX).
Tabela 7 - Análise Quantitativa
MODELOS DMX
Global ( µm )
SEQV (máx.) (MPa)
implante
SEQV (máx.) (MPa)
cortical
SEQV (máx.) (MPa) metal
MODELO 1 3,435 7,7 14,4 6,9 MODELO 2 3,512 7,8 11,1 3,9 MODELO 3 3,386 5,6 7,7 11,4 MODELO 4 3,426 5,8 8,0 6,7
Na análise do deslocamento máximo resultante (DMX global) nos modelos
relacionados, nota-se uma compatibilidade ou homogeneidade de deslocamento de
todos os implantes. Uma pequena diferença é percebida em relação aos modelos 1,
2, 3 e 4, porém não é expressiva. O deslocamento homogêneo condiz com os
resultados de um estudo (24) que relatam que o deslocamento do implante reduz com
o aumento do comprimento do implante. Portanto, implantes de um mesmo
comprimento apresentam deslocamentos semelhantes.
Na interpretação das tensões nos implantes, os valores de tensão máxima
SEQV se localizam, em todos os modelos, na porção cervical dos mesmos, em
contato com a cortical óssea (FIG. 7). Não houve diferença significante no valor de
tensão máxima SEQV dentro de um mesmo grupo (modelos 1 e 2; modelos 3 e 4).
33
Figura 7 - Visão das tensão máxima SEQV nos implant es (Modelo 1)
A maior concentração de tensões é observada na porção cervical dos
implantes, o que pode ser confirmado pela literatura pertinente. (18) (19) A utilização de
implantes curtos pode ser justificada pela localização dessas tensões e aumentar o
comprimento destes nem sempre resulta em melhor distribuição de tensão no
implante, intermediário ou osso. (17)
Na análise das tensões dos modelos 1 e 2 (diâmetro reduzido), a tensão
máxima SEQV foi de 7,8 MPa para os implantes isolados (FIG. 8).
Figura 8 - Visão global das tensões SEQV nos implan tes (Modelo 2)
O mesmo acontece para os modelos 3 e 4 (diâmetro regular). A tensão
máxima SEQV foi de 5,8 MPa para os implantes isolados (FIG. 9).
34
Figura 9 - Visão das tensões SEQV dos implantes (Mo delo 4)
Dentro do mesmo grupo (modelos 1 e 2, modelos 3 e 4), diâmetros iguais,
não houve diferença significativa de tensões entre os implantes. Porém, implantes
de diâmetro reduzido (TiZr) apresentaram maiores valores de tensão quando
comparados a implantes de diâmetro regular (Ticp), da ordem de 38% a mais para
os modelos unidos (modelos 1 e 3) e 34% para os modelos separados (modelos 2 e
4). Alguns autores (3) dizem que os implantes de diâmetros reduzidos devem ser
utilizados com cautela em pacientes parcialmente edêntulos, pois estes rendem
resultados significantemente abaixo de implantes com diâmetros maiores. Os
autores salientam que precauções devem ser tomadas no uso de implantes de
pequeno diâmetro em relação ao aumento dos fatores de risco por fadiga após
carregamento clínico. Essa maior concentração de tensões pode explicar o risco de
perdas em implantes de diâmetro reduzido. Implantes reduzidos apresentam fator
biomecânico de risco para aumentar o número de falhas, pois uma redução de 20%
no diâmetro do implante, de 3,75 para 3,0mm, reduz a resistência à fratura em
aproximadamente 50%. (20)
Na interpretação das tensões no metal, a tensão máxima SEQV se localiza na
barra metálica que une as próteses do lado onde ocorre a maior incidência de carga
(FIG. 10).
35
Figura 10 - Visão global das tensões SEQV máxima no metal (Modelo 1)
Na análise das tensões SEQV em relação ao osso, os maiores valores
ocorrem na cortical óssea. Em relação aos modelos 1 e 2 (diâmetro reduzido), houve
diferença entre os modelos unidos e isolados. E a tensão máxima SEQV foi de
14,4MPa para o Modelo 1 (unido) (FIG. 11). Na interpretação das tensões na cortical
óssea dos modelos 3 e 4 (diâmetro regular) não houve diferença significante entre
os mesmos. A tensão máxima SEQV foi de 8,0MPa para o Modelo 4 (separado)
(FIG. 12).
Figura 11 - Zoom da tensão SEQV na cortical óssea ( Modelo 1)
36
Figura 12 - Visão global das tensões SEQV na cortic al óssea (Modelo 4)
A maior parte das tensões transferidas ao osso ocorrem na cortical óssea,
nos primeiros milímetros do comprimento do implante. (19) Isso pode se dar devido
ao fato de o osso esponjoso não contribuir de forma significativa para a rigidez do
modelo e à ancoragem cervical dos implantes na cortical óssea, que apresenta
pequena espessura em contato com os implantes. Esta ancoragem é citada na
literatura como fator decisivo para o aumento da taxa de sucesso em implantes
curtos. (17) (21) (22)
Os maiores valores de tensão na cortical óssea estão relacionados com os
implantes de diâmetro reduzido, pois os implantes regulares apresentam maior área
periférica, o que resulta em maior área de contato com o osso cortical e,
consequentemente, melhor distribuição de tensões no osso envolvido. Ao utilizar
implantes curtos, os clínicos devam fornecer adequado suporte ósseo ao implante
através do uso de implantes de diâmetro mais largo, pois assim o nível de estresse
ósseo diminui. (23)
Para a cortical óssea, observa-se que a relação de tensões entre os modelos
1 e 3 (diâmetros diferentes e unidos) é de 187%, enquanto para os modelos 2 e 4
(diâmetros diferentes e separados) essa relação é de 138%. Nos modelos unidos
ocorre a formação de uma estrutura rígida, ou seja, solidária através das conexões
horizontais representadas pelo osso cortical e barra metálica. Dessa forma, os
implantes trabalham juntos, transferindo cargas de um implante para o outro através
da estrutura metálica, solicitando mais a cortical óssea. Isso justifica o fato de os
modelos unidos gerarem mais tensão na cortical envolvida, fato que contrapõe um
37
estudo, (23) que propõe o uso de esplinte para minimizar as tensões na cortical
óssea.
4 CONCLUSÃO
Dentro dos limites deste estudo, podemos concluir que:
a) Os implantes de diâmetro regular sofrem valores menores de tensões do
que os de diâmetro reduzido.
b) Os valores máximos de tensão nos implantes de diâmetro reduzido estão
abaixo da tensão de escoamento.
c) Os implantes de diâmetro e comprimento reduzidos mostraram
capacidade de suportar cargas acima do limite admissível da força
mastigatória.
d) A liga TiZr apresenta propriedades mecânicas compatíveis com sua
resistência ao escoamento e cargas fisiológicas.
e) A liga TiZr tem alto potencial biomecânico para ser utilizada em implantes
com comprimento e diâmetro reduzidos.
Os resultados são condizentes com a literatura, fazendo-se necessários mais
estudos clínicos e laboratoriais para confirmação de sua validade.
ABSTRACT Historically the implantations were used to rehabilitate patient total edentulous. Ahead of the success of this treatment and development of new studies, it was made possible restoration of partial and unitary areas. However, areas with little osseous availability hinder the installation of implantations of regular diameters and length. In these cases the grafting surgeries are necessary to increase the osseous volume, but these draw out the treatment time and increase the morbidity. Ahead of this, to reduce surgical steps and the period of whitewashing one became necessary the use of implantations reduced in diameter and length without loss of basic biomechanics properties steady and functional the accomplishment of one prosthesis. Four models had been constructed, with two different leagues (commercially pure Titanium and Titanium/Zirconium) aiming at the simulation of the biomechanics behavior of isolated and joined fixed prosthesis, of short implantations (6mm) and different diameters, from the methods of the finite elements (MEF). The importance of this study if bases on the necessity of an analysis of the biomechanics behavior of this alternative of treatment, a time that the use of implantations reduced for posterior areas is still controversial in literature. From the geometric modeling of the models using half
38
computational (Method of the Finite Elements), it automatically got the generation of the mesh of finite elements. N, distributed in the oclusais surfaces of all the prosthetic set was applied a nominal load of 100. In the analysis of results it observed that it does not have significant differences in the displacement between the models and, the biggest values of maximum tension SEQV had been generated in the reduced implantations of diameter that support the joined and isolated prosthesis, as well as in the cortical adjacent osseous to these implantations. The results also gotten allow to conclude that the TiZr league has one high biomechanics potential to be used in implantations with reduced length and diameter.
KEY-WORDS: Reduced implantations, Biomechanics behavior of the implantations, Method of the Finite Elements, Ticp and TiZr.
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40
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41
5 ARTIGO
(Artigo a ser apresentado a revista Implant News)
Análise qualitativa de tensões por meio do Método d os Elementos Finitos (MEF) de implantes de diâmetro e comprimento reduzi dos em próteses unidas
e isoladas
Nídia Lúcia Amaral
RESUMO Historicamente os implantes eram utilizados para reabilitar pacientes totalmente edêntulos. Diante do êxito desse tratamento e desenvolvimento de novos estudos, viabilizou-se a restauração de áreas parciais e unitárias. Porém, áreas com pouca disponibilidade óssea impedem a instalação de implantes de diâmetros e comprimento regulares. Nesses casos, as cirurgias enxertantes são necessárias para aumentar o volume ósseo, mas prolongam o tempo de tratamento e aumentam a morbidade. Diante disso, para reduzir os passos cirúrgicos e o período de reabilitação, tornou-se necessário o uso de implantes reduzidos em diâmetro e comprimento, sem perda de propriedades biomecânicas fundamentais à realização de uma prótese estável e funcional. Foram construídos dois modelos com liga de Titânio / Zircônio, visando à simulação do comportamento biomecânico de próteses fixas isoladas e unidas, de implantes curtos (6mm) e diâmetro reduzido, a partir do Método dos Elementos Finitos (MEF). A importância deste estudo se fundamenta na necessidade da análise de tensões do comportamento biomecânico, uma vez que o uso de implantes reduzidos para áreas posteriores é ainda controverso na literatura. A partir da modelagem geométrica dos modelos utilizando meio computacional (Método dos Elementos Finitos), obteve-se automaticamente a geração da malha de elementos finitos. Foi aplicada uma carga nominal de 100N, distribuída nas superfícies oclusais de todo o conjunto protético. Na análise de resultados, observou-se em relação aos implantes que os maiores valores de tensão se localizam na porção cervical, assim como ocorre na cortical óssea adjacente aos mesmos. PALAVRAS-CHAVES: Implantes curtos. Implantes de diâ metro reduzido. Titânio/Zircônio. Tensões. Método dos Elementos Fin itos. 1 INTRODUÇÃO O uso de implantes de diversos desenhos se tornou altamente previsível nas
últimas décadas. Entretanto, esse uso pode ser restrito por algumas limitações
impostas pela geometria e volume do osso alveolar. (1)
42
Certo volume ósseo mínimo é essencial para o uso de implantes de
comprimento e diâmetro regulares. A instalação de implantes em situações
anatômicas não adequadas pode levar a riscos de complicações e falhas. (2)
As regiões posteriores da mandíbula que se aproximam do canal mandibular,
assim como a região posterior da maxila onde ocorre pneumatização do seio
maxilar, oferecem limitações anatômicas à instalação de implantes regulares devido
a pouca altura e espessura do rebordo alveolar residual. Nesses casos, técnicas
cirúrgicas invasivas, tais como levantamento de seio maxilar, enxertos ósseos,
transposição do nervo alveolar inferior e distração osteogênica, tornam-se
necessárias para restabelecer a geometria óssea ideal para instalação de implantes
regulares. (3)
Assim, implantes curtos e de diâmetros reduzidos têm sido sugeridos na
literatura (4) (5) (6) como opção de tratamento a cirurgias invasivas com alto grau de
morbidade, custo elevado e que demandam longo tempo de tratamento.
No entanto, implantes com dimensões reduzidas são considerados de maior
risco de fracasso devido a questões biomecânicas, como proporção coroa-raíz (6)
distribuição de tensões sobre o suporte ósseo e diminuição da resistência às forças
laterais da mastigação.
O material mais frequentemente utilizado para os implantes é o Ticp 4 (Titânio
comercialmente puro grau 4) ou ligas de Ti6Al7Nb e Ti6Al4V.
O Ticp apresenta boas propriedades, tais como excelente resistência à
corrosão, biocompatibilidade, baixa tendência a causar reações adversas em células
ou tecidos e, sobretudo, boas propriedades mecânicas. Porém, estas propriedades
podem ser inadequadas se implantes são expostos a alto grau de estresse (implante
de diâmetro reduzido). A resistência mecânica pode ser alterada com a incorporação
de outros metais, como o Zircônio (Zr).
A liga de TiZr contém de 13 a 17% de Zr, onde a forma metálica não deve ser
confundida com a forma cerâmica ZrO2 (dióxido de Zircônio), também conhecida
como Zircônia, no momento largamente utilizada na confecção de intermediários,
coroas e próteses dentais. (7)
O estudo de dissipação de tensões tem sido muito utilizado na implantodontia
devido aos fatores biomecânicos que envolvem o complexo prótese-implante-osso.
O Método dos Elementos Finitos (MEF) aplicado à biomecânica vem se destacando
como uma ferramenta útil e extremamente utilizada para avaliar, numericamente,
43
tensões e deformações associadas ao comportamento mecânico dos biomateriais e
tecidos humanos, tendo em vista a dificuldade de se fazer tal avaliação in vivo, na
tentativa de simular e compreender o comportamento estrutural e possíveis
implicações de tensões geradas durante uma atividade funcional e/ou parafuncional,
nas diversas áreas da Odontologia. (8)
Este trabalho tem como objetivo analisar o comportamento biomecânico por
meio de análise qualitativa das tensões resultantes após aplicação de carga na liga
de Titânio/Zircônio (TiZr), em próteses parciais fixas unidas e isoladas em segmento
posterior da mandíbula, através do Método dos Elementos Finitos (MEF).
2 MATERIAL E MÉTODOS O Método dos Elementos Finitos (MEF) é um método numérico computacional
que tem sido utilizado pela Biomecânica na área de implantes dentais. Esse método
pode ser empregado para investigar o comportamento mecânico de estruturas
biológicas, transformando essas complexas estruturas em modelos matemáticos,
produzindo resultados valiosos e com maior exatidão. A análise através do Método
dos Elementos Finitos proporciona dados confiáveis a um custo operacional
relativamente baixo e em tempo reduzido. (9) A partir dele, é possível avaliar,
numericamente, tensões e deformações em estruturas complexas submetidas à
simulação de cargas. Com o MEF, muitas otimizações dos aspectos e
características dos desenhos dos implantes têm sido prognosticadas, além de
possibilitar simular e compreender o comportamento estrutural e possíveis
implicações de tensões geradas durante uma atividade funcional.
Segundo alguns autores (10) para cada aplicação específica as diversas
variáveis que envolvem o problema devem ser cuidadosamente analisadas e
fornecidas como dados a um programa computacional. Essa análise inclui etapas
que podem ser classificadas em cinco grupos básicos:
a) Levantamento de dados e criação da geometria, aplicando-se aos
volumes as propriedades elásticas dos diversos materiais e tecidos que
compõem o domínio do problema;
b) Geração de malha dos elementos finitos;
44
c) Aplicação das condições de contorno, na forma de deslocamentos
impostos (iguais a zero);
d) Aplicação de cargas atuantes e processamento para obtenção de tensões
e deformações;
e) Análise dos resultados.
Neste trabalho, o programa Ansys Revisão 5.7® foi utilizado para desenvolver
a modelagem tridimensional do segmento posterior de uma mandíbula, composta
por dois modelos de três pré-molares unidos e isolados, divididos da seguinte forma:
a) Modelo 1: 3 implantes (ITI-Straumann) da liga Roxolid (TiZr), de diâmetro de
3.3mm, com plataforma de 4.8mm (RN), comprimento de 6mm - UNIDOS.
b) Modelo 2: 3 implantes (ITI-Straumann) da liga Roxolid (TiZr), de diâmetro de
3.3mm, com plataforma de 4.8mm (RN), comprimento de 6mm - ISOLADOS.
Adaptado a todos os implantes, foi inserido um intermediário protético do tipo
pilar sólido (ITI Strauman®), com altura de 4,0 mm, que recebeu uma coroa protética
de um segundo pré-molar inferior, seguindo as especificações do fabricante. As
coroas protéticas foram confeccionadas em porcelana. Entre a porcelana e o
intermediário, foi simulada uma superfície metálica de uma liga não nobre de NiCr.
Foi modelada uma coroa protética com as mesmas dimensões das coroas
presentes nos segundos pré-molares inferiores. A conexão das próteses unidas é do
tipo rígida. (11) No entanto, a modelagem do segundo pré-molar inferior é simbólica,
prestando-se apenas à aplicação de cargas. A modelagem perfeita exige medidas
adicionais feitas em espécime e radiografias.
Os modelos apresentam algumas simplificações em sua geometria, sem
correr risco de alterar os resultados em relação à forma dos implantes, com e sem
roscas, inseridos no osso, pelo simples fato de que a avaliação de tensões
resultantes não será realizada em um ponto da rosca, mas na sua distribuição na
interface osso-implante, mandíbula, componentes protéticos e cortical que envolvem
o implante.
A criação de um modelo matemático de elementos finitos passa, inicialmente,
pela definição do objeto a ser pesquisado, podendo ser qualquer estrutura dento
maxilo facial. O objeto será desenhado graficamente em um programa
45
computacional específico, onde a morfologia das estruturas representadas pode ser
baseada em tomografias computadorizadas, atlas de anatomia, crânios secos e/ou
dentes extraídos.
O modelo 3-D do MEF é uma representação aproximada de uma geometria in
vivo, com propriedades elásticas dos diversos materiais. Keypoints (pontos chaves)
conectados por linhas (FIG. 1), foram interpolados através de Splines (união de dois
ou mais pontos através de linhas curvas), que determinam as superfícies (áreas) e,
a seguir, os volumes que compõem as estruturas a serem analisadas.
Figura 1 - Linhas dos modelos
A partir da geometria básica, foram criados os volumes representativos dos
implantes, pilares intermediários, coroas protéticas, osso cortical e osso esponjoso
(FIG. 2 e 3).
Figura 2 – Volumes dos implantes
46
Figura 3 - Volumes dos intermediários,osso cortical ,osso esponjoso e coroas protéticas (Modelo 1)
Nos modelos unidos, foi utilizada a conexão do tipo rígida. (11) (FIG. 4)
Figura 4 - Volumes dos implantes e intermediários m etálicos unidos por conexão rígida em perspectiva (Modelo 1 )
A Figura 5 ilustra a malha de elementos finitos dos modelos 1 e 2,
respectivamente, cujos modelos desenvolvidos são ilustrados quantitativamente na
Tabela 1, com o número representativo de nós e elementos de um modelo muito
próximo do real.
47
Figura 5: Malha dos elementos finitos (modelos 1 e 2)
TABELA 1 - Dados Quantitativos dos modelos 1 e 2
Dessa forma, a partir da geometria básica criada, da atribuição das
propriedades elásticas dos diversos materiais e da geração da malha de elementos
finitos, procede-se ao estabelecimento das condições de contorno. Essas condições
são impostas ao modelo para indicar a direção da carga e impedir o deslocamento
de corpo rígido, caracterizando assim uma solução estática. O estudo da
Biomecânica aplicada à Odontologia analisa a distribuição de tensões para o osso
quando os dentes estão ocluindo. Tem-se observado em testes que a intensidade de
força fisiológica bilateral e unilateral é de 569N(20) e 430N(21), respectivamente, e
observações clínicas mostram que forças laterais não são bem toleradas pelas
estruturas dentárias e ósseas como ocorre nas forças axiais. Dessa maneira, optou-
se por aplicar uma carga vertical de 100N na face oclusal, distribuída de acordo com
a Figura 6, simulando uma função mastigatória, com bolo alimentar interposto, para
posterior análise de tensões e deformações das estruturas envolvidas. A Figura 6
ilustra as condições de contorno dos modelos 1 e 2, respectivamente.
Três implantes Unidos(TiZr)
Modelo 1
Três implantes Isolados(TiZr)
Modelo 2 Keypoints 555 551
Linhas 1414 1390 Áreas 1054 1030
Volume 191 185 Nós 230537 228942
Elementos 166799 165076
48
Figura 6 - Condições de contorno dos modelos 1 e 2
A modelagem geométrica em 3-D dos modelos citados, composta por três
implantes e estruturas protéticas unidas e isoladas, foi realizada atribuindo-se aos
diversos materiais as suas respectivas propriedades elásticas e o coeficiente de
Poisson, utilizando-se valores aproximados encontrados na literatura, (12) (13) (14) (15)
conforme a Tabela 2.
TABELA 2 – Propriedades elásticas dos materiais que compõem o modelo
Material Módulo de Elasticidade (MPa)
Coeficiente de Poisson
Osso Cortical 13.700,0 0,30 Osso Esponjoso 1.370,0 0,30 Níquel-Cromo 204.000,0 0,30 Porcelana 66.900,0 0,29 Ti / Zr 110.000,0 0,35
O módulo de elasticidade da liga Ti/Zr foi fornecido pelo fabricante, através de
sua representação no Brasil (TAB. 3).
TABELA 3 – Propriedades Físicas
Physical properties
Property Roxolid Ti Gr 4
Tensile Strength 970 Mpa 830 MPa Min. Elongation Min 12% Min 12% Min. Reduction Area Min 30% Min 35% YoungꞋs Modulus 110 Gpa 110 GPa
Sandro de Gruttola – STRAUMANN – 2010(22) As propriedades elásticas dos materiais foram adotadas no regime linear, em
cuja hipótese a deformação dos corpos elásticos é proporcional à força aplicada.
49
Além disso, essas propriedades foram consideradas constantes e isotrópicas (iguais
em todas as direções). As estruturas foram modeladas como um corpo único,
considerando-se as uniões entre os componentes como rígidas, não permitindo
qualquer movimentação entre os mesmos, ou seja, ausência de desajuste (gap),
resultando numa análise estática (cargas constantes ao longo do tempo) e linear
(deformações proporcionais às tensões).
A distribuição de tensões e deformações obtida via MEF no modelo fornece
dados para comparação com observações clínicas. Trata-se de um método de
simulação matemática da realidade e, portanto, não invasivo.
3 RESULTADOS E DISCUSSÃO
A interpretação qualitativa dos resultados das tensões geradas é realizada
através da análise das tensões SEQV ou tensão equivalente de Von Mises, através
do gradiente de cores que representam níveis que estão entre os valores máximo e
mínimo, indicando a intensidade de tensão ocorrida em uma região. A cor vermelha
indica o nível máximo e a azul o nível mínimo.
Na análise de resultados, são adotadas as seguintes nomenclaturas nas
figuras geradas pelo programa Ansys:
a) DMX = Deslocamento máximo resultante
b) UX = Deslocamento segundo o eixo X
c) SEQV = ‘Stress Equivalent’ ou tensão equivalente de Von Mises
d) SMN = Tensão mínima
e) SMX = Tensão máxima
f) µm (micrômetro) = 0, 001mm=10-3mm=10-6m
g) 1 MPa = 1N/mm2 (todas as forças estão em Newton e todas as dimensões em
mm)
h) SE = Tensão última de escoamento(yield point strength)
A tabela a seguir resume os resultados da análise quantitativa obtidos para os
dois modelos. Constam, também, os resultados do deslocamento vertical máximo
(DMX).
50
TABELA 4 - Análise Quantitativa
Na análise do deslocamento máximo resultante (DMX global) nos modelos
relacionados, nota-se uma compatibilidade ou homogeneidade de deslocamento de
todos os implantes. Uma pequena diferença é percebida em relação aos modelos 1
e 2, porém não é expressiva. O deslocamento homogêneo condiz com os resultados
de alguns autores, (16) que relatam que o deslocamento do implante reduz com o
aumento do comprimento do mesmo. Portanto, implantes de um mesmo
comprimento apresentam deslocamentos semelhantes.
Na interpretação das tensões nos implantes, os valores de tensão máxima
SEQV se localizam, nos dois modelos, na porção cervical dos mesmos, em contato
com a cortical óssea (FIG. 7). Não houve diferença significante no valor de tensão
máxima SEQV entre os modelos 1 e 2.
Figura 7: Visão da tensão máxima SEQV nos implantes (Modelo 1)
A maior concentração de tensões é observada na porção cervical dos
implantes, o que pode ser confirmado pela literatura pertinente. (17) (3) A utilização de
implantes curtos pode ser justificada pela localização dessas tensões e aumentar o
MODELOS
DMX Global ( µm )
SEQV (máx.) (MPa)
implante
SEQV (máx.) (MPa)
cortical
SEQV (máx.) (MPa) metal
MODELO 1
3,435 7,7 14,4 6,9
MODELO 2
3,512 7,8 11,1 3,9
51
comprimento destes nem sempre resulta em melhor distribuição de tensão no
implante, intermediário ou osso. (16)
Na análise das tensões dos modelos 1 e 2, a tensão máxima SEQV foi de 7,8
MPa para os implantes isolados (FIG. 8).
Figura 8: Visão global das tensões SEQV nos implant es (Modelo 2)
Na interpretação das tensões no metal, a tensão máxima SEQV se localiza na
barra metálica que une as próteses do lado onde ocorre a maior incidência de carga
(FIG. 9).
Figura 9: Visão global das tensões SEQV máximas na barra metálica (Modelo 1)
Na análise das tensões SEQV em relação ao osso, os maiores valores
ocorrem na cortical óssea. Em relação aos modelos 1 e 2, houve diferença
52
significante entre os modelos unidos e isolados. E a tensão máxima SEQV foi de
14,4 MPa para o Modelo 1 (unido) (FIG. 10).
Figura 10: Zoom da tensão SEQV na cortical óssea (M odelo 1)
A maior parte das tensões transferidas ao osso ocorrem na cortical óssea,
nos primeiros milímetros do comprimento do implante. (3) Isso pode se dar devido ao
fato de o osso esponjoso não contribuir de forma significativa para a rigidez do
modelo e à ancoragem cervical dos implantes na cortical óssea, que apresenta
pequena espessura em contato com os implantes. Esta ancoragem é citada na
literatura como fator decisivo para o aumento da taxa de sucesso em implantes
curtos. (16) (18) (6)
Estudos (19) sugerem que, ao utilizar implantes curtos, os clínicos devam
fornecer adequado suporte ósseo ao implante através do uso de implantes de
diâmetro mais largo, pois assim o nível de estresse ósseo diminui.
Nos modelos unidos ocorre a formação de uma estrutura rígida, ou seja,
solidária através das conexões horizontais representadas pelo osso cortical e barra
metálica. Dessa forma, os implantes trabalham juntos, transferindo cargas de um
implante para o outro através da estrutura metálica, solicitando mais a cortical
óssea. Isso justifica o fato de os modelos unidos gerarem mais tensão na cortical
envolvida, fato que contrapõe um estudo, (23) que propõe o uso de esplinte para
minimizar as tensões na cortical óssea.
.
53
4 CONCLUSÃO
a) Em relação aos implantes os valores de tensão máxima SEQV se localizam,
nos dois modelos, na porção cervical dos mesmos, em contato com a cortical
óssea
b) As tensões no metal se localizam na barra metálica que une as próteses do
lado onde ocorre a maior incidência de carga
c) As tensões transferidas ao osso ocorrem na cortical óssea, nos primeiros
milímetros do comprimento do implante, e alcançam maiores valores no
modelo unido.
ABSTRACT Historically the implantations were used to rehabilitate patient total edentolous. Ahead of the success of this treatment and development of new studies, it was made possible restoration of partial and unitary areas. However, areas with little osseous availability hinder the installation of implantations of regular diameter and length. In these cases, the grafting surgeries are necessary to increase the osseous volume, but they draw out the treatment time and they increase the morbidity. Ahead of this, to reduce the surgical steps and the period of whitewashing, one became necessary the use of implantations reduced in diameter and length, without loss of basic biomechanics properties to steady and functional the accomplishment of one prosthesis. They had been constructed to two models with Titanium alloy/Zirconium, aiming at to the simulation of the biomechanics behavior of isolated and joined fixed prosthesis, of short implantations (6mm) and reduced diameter, from the Method of the Finite Elements. The importance of this study if bases on the necessity of the analysis of tensions of the biomechanics behavior, a time that the use of implantations reduced for posterior areas is still controversial in literature. From the geometric modeling of the models using half computational (Method of the Finite Elements), the generation of the mesh of finite elements was gotten automatically. A nominal load of 100N was applied, distributed in the oclusais surfaces of all the prosthetic set. In the analysis of results, it was observed in relation to the implantations that the biggest values of tension if locate in the cervical portion, as well as occurs in the cortical adjacent osseous to the same ones.
KEY-WORDS: Short implantations. Implantations of reduced diameter.
Titanium/Zirconium. Biomechanics behavior. Method of the Finite Elements
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