RANDER PEREIRA AVELAR

ANÁLISE DA INFLUÊNCIA DA MORFOLOGIA DO

MODELO ÓSSEO NA DISTRIBUIÇÃO DAS TENSÕES

DO SISTEMA DE IMPLANTE CONE MORSE,

MÉTODO DOS ELEMENTOS FINITOS

TRIDIMENSIONAIS

Tese apresentada à Faculdade de Odontologia de São José dos Campos, Universidade Estadual Paulista, como parte dos requisitos para a obtenção do título de Doutor, pelo Programa de Pós-Graduação em Odontologia,Especialidade de Prótese.

RANDER PEREIRA AVELAR

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ANÁLISE DA INFLUÊNCIA DA MORFOLOGIA DO

MODELO ÓSSEO NA DISTRIBUIÇÃO DAS TENSÕES

DO SISTEMA DE IMPLANTE CONE MORSE,

MÉTODO DOS ELEMENTOS FINITOS

TRIDIMENSIONAIS

Tese apresentada à Faculdade de Odontologia de São José dos Campos, Universidade Estadual Paulista, como parte dos requisitos para a obtenção do título de Doutor, pelo Programa de Pós-Graduação em Odontologia Restauradora, Especialidade Prótese.

Orientador Prof. Dr. Estevão Tomomitsu Kimpara.

São José dos Campos2005

Apresentação gráfica e normalização de Acordo com:

BELLINI, A.B.; SILVA, E.A. Manual para elaboração de monografias: estrutura do trabalho científico. São José dos Campos: FOSJC/UNESP, 2002. 82p.

AVELAR, R. P. ANÁLISE DA INFLUÊNCIA DA MORFOLOGIA DO MODELO ÓSSEO NA DISTRIBUIÇÃO DAS TENSÕES DO SISTEMA DE IMPLANTE CONE MORSE, MÉTODO DOS ELEMENTOS FINITOS TRIDIMENSIONAIS. 2005. 99 f. Tese (Doutorado em Odontologia, Especialidade Prótese) Faculdade de Odontologia de São José dos Campos, Universidade Estadual Paulista. São José dos Campos.

AGRADECIMENTOS

À família pelo apoio e compreensão, à minha mãe Vilma Maria

Pereira Avelar, ao pai Rangel Silveira Avelar, aos irmãos Andréa Cristiana

Pereira Avelar e Fúlvio Rangel Pereira Avelar. Aos tios José Roberto

Avelar da Silveira, Ângela Canossa Silveira e primos Leonardo Canossa

Silveira e Raquel Canossa Silveira.

À família que vamos formando durante nossa caminhada, a

começar pela família científica que tive o privilégio de conviver durante a

iniciação científica, na Universidade Federal de Goiás, Profa. Dra. Luiza

Izabel Taveira Rocha e Prof. Dr. William S Taveira, Profa. Edna Taveira

orientadores cujo apoio foi imprescindível para minha formação, meu

reconhecimento e agradecimento filial.

À Profa. Dra. Ana Cristina Barreto Bezerra pela dedicação na

orientação do meu curso de mestrado, na Universidade de Brasília, pelo

apoio, incentivo e amizade.

Ao Prof. Dr. Estevão Tomomitsu Kimpara pela condução e

orientação no curso de Doutorado, na Universidade Estadual Paulista

campus de São José dos Campos.

Ao Prof. Dr. Estevão Tomomitsu Kimpara, Professor Adjunto do

Departamento de Materiais Odontológicos e Prótese, Campus de São

José dos Campos da Universidade Estadual Paulista “Júlio de Mesquita

Filho”, na condição de orientador nos guiou na realização deste trabalho;

por sua simplicidade, humildade e honestidade demonstram a sabedoria e

o compromisso com o sacerdócio da carreira acadêmica. Meus

agradecimentos por seu apoio, dedicação, amizade e por acreditar na

possibilidade deste trabalho, tendo uma participação importantíssima na

minha formação.

Ao Prof. Dr. Marco Antonio Bottino pelo privilégio da convivência,

oportunidade de aprendizado, carinho e apoio. Por despertar o senso do

que deve ou não ser realizado com a seriedade e compromisso inerente

ao fazer universitário e fora deste.

Ao Prof. Dr. Wolodymir Boruszewski nossos agradecimentos pelo

inestimável apoio na realização deste trabalho, pelas importantíssimas

considerações e sugestões.

Ao colega e amigo Diego Klee de Vasconcellos pelo convívio

enriquecedor, senso crítico e disposição para a excelência.

Ao amigo Sidival Dias pelo apoio constante às atividades

científicas, pelo exemplo de seriedade, honestidade e convívio

enriquecedor no qual tenho a oportunidade de estar sempre aprendendo,

minha admiração pelo vigor ao trabalho, pelo caráter empreendedor e

visão.

À Profa. Dra. Ana Cristina Barreto Bezerra pela dedicação

na orientação do meu curso de mestrado, pelo apoio, incentivo e

amizade.

Ao Prof. Dr. Orlando Ayrton de Toledo pelo exemplo de

dedicação à profissão, seriedade e honestidade.

Ao Prof. Dr. Aldari R Figueiredo pela amizade.

Ao Prof. Dr. Renato S. Nishioka pelo convívio, amizade e

trabalho conjunto.

Aos Docentes do Curso de Pós-Graduação do Campus de

São José dos Campos-Unesp.

Aos amigos e colegas do programa de pós-graduação pelo

convívio e amizade, Denise Kanashiro, Edson Hilgert, Elza Maria

Valadares da Costa, Leonardo Buso, Vanessa Z C Vasquez, Renato

Morales Jóias, Renata Faria, Renata Melo, Diego Klee Vasconcellos,

Gilberto, Alfredo M. M. Mesquita, Alberto N Kogima, Fabíola Leite, Felipe

Valandro, Alexandre Alonso, Karina T Landim, Guilherme Savaedra, Silvia

Helena.

Às secretárias do Departamento de Materiais odontológicos

e Prótese, Eliana e Suzana pelo carinho e atenção dispensados. Às

secretárias do curso de Pós-Graduação, Herena, Rose e Cida.

Ao Prof. Dr. Maximiliano P. Neisser pela amizade.

Ao Departamento de Odontologia, à Faculdade de Ciências

da Saúde e à Universidade de Brasília pelo apoio para a realização do

curso.

Ao Prof. Dr. Mauro de Melo da Faculdade de Odontologia da

Universidade Federal de Goiás, pela amizade, incentivo e apoio.

Ao Prof. Dr. Sigmar de Melo Rode, aos colegas Alexandre

Borges, Guilherme Savaedra e Rubens Tango pelo convívio enriquecedor

na disciplina de Materiais Dentários-FOSJC-UNESP.

à Faculdade de Odontologia/Universidade Federal de Goiás

pela formação propiciada durante o curso de graduação.

Ao Faculdade de Ciências da Saúde/Universidade de

Brasília pela realização do curso de mestrado.

Ao amigo e colega Ricardo Maio Gagliardi pela

consideração, amizade e pelo caminhar pela ciência.

A Márcia Vila Nova Aguiar pela amizade e apoio.

Ao amigo Arlindo Castro Filho pela amizade, convívio e

trabalhos que nos aguardam em Brasília.

Ao amigo Eduardo Miyashita pela exemplo de dedicação,

seriedade e excelência nos trabalhos que realiza.

A Ângela de Brito Belline, bibliotecária do Campus de São

José dos Campos-Unesp, pela dedicação na revisão do trabalho.

A empresa Titanium Fix (A. S. Technology) pelo suporte

quanto à cessão dos modelos tridimensionais dos implantes para a

pesquisa. A empresa Pró Design pela confecção dos modelos de Tecido

ósseo utilizados no trabalho, em especial ao sr. Levy Borges.

SUMÁRIO

LISTA DE ILUSTRAÇÕES 8LISTA DE TABELAS 12LISTA DE QUADRO 13LISTA DE ABREVIATURAS 14RESUMO 151 INTRODUÇÃO 162 REVISÃO DA LITERATURA 203 PROPOSIÇÃO 544 MATERIAL E MÉTODO 554.1 Material 554.2 Método 565 RESULTADOS 696 DISCUSSÃO 907 CONCLUSÃO 998 REFERÊNCIAS 100ABSTRACT 114

LISTA DE ILUSTRAÇÕES

FIGURA 1 – Etapas evidenciando a seqüência da metodologia 56FIGURA 2 – Imagens da tomografia computadorizada no

programa Mimics

57

FIGURA 3 –Implante cone-Morse com o pilar protético para

prótese cimentada.

59

FIGURA 4 – Imagem do modelo tridimensional do Implante

cone Morse/pilar protético, no programa

SolidWorks 2005.

59

FIGURA 5 – Fluxograma da aquisição, conversão, integração

utilizada pelo método dos elementos finitos.

61

FIGURA 6 – Modelo de tecido ósseo em forma de

paralelepípedo

66

FIGURA 7 – Modelo de tecido ósseo no formato de tronco

elíptico

66

FIGURA 8 – Modelo de tecido ósseo gerado pelo

processamento a partir da tomografia

computadorizada

67

FIGURA 9 – Tensões equivalentes no modelo paralelepípedo

implante CM, vista isométrica, carga vertical.

71

FIGURA 10 – Tensões equivalentes no implante CM, sem a

presença do modelo de tecido osso

paralelepípedo, carga vertical.

71

FIGURA 11 – Mapa de tensões equivalentes no modelo

paralelepípedo, sem o implante CM, carga

vertical.

72

FIGURA 12 – Modelo paralelepípedo com implante CM sob

carga oblíqua.

72

FGURA 13 – Implante CM, sem o modelo paralelepípedo, sob

carga oblíqua.

73

FIGURA 14– Modelo paralelepípedo, sem o implante CM, sob

carga oblíqua, mapa de tensões equivalentes,

vista oclusal.

73

FIGURA 15 – Mapa de tensões equivalentes no modelo tipo B,

resultante de carga de 100N no sentido vertical,

vista isométrica.

74

FIGURA 16 – Mapa de tensões equivalentes no implante CM,

modelo tronco elíptico suprimido, carga vertical.

74

FIGURA 17 – Mapa de tensões do modelo tronco elíptico,

implante CM retirado, vista oclusal.

75

FIGURA 18 – Modelo tronco elíptico e implante CM sob carga

oblíqua.

75

FIGURA 19 – Mapa de tensões equivalentes no implante CM,

modelo tronco elíptico suprimido, carga oblíqua.

76

FIGURA 20 – Mapa de tensões equivalentes no modelo tronco

elíptico sob carga oblíqua, implante CM retirado,

vista oclusal.

76

FIGURA 21 - Mapa de tensões de Von Mises no modelo tipo 77

C, carga oblíqua sobre o implante CM, vista

isométrica.

FIGURA 22 – Mapa de tensões no implante CM, carga

oblíqua, modelo do tecido ósseo suprimido.

77

FIGURA 23 - Tensões equivalentes no modelo tipo C,

implante CM suprimido, vista oclusal.

78

Figura 24 – Mapa de tensões equivalentes no modelo tipo C

sob carga oblíqua, vista isométrica.

78

FIGURA 25 - Tensões equivalentes no implante CM, modelo

tipo C suprimido.

79

FIGURA 26 - Tensões equivalentes no modelo tipo C,

implante CM suprimido, vista oclusal.

79

FIGURA 27 – Tensões de Vom Mises máximas no implante sob

carga vertical e oblíqua.

80

FIGURA 28 - Tensões de Vom Mises máximas nos modelos de

tecido ósseo sob carga vertical e oblíqua.

80

LISTA DE TABELAS

Tabela 1 – Tensões de Von Mises máximas no implante CM e

modelo de tecido ósseo do tipo paralelepípedo,

modelo tipo A.

69

Tabela 2 – Tensões de Von Mises máximas no implante CM e

modelo de tecido ósseo do tipo tronco elíptico,

modelo tipo B.

69

Tabela 3 - Tensões de Von Mises máximas no implante CM e

modelo de tecido ósseo com a configuração originada

a partir da tomografia, modelo tipo C.

70

LISTA DE QUADROS

Quadro 1 – Materiais e equipamentos utilizados na pesquisa. 55

Quadro 2 – Modelos de tecido ósseo. 62

Quadro 3 – Propriedades físicas dos materiais. 63

LISTA DE ABREVIATURAS

CAD – desenho assistido por computador.

CT - Tomografia computadorizada.

DICOM - Digital Imaging and Communications in Medicine.

FDP – prótese parcial fixa.

FEA - análise de elementos finitos.

MEF - método dos elementos finitos.

Modelo A – Modelo de tecido ósseo no formato de paralelepípedo.

Modelo B – Modelo de tecido ósseo no formato de Tronco elíptico.

Modelo C – Modelo de tecido ósseo gerado a partir da tomografia

Computadorizada.

STL – Estereolitografia.

AVELAR, R. P. ANÁLISE DA INFLUÊNCIA DA MORFOLOGIA DO MODELO ÓSSEO NA DISTRIBUIÇÃO DAS TENSÕES DO SISTEMA DE IMPLANTE CONE MORSE, MÉTODO DOS ELEMENTOS FINITOS TRIDIMENSIONAIS. 2005. 103 f. Tese (Doutorado em Odontologia, Especialidade Prótese) Faculdade de Odontologia de São José dos Campos, Universidade Estadual Paulista. São José dos Campos.

RESUMO

O comportamento mecânico do sistema de implante constitui-se em importante parâmetro na previsibilidade do desempenho clínico dos tratamentos com implantes. O objetivo foi o de avaliar a influência do modelo de tecido ósseo na distribuição de tensões no implante do tipo cone Morse e deste para o tecido ósseo através do método dos elementos finitos tridimensionais. Foram utilizados três tipos de modelos, a saber: a) no formato de paralelepípedo; b) no formato de tronco elíptico e c) gerado a partir dos dados de uma tomografia. Nos modelos tridimensionais foram inseridos implantes, sendo aplicada uma carga de 100N nas direções vertical e oblíqua, sendo a 45º do eixo axial e no sentido crânio-caudal de vestibular para lingual. Os resultados evidenciaram que o modelo influenciou no comportamento das tensões para o tecido ósseo, sendo que o modelo gerado pelos dados da tomografia apresentou as maiores tensões ao nível ósseo.

PALAVRAS-CHAVE: Elementos finitos, implante dentário, biomecânica,

FEA, MEF.

1 INTRODUÇÃO

O fenômeno da osseointegração descrito pelos trabalhos

científicos de Brånemark trouxe grandes avanços na realização do

tratamento de pacientes desdentados, alterando de maneira significativa o

planejamento para a reposição da perda dentária (BRÅNEMARK et al.11,

1985).

O desenvolvimento de procedimentos e componentes para a

substituição de dentes ausentes tem despertado um grande interesse por

parte dos profissionais e pacientes como estratégia de tratamento seguro

e previsível (ADELL et al.2, 1981; ADELL3, 1985; BUSER et al.13, 1997).

A terapia com implantes apresenta um alto índice de sucesso, superando

90% para as situações de implantação na mandíbula (ADELL et al.2,

1981; ALBREKTSSON et al.7, 1988). Apesar da expectativa de resultados

positivos, existem fatores que podem influenciar no desempenho do

tratamento com implantes. A transmissão da carga pelo implante e a

distribuição das tensões no tecido ósseo representam fatores

significativos na determinação do sucesso ou falha do sistema (GENG et

al.25, 2001; RANGERT et al.63, 1989; DIXON et al.21, 1995; RANGERT et

al.64, 1995).

A análise do comportamento mecânico, no que diz respeito

às tensões em um sistema, pode ser realizada por fotoelasticidade,

extensometria e o método dos elementos finitos (RUBO & SOUZA71,

2001; ÇEHRELI et al.16, 2004), além dos clássicos métodos analíticos

para sistemas estruturais simples. Contudo, a avaliação quando envolve

geometrias complexas torna difícil a determinação da solução analítica,

sendo que a técnica da análise de elementos finitos utiliza procedimentos

numéricos que nos auxiliam na compreensão do comportamento das

tensões (GENG et al.25, 2001).

A análise de elementos finitos é uma técnica que permite

solucionar um problema complexo dividindo-o em domínios simples e

pequenos, chamados elementos finitos, combinando suas equações

lineares locais adequadamente para prover a solução de todo o conjunto

(ADANS & ASKENAZI1, 1999; ALVES FILHO9, 2000; GENG et al.25, 2001;

RUBO & SOUZA71, 2001). Estruturas com geometria não complexa,

submetidas a carregamento e condições de apoio simples, permitem

soluções analíticas baseadas em métodos matemáticos clássicos

fundamentados em equações diferenciais, permitindo o cálculo da

resposta exata nos seus infinitos pontos, como pode ser comprovado, por

exemplo, pelo estudo da teoria das vigas, da teoria geral de placas e

cascas. No entanto, no cotidiano defrontamo-nos com estruturas que

apresentam geometria complexa que ao serem tratadas pelas técnicas

clássicas exigiriam simplificações excessivas com resultados pouco

acurados. Na análise de elementos finitos a estrutura é segmentada em

um sistema contínuo com comprimento finito, na qual a geometria é

dividida em elementos, poliedros sólidos, estes atuam como

representantes do trecho da estrutura estando unidos por nós, vértices

dos poliedros sólidos, formando a malha do sólido. Ao aplicar uma força

sobre o corpo altera-se o estado de equilíbrio, sendo que pelo método dos

elementos finitos determina-se o deslocamento dos nós para cada

elemento da malha do sólido, respeitada a rigidez do corpo. Geram-se

equações algébricas lineares que são armazenadas e processadas por

meio de métodos matriciais (ALVES FILHO9, 2000).

O método dos elementos finitos surgiu na década de 60

como ferramenta analítica para a indústria aeroespacial, inicialmente

utilizando-se modelos bidimensionais, sendo que predominam as

modelagens tridimensionais para avaliações estruturais complexas,

podendo, ainda, ser empregada para análises térmicas, de fluídos e

eletromagnéticas, auxiliando na otimização da avaliação e

desenvolvimento de novos produtos (ADANS & ASKENAZI1, 1999;

RUBO & SOUZA71, 2001; FREIRE et al.24, 2004; GÜNGÖR et al.28, 2004).

Na odontologia a análise de elementos finitos tem sido

vastamente utilizada para avaliações mecânicas envolvendo cerâmicas

(GÜNGOR et al. 28, 2004; IMANISHI et al.35, 2003); preparos dentários e

desenhos de próteses (LIN et al.48, 2004); retentores intra-radiculares

(NISHIOKA57, 1999; CASTRO ALBUQUERQUE et al.14, 2003; TOPARLI84,

2003); prótese parcial removível (VERRI et al.88, 2003; LUCAS et al.49,

2003); prótese total (NISHIGAWA et al.56, 2003) e implantes

(TORTAMANO NETO85, 1995; ROCHA69, 2000; CATRAMBY15, 2003;

CHUN et al.18, 2002; ISHIGAKI et al.37, 2003; HANSSON29, 2003;

ÇEHRELI et al.16, 2004; FREIRE et al.24, 2004; HUANG et al.33, 2004).

O método dos elementos finitos realiza análises nas quais os

objetos de estudo estão representados em seu ambiente, de tal forma que

o tecido ósseo pode ser concebido como um sólido simples, como por

exemplo um paralelepípedo, (KITAMURA et al.43, 2004, SÜTPIDELER, et

al.80 2004), como um tronco elíptico (HOLMES & LOFTUS32, 1997;

CATRAMBY15, 2003) ou gerado com riqueza de detalhes esculturais

(AKAGAWA et al.4, 2003; LANZA45, 2003).

A fidelidade do ambiente a ser analisado com as suas

características físicas reais que ocorrem pode vir a influenciar nos

resultados. Modelos mais realísticos da geometria complexa e detalhada,

como por exemplo, do tecido ósseo, podem ser gerados com auxílio de

técnicas avançadas de imagem digital. No entanto, modelos minuciosos

aumentam os requisitos necessários para a análise, consequentemente o

tempo e os recursos necessários para o processamento.

A compreensão das limitações da ferramenta de análise pelo

método dos elementos finitos, bem como o quanto a sofisticação dos

modelos se faz necessária para a obtenção de resultados coerentes com

os fenômenos em estudo, contribuirão para o uso racional do método.

Visto que o modelo pode vir a influenciar nos resultados surgiu a

necessidade de se avaliar o efeito da modelagem óssea na distribuição

de tensões no implante e destes para o tecido de suporte, utilizando o

método dos elementos finitos tridimensionais.

2 REVISÃO DA LITERATURA

Weinstein et al.90 (1976) analisaram o comportamento do

implante de superfície porosa utilizando-se do método dos elementos

finitos bidimensionais. Correlacionaram com avaliações mecânicas

laboratoriais obtidas de espécimes instalados em cães. Concluíram que a

modelagem da interface implante/osso influenciou na distribuição das

tensões, sendo que ao calcularem o efeito da porosidade versus a

superfície contínua os resultados daqueles se aproximaram aos

encontrados nos ensaios laboratoriais.

Haraldson & Carlsson30 (1977) realizaram uma pesquisa

sobre a magnitude da força durante o fechamento da mandíbula,

simulando a função mastigatória, em pacientes com implantes

osseointegrados reabilitados com prótese do tipo protocolo de Brånemark.

Foram analisados 19 pacientes, 13 mulheres e seis homens, com idade

entre 39 e 68 anos, escolhidos aleatoriamente de um grupo de 165

pacientes que tiveram tratamento com implantes nos últimos sete anos

(média de 3,5 anos). Os pacientes estavam satisfeitos com a capacidade

funcional dos implantes, especialmente quando comparada com a função

antes do tratamento. De acordo com o exame clínico, a maioria dos

pacientes não apresentava nenhum sintoma de disfunção e quando

apresentavam os sintomas eram leves. Três níveis de força de mordida

foram registrados. O valor médio para uma mordida suave foi de 15,7 N,

para mordida como quando os pacientes mastigavam 50,1 N e 144,4N

para a mordida máxima. Os pacientes podiam, dessa forma, discriminar

bem os diferentes níveis de mordidas, sendo que os valores máximos era

maiores que aqueles que usam próteses removíveis.

Atmaram & Mohamed10 (1983) realizaram um estudo de

tensões em modelos de implante sob a simulação de uma carga oclusal

usando o método de elemento finito. As formas de implantes

consideradas foram: cônica, cilíndrica e a configuração de uma raiz

dental. Cinco diferentes materiais de implante com grande variação no

parâmetro de elasticidade foram simulados nesse estudo. Os resultados

indicaram que a geometria cilíndrica do implante foi a mais efetiva em

reduzir o alto stress no implante e no osso alveolar, enquanto que o

material com módulo de elasticidade próximo ao do osso era propício

para minimizar concentração de estresse no mesmo. Além disso, a

otimização na escolha da geometria e do material do implante pode

reduzir as tensões no osso alveolar e na fixação, quando comparado com

um desenho arbitrário de implante.

A implantodontia osseointegrada, surgida na década de

60 para os pacientes desdentados totais e atualmente também

empregada para os desdentados parciais e unitários, promoveu novas

possibilidades terapêuticas para a área da saúde (BRÅNEMARK et al.11

1985).

A previsibilidade de sucesso divulgada por estudos

multicêntricos mostra uma taxa em torno de 85% de sucesso para a

maxila e acima de 90% para a mandíbula (ADELL et al.2, 1981; ADELL3,

1985; ALBREKTSSON et al.7, 1988). Apesar do alto percentual de

sucesso as falhas podem ocorrer, destacando-se as de ordem biológicas

e as mecânicas.

Falk et al.23 (1989) realizaram um estudo para mensurar

as forças que ocorrem durante o fechamento e a mastigação na direção

axial em dez pacientes com prótese total fixa sobre implante mandibular e

prótese total maxilar. A construção da prótese mandíbular foi

caracterizada por 2 unidades de “cantilever” bilateral posterior. As forças

foram mensuradas usando oito medidores de tensão, transdutores, em

miniatura montados na dentição e distribuídas de maneira uniforme sobre

a arcada dentária. Dessa forma as forças foram mensuradas em quatro

pontos de contato oclusal sobre os segmentos fixos e sobre cada uma

das quatro extensões distais posteriores simultaneamente, dando

detalhes da distribuição da força. O total da força desenvolvida durante o

fechamento máximo numa oclusão habitual e mastigação foram da

mesma magnitude como reportado previamente pelos pacientes com

prótese parcial fixa total suportado por dentes ocluindo com dentes

naturais usando o mesmo método descrito neste estudo. Contradizendo o

achado prévio, em dentição natural quando comparado com construção

de cantilever dento-suportado ocluindo com dente natural, a força local de

fechamento e mastigação aumenta bilateralmente na direção distal. Em

média, 70% da força foram suportadas pelo cantilever e 30% pelo

segmento da prótese fixa. A média encontrada para o fechamento bucal

forçado foi de 334N ±97, variando de 232 a 480N, para a mastigação a

média foi de 166N ±72N, o valor médio individual foi 42 a 253N.

Rangert et al.63 (1989) descrevem princípios mecânicos

aplicados à prótese sobre implante. Enfatizou regras a serem

empregadas no planejamento de reabilitações e no controle da carga.

Discutiu sobre os diferentes tipos de carregamento, ancoragem, momento

fletor, aparafusamento. Propiciando subsídios para minimizar a carga ao

tecido ósseo e desempenho adequado aos componentes protéticos.

Defenderam algumas regras para o desenho da prótese, como: a)

distribuir os implantes ao longo da curvatura da linha oclusal; b) assegurar

adequada adaptação entre os componentes protéticos e o implante; c) a

extensão distal deverá ser entre 15 e 20mm, devendo ser considerado a

qualidade óssea, disposição dos implantes; d) tipo de oclusão,

antagonista e parafunção; e) número e tamanho dos implantes. Guiando-

se pelos fatores levantados pelos autores, pode-se avaliar

adequadamente as especificidades clínicas e estimar capacidade de

carregamento do sistema.

Siegele & Soltész77 (1989) realizaram uma investigação

sobre a influência da forma do implante na distribuição do estresse no

osso maxilar. A tensão gerada no osso maxilar circundante foi calculada

utilizando-se o método dos elementos finitos frente a diferentes tipos de

implantes dentais: cilíndricos, cônicos, em estágio, parafuso, cilíndro oco.

Foi considerado um contato puro sem fricção entre o implante e o osso

como condição para a interface. Os resultados demonstraram que as

diferentes formas de implante levam a uma variação significante na

distribuição do estresse no osso. Em particular, superfície de implantes

com curvatura, cônica ou descontinuidade geométrica, em estágio, sugere

distintos estresses, sendo maiores do que o encontrado nas formas lisas,

do tipo cilíndrico ou parafuso. Além disso, a fixa adesão entre o osso da

região medular, obtida com uma camada bioativa, deve ser vantajosa

para o estresse entregue ao osso, visto que este produz uma maior

uniformidade na distribuição de estresse do que fazer um contato puro.

Rieger et al.68 (1990) realizaram uma análise através do

método dos elementos finitos em seis tipos de implantes. A magnitude e o

contorno do estresse no osso circundante foram calculados, realizou-se

comparações utilizando implantes do tipo Brånemark, Core-Vent, Denar,

Miler, Stryker e um desenho de implante experimental. A saucerização

resultante da sobrecarga biomecânica poderia ocorrer nos implantes:

Denar, Miter e Driskell. Problemas relatados para a combinação de

sobrecargas e subcargas ao mesmo tempo foram sugeridas por muitas

dos implantes mais populares nos Estados Unidos. Uma pesquisa

adicional, combinando modelos de elementos finito 3-D e estudos

clínicos, foi recomendada para os implantes dentais.

Van Rossen et al.87 (1990) calcularam por meio de análise

de elemento finito a distribuição do estresse ao redor do implante, com e

sem elementos que absorvem o estresse. Um implante isolado e um

implante conectado a um dente natural foram simulados. Para o implante

isolado foi concluído que a variação no módulo de elasticidade do

elemento da absorção do estresse não teve efeito sobre a tensão no

tecido ósseo. Mudando a forma do elemento de absorção de estresse

levou a um pequeno efeito sobre o osso cortical. Concluíram que para o

implante conectado ao dente natural uma tensão mais uniforme foi obtida

ao redor do implante com um baixo módulo de elasticidade no elemento

de absorção de estresse. O osso circundante ao dente natural mostrou

uma redução na altura do pico de estresse.

Pilliar et al.62 (1991) avaliaram o efeito do desenho do

implante: parafuso, superfície porosa total e superfície porosa parcial; em

mandíbulas de cães. Observaram reabsorção na crista óssea para o tipo

parafuso e para o parcialmente poroso e desprezível perda para o

totalmente poroso. Sugerem que a diferença observada pode ser

resultado de diferentes estados de estresse no tecido ósseo, em virtude

do desenho do implante na remodelação óssea.

Clift et al.19 (1992) realizaram uma pesquisa para avaliar a

variação no módulo ósseo ao redor do implante dental. O desempenho

clínico a longo prazo de um implante dental depende da preservação de

uma boa qualidade óssea ao redor do implante e de uma interface sadia

entre o osso e o biomaterial. Boa qualidade óssea depende por sua vez

de um apropriado nível ósseo necessariamente remodelado para manter

a densidade óssea evitando a microfratura óssea e o fracasso. Ambos os

processos são direcionados pela distribuição de stress e tensão no osso.

Nesse estudo foi analisado um implante dental que tem a mesma

geometria do sistema Brånemark, mas com uma superfície bioativa

adicionada com uma cobertura para produzir adesão ao osso. Uma

análise de elemento finito foi realizada sob carga axial de 100N e lateral

de 70N. Carga lateral, na análise das tensões de Von Mises, levaram a

altos valores de tensão na ordem de 18 MPa ao redor do pescoço do

implante. Uma redução no módulo de elasticidade no osso ao redor do

pescoço do implante produz redução no ponto máximo de tensão. Os

resultados nos níveis capazes de induzir fracasso por fadiga são

evidentes nesse osso mais fraco. Essa análise demonstrou que é

extremamente importante ter uma boa qualidade de densidade óssea ao

redor do pescoço do implante para resistir ao pico de estresse previstos

entres 9 e 18 MPa. Falhas podem ocorrer após a implantação e

cicatrização como resultado da falha por fadiga e reabsorção no pescoço

do implante após carregamento fisiológico.

Lum & Osier50 (1992) avaliaram a quantidade total de

força transferida para a crista óssea quando uma carga oclusal horizontal

foi aplicada ao implante, utilizando métodos estatísticos para descrever o

comprimento do implante necessário para suportar aquela carga. Foram

analisados exemplos hipotéticos quando o implante era embutido em uma

massa uniforme de osso e quando esse era “bicorticalizado”. As análises

revelaram que os implantes mais longos que 12mm não reduziram

significantemente a força de transferência proporcionalmente ao aumento

do comprimento. Essa “bicorticalização”, também atenuou a força de

transferência para a crista óssea. Finalmente, a quantidade de força da

transferência é diretamente proporcional à magnitude da carga aplicada

na crista óssea.

Kregzde44 (1993) realizou uma pesquisa apresentando um

método para determinação da disposição ideal dos implantes e a

combinação de prótese pelo método do elemento finito tridimensional.

Método de análise estrutural foi utilizado para distribuição das forças

oclusais em dentes e implantes dentais. Os resultados das análises

mostraram que a distribuição das forças nas superfícies oclusais não

muda significantemente com a mudança da combinação das próteses

unidas ou das posições dos implantes. Os estresses produzidos no osso

são sensíveis para a combinação das próteses esplintadas ou das

posições dos implantes. Estresses induzidos nos implantes para

diferentes combinações de próteses e diferentes posições variaram.

Todavia, a seleção da posição do implante e a combinação das próteses

é crítica para a longevidade e a estabilidade da prótese sobre implante,

sugere a possibilidade de o profissional utilizar um programa

automatizado para sugerir o desenho mais eficiente do ponto de vista

mecânico.

Meijer et al.51 (1993) avaliaram três tipos de modelos para

análise de elementos finitos, sendo: a) modelo tridimensional

representando toda a mandíbula; b) modelo tridimensional representando

parte da mandíbula, entre forames mentonianos e c) modelo

bidimensional. Concluem que o modelo da parcial da mandíbula pose ser

usado com a vantagem de reduzir o tempo de processamento sem

comprometer os resultados.

Meijer et al.52 (1993) realizaram um estudo com análise de

elementos finitos tridimensionais do osso ao redor do implante dental em

mandíbula humana desdentada. O desenho da superestrutura influenciou

a carga no implante dental e à deformação do osso anterior ao forame

mentual em uma mandíbula desdentada. Essa deformação causa

estresse no osso ao redor do implante e pode iniciar uma reabsorção

óssea e a perda do implante. A distribuição do estresse ao redor do

implante dental e da mandíbula foi calculada por meio de um modelo

construído a partir de cortes de uma mandíbula humana, provido com dois

implantes na região entre os forames. Os implantes estavam conectados

por uma barra ou permaneciam sozinhos. Foram carregados por uma

força horizontal de mordida de 10N, uma força vertical de mordida de 35N

e por uma força de mordida oblíqua de 70N. As tensões no osso

localizaram-se ao redor do pescoço do implante. O estresse ao redor do

implante, todavia, não apenas causou uma deformação local no osso

devido ao movimento do implante e interface com o osso circundante,

mas também por causa da deflexão da mandíbula. O maior estresse foi

encontrado nas forças oblíquas de mordida. O menor e o mais alto nível

de estresse foram 7.4 e 16.2MPa em modelos sem a barra e 6.5 e 16.5

MPa no modelo com a barra. Quando as diferenças na magnitude das

forças de mordidas foram eliminadas, a força vertical resultou no mais

baixo estresse. Diferenças na concentração de estresse entre o modelo

com e sem barra foram pequenas e a direção da força de mordida teve

mais influência do que a conexão do pilar ao implante.

Hutton et al.34 (1995) descreveram os resultados de um

estudo multicêntrico de nove unidades clínicas dispostas mundialmente.

Foram selecionados 133 pacientes e instalados 510 implantes, sendo que

117 localizaram-se na maxila e 393 na mandíbula. Após três anos,

observou-se 120 sobredentaduras e 444 implantes, tendo uma falha

média de 9.2%, na maxila houve 27,6% e na mandíbula 3,3%. As

variáveis que se correlacionaram com a falha dos implantes foram a

qualidade e a quantidade do tecido ósseo.

Lewinstein et al.47 (1995) realizaram uma pesquisa para

analisar através do método de elementos finitos um novo sistema (IL)

para suportar um sistema retentor de prótese sobre implante em

cantilever, desenhado para implante curto, apresentando acessório

especial tipo bola. Analisou-se esse sistema e o osso circundante, tanto

quanto a prótese convencional, em duas dimensões. Estresse de tensão

e compressão efetivas e máximas foi determinado. Comparou-se entre as

quantidades de IL – prótese suportada e prótese convencional. O uso do

sistema de suporte na extensão distal da prótese com cantilever diminui

dramaticamente o estresse no osso, extensão distal e implantes. Todavia,

esse sistema deve reduzir as falhas nos implantes, prótese e osso

circundante. Além disso, o emprego de uma prótese de extensão

relativamente longa na região posterior da arcada pode ser possível. Esse

novo sistema é recomendado para pacientes completamente ou

parcialmente edêntulos.

Morgan & James53 (1995) realizaram uma análise

estrutural avaliando a distribuição da força, torque e momento fletor no

sistema de implantes dentários, no qual se estabeleceu quatro implantes

rigidamente conectados entre si por uma barra. A magnitude, direção e

localização da força foram arbitrárias. A solução foi obtida por

expressões analíticas de equações algébricas. Alertam sobre a

importância do “momento” de força como variável importante na

consideração de problemas que envolvam a mecânica sobre implantes.

Patterson et al.61 (1995) avaliaram a força e o momento

fletor transmitido pela prótese aos implantes. Foram instalados cinco

implantes em uma mandíbula humana desdentada, os mesmos

apresentavam-se paralelos ou com até 11° de divergência entre eles.

Sobre os implantes foram instalados pilares protéticos de 10 ou 7mm. Em

cada abutment foi colocado dois extensômetros, sobre eles confeccionou-

se uma barra. O comprimento da extensão livre distal correlaciona-se com

a perda ou fratura do parafuso de fixação da prótese.

Rangert et al.64 (1995) realizaram um estudo da

sobrecarga oclusal na fratura do implante. Trinta e nove pacientes que

apresentaram implantes fraturados foram analisados quanto à provável

causa da falha. Trinta e cinco (90%) das fraturas ocorreram na região

posterior. Trinta (77%) das próteses eram suportadas por um ou dois

implantes, expostos à combinação de cantilever, bruxismo ou fortes

forças oclusais. Foi concluído que a prótese em dente posterior perdido

esta sujeita a um maior risco de sobrecarga. A revisão de literatura indica

que a freqüência de fratura é baixa nessas situações e esse estudo

demonstra que um apropriado plano de tratamento pode prevenir estas

situações de sobrecarga.

Richter67 (1995) estudou in vivo as forças verticais

aplicadas aos implantes durante as funções orais, sendo quantificadas

precisamente através de uma nova técnica para a colocação de um

transdutor diretamente no implante sem qualquer aumento na dimensão

vertical. Os resultados foram comparados com cargas aplicadas ao dente.

Evidenciaram uma força vertical máxima de 60 a 120N durante a

mastigação. Molares e pré-molares isolados demonstraram força vertical

máxima de 120 a 150 N. Fechando em oclusão cêntrica houve um nível

de carga de aproximadamente 50N para ambos os pilares, o dente e a

prótese sobre implante. Prematuridade na oclusão do implante menor que

200µm em altura não mostrou aumento significante do nível de carga.

Sertgöz & Güvener75 (1996) realizaram um estudo

investigando a distribuição de estresse na interface osso/implante com

uma análise tridimensional de elemento finito usando três diferentes tipos

de cantilever e comprimentos de implantes numa prótese parcial fixa

implanto-suportada. Modelos com próteses fixas bilaterais e cantilever

distal, suportados por seis implantes num modelo de osso mandibular.

Nove diferentes modelos tiveram três diferentes cantilevers: 7, 14 ou 28

mm, e implantes com: 7, 15 ou 20 mm de comprimento. Força vertical de

75 N e horizontal de 25 N foram aplicadas na distal do cantilever. Análise

de estresse utilizando o critério de Von Mises para a interface

osso/implante revelou que o máximo de tensão ocorreu na interface mais

distal osso/implante localizado no lado da carga e aumentou

significantemente com o comprimento do cantilever. Todavia, não houve

mudança estatisticamente significante com o comprimento dos implantes.

Tashkandi et al.82 (1996) realizaram um estudo para

análise da tensões, no tecido ósseo, propiciada por próteses implanto-

suportadas que apresentavam cantilever. O comprimento do braço em

extensão de uma prótese implanto-suportada pode ser afetado pela

localização, número e dimensão do implante, forma do arco, dentes

antagonistas e força gerada pela função. Uma costela fresca bovina foi

utilizada para criar uma simulação clínica nas quais três implantes foram

utilizados para suportar uma prótese implanto-suportada. Os implantes

foram conectados por meio de uma superestrutura com cantilever. Seis

medidores lineares de tensão foram colocados em localização estratégica

na qual se pôde informar a concentração de estresse. Os modelos foram

carregados com uma máquina Instron e a carga aplicada de 0 e a 5, 10,

15, 20 e 25 mm ao longo do comprimento do braço em extensão. Cada

teste de carga foi repetido cinco vezes, e cargas de 10 e 20 libras foram

aplicadas. Registro dinâmico de tensão foi registrado em cada medição.

Diferenças significantes na magnitude da tensão entre os locais dos seis

medidores de tensão foram registradas com 10 e 20 libras de carga e em

todos os comprimentos de cantilevers. Os resultados revelaram que a

tensão máxima ocorreu no medidor posicionado no osso cortical depois

do ápice do implante mais distal sob ambas as condições de carga.

Holmes & Loftus32 (1997) realizaram um estudo para

examinar a influência da qualidade óssea na distribuição das forças

oclusais para o implante empregando o método de elemento finito. O

estudo modelou um implante de 3.75 x 10 mm localizado numa secção 12

x11x 8 mm de osso. Variando os parâmetros elásticos indicados para os

elementos ósseos, foram estabelecidas quatro categorias de qualidade

óssea. Uma carga de 100N foi aplicada na superfície oclusal de uma

restauração num ângulo de 30º com o eixo axial do implante.

Concentrações máximas de estresse do Von Mises (δEmax) foram

observadas no aspecto coronário do implante fixado em todos os quatros

casos. Os valores de δEmax foram de 13.7 MPa para o osso tipo 1, para o

tipo 2 foi de 15.8 MPa, no tipo 3 encontrou-se 20.1 MPa e para o osso tipo

4 foi de 26.5 MPA. A magnitude de estresse no osso estava fortemente

correlacionada (r = 0.997) com localização programada do sistema de

implante. A localização do implante no osso com maior espessura da

estrutura cortical e maior densidade resultaria num menor

micromovimento e reduziria a concentração de estresse, desse modo

aumentaria a probabilidade da fixação estabilizadora e integração

tecidual.

Isidor38 (1997) realizou uma pesquisa em macacos para a

análise do osso ao redor do implante acompanhado de uma sobrecarga

ou acúmulo de placa. Cinco implantes tipo parafuso de titânio

comercialmente puro (CP), Astra Tech. foram inseridos nas mandíbulas

de quatro macacos (Macaca Fascicularis). Seis meses depois da inserção

do implante uma prótese parcial fixa foi montada em dois implantes em

um dos segmentos laterais. A prótese estava em contato supra oclusal

causando excessiva carga na direção lateral. Os implantes retentores da

prótese foram escovados uma vez por semana e a limpeza subgengival

foi realizada uma vez por mês. Os implantes restantes nunca foram

limpos e, adicionalmente, uma corda de algodão foi colocada ao redor dos

abutments desses implantes para promover acúmulo de placa. Seis dos

oito implantes com sobrecarga oclusal foram perdidos. Dois desses foram

removidos, enquanto que os quatro restantes foram mantidos na arcada.

Depois de 18 meses, com sobrecarga oclusal ou acúmulo de placa, os

macacos foram sacrificados. Blocos de tecido com os implantes foram

embutidos em resina acrílica. Secções com 50 µm de espessura dos

implantes e tecidos circundantes foram realizadas. Todos os implantes

com acúmulo de placa obtiveram osseointegração, mas exibiram uma

média de 2,4mm de perda óssea marginal, variando de 0,8 a 4,0mm. Dos

seis implantes com sobrecarga oclusal avaliados em análise histológica,

dois implantes em um macaco tinha perdido a osseointegração

completamente e dois outros implantes estavam osseointegrados

somente na parte apical, contudo os dois remanescentes estavam

osseointegrados, entretanto exibiam perda óssea de 1,8 a 1,9mm.

Papavasiliou et al.59 (1997) estudaram o percentual de

osseointegração, considerando 100, 75, 50 e 25% da área de contato

ósseo, quando da aplicação de uma pressão de 10 MPa quando da

aplicação de uma carga axial e a 12° na distribuição do estresse.

Utilizaram o método dos elementos finitos tridimensional, modelando uma

mandíbula na qual se simulou um osso de qualidade “D-3” e utilizaram

como modelo de implante o sistema IMZ que apresenta como desenho da

conexão protética o hexágono interno. Concluíram que o carregamento

oblíquo pode elevar em até 20 vezes o estresse, o grau de

osseointegração não afetou o nível de estresse ou a distribuição das

tensões no carregamento axial ou não axial e que há uma concentração

de estresse na região da crista óssea.

Hobkirk & Havthoulas31 (1998), realizaram um estudo para

testar a hipótese de que a deformação funcional da mandíbula influencia

na distribuição de tensões no osso, no implante e no complexo

restaurador protético. Para tal, foram montados seis implantes do tipo

Brånemark numa réplica, em resina acrílica, de uma mandíbula de um

humano desdentado. As forças foram aplicadas e mensuradas com

quatro medidores de tensão montados para cada um dos 6 pilares

standard de titânio. A mandíbula foi suportada tanto suspensa pela

margem que simulava uma situação natural, como pela sua borda inferior.

Uma estrutura em ouro foi montada em diversas combinações de

implante, aplicando-se cargas oclusais em diferentes locais, sendo que a

resultante de forças em cada pilar foi mensurada. A configuração de

suporte suspenso, natural foi associada com diferenças consideráveis na

força de transmissão quando comparada com suporte pela borda inferior.

Cargas eram extremamente mais bem espalhadas e uma grande força de

extrusão foi detectada, particularmente onde muitos implantes estavam

conectados. Concluíram, portanto, que a deformação funcional da

mandíbula é um fator significante no desenho da prótese suportada por

implante mandibular, gerando questionamentos nos valores das técnicas

dos modelos que não permitem esse fenômeno.

Patra et al.60 (1998) realizaram um estudo e descreveram

a simulação do comportamento mecânico de dois tipos de implantes

dentais, desenvolvendo diretrizes para o desenho destes. Foram

utilizadas representação bi e tridimensional, cargas cíclicas dinâmicas e

estáticas, modelos de diferentes materiais, cargas axiais e cargas

direcionadas num ângulo da oclusal. Um modelo original de trabeculado

ósseo foi usado para incorporar efeitos de fadiga. Foram modelados,

também, direção do comportamento do material, perda progressiva do

osso e osseointegração parcial. O desenho do implante do tipo

Brånemark exibiu altos níveis de estresse no osso, maiores do que os

observados no implante da BUD Medical Devices Inc., que apresenta

perfil de rosca paralelo. O implante BUD distribuiu o estresse de maneira

mais uniforme quando comparado ao do tipo Brånemark. Estudos que

investigam 25%, 75% e 100% da osseointegração mostraram que a

cortical óssea carregou a maioria da carga, resultando assim uma

sobrecarga principal para a perda óssea da crista. O aumento da perda

da crista óssea leva a um aumento da carga que é transferida diretamente

para o frágil tecido ósseo trabecular. Finalmente, foi mostrado que com

um apropriado implante redesenhado, cargas podem ser transferidas de

maneira mais uniforme para o implante.

Stegaroiu et al.78 (1998) realizaram uma pesquisa para

analisar a influência do tipo de restauração na distribuição do estresse no

osso ao redor do implante. Foi utilizado o método de análise

tridimensional de elemento finito para avaliar o estresse no osso ao redor

do implante usando três desenhos de tratamento para mandíbula

parcialmente edentula, sob cargas: axial (AX), buco-lingual (BL), ou

mesio-distal (MD). Para cada uma dessas cargas, o maior estresse foi

calculado no modelo de prótese com cantilever suportada por dois

implantes (M2). Menos estresse foi encontrado no modelo com prótese

parcial fixa convencional em dois implantes (M3), e menor estresse ainda

foi calculado no modelo com três coroas conectadas suportadas por três

implantes (M1). Quando BL foi aplicada no M3, o estresse no osso cortical

foi alto comparando com o M2 sob a mesma carga. Quando AX ou MD foi

aplicado em M3, o estresse no osso cortical foi baixo, semelhante ao

encontrado em M1 sob as mesmas cargas.

Stegaroiu et al.79 (1998) realizaram uma pesquisa com o

objetivo de analisar tridimensionalmente através de elemento finito a

influência do material protético na distribuição de estresse no osso e no

implante. Essa análise dirigida para avaliar a distribuição de tensões no

osso, implante e pilar protético sob prótese unitária ou de 3 elementos em

liga de ouro, porcelana ou resina (acrílico ou compósito). Uma carga foi

aplicada axialmente e vestíbulo-lingualmente no centro do pôntico. Em

cada parte do modelo foi encontrado estresse máximo equivalente tanto

no ouro como na porcelana. Em quase todos os casos, o estresse no

modelo com prótese de resina foi similar ou mais alto que os modelos

com os outros dois materiais protéticos. O maior aumento no estresse foi

encontrado no implante-abutment unitário sob carga axial. O papel de

proteção da resina para com a interface implante-osso não pôde ser

demonstrado sob essas condições de análise.

Teixeira et al.83 (1998) realizaram uma pesquisa para

comparar diferentes modelos mandibulares com implantes nos resultados

da análise através de elementos finitos. Maior validade na análise de

elemento finito requer modelos detalhados que aumenta a quantidade e

consequentemente o tempo para se realizar os cálculos necessários ao

resultado da simulação. Procuraram-se desenvolver um novo método que

calcule uma diminuição do número de elementos do modelo, levando a

uma diminuição do número de cálculos. Foram desenvolvidos dez

modelos de mandíbula com diferentes comprimentos, baseando-se nos

dados gráficos tridimensionais da estrutura óssea ao redor do implante

osseointegrado. A análise da distribuição de estresse acompanhada por

uma carga de 100N aplicada na fixação no plano mais externo dos

modelos indicou que o menor comprimento ósseo aceitável para a

representação da análise de elementos finitos seria de 4.2mm,

considerando o sentido látero-lateral. Além disso, a unificação dos

elementos localizados distantes das superfícies do implantes não afetou a

distribuição de estresse. Esses resultados sugeriram que é possível

desenvolver um modelo para o método de elementos finitos para o

implante na mandíbula mais simples sem afetar a distribuição das

tensões.

Brunski12 (1999) realizou um estudo in vivo da resposta à

carga biomecânica na interface implante/osso. Desde que implantes

dentais podem receber forcas e torque relativamente grandes magnitudes

durante a função, um melhor entendimento da resposta óssea in vivo sob

carga deve auxiliar no desenho do implante. O autor descreve parâmetros

que são essenciais nesses problemas: a) modelos teóricos e dados

experimentais são importantes para entender cargas sobre implantes

como um auxílio no planejamento do caso. b) pelo menos por alguns

meses da cirurgia, a cicatrização óssea nos espaços entre o implante e o

osso, assim como uma lesão óssea pré-existente determinará as

propriedades e as estruturas da interface. A cicatrização em andamento

cria um ambiente complexo. c) estudos recentes revelam que existe uma

linha de cimento interfacial entre a superfície do implante e o osso. Desde

que a linha de cimento num osso normal tem sido identificada como uma

interface fraca, uma linha de cimento na interface biomaterial-osso deve

também ser um ponto fraco. De fato, dados do cisalhamento interfacial e

teste de resistência a adesão são consistentes com essa elaboração

teórica. d) micromovimento interfacial excessivo logo após a implantação

interfere com a cicatrização óssea local e predispõe a uma interface com

tecido fibroso ao invés da osseointegração. e) grandes tensões podem

danificar osso. Para implantes que devem cicatrizar “in situ” por muitos

meses antes de serem carregados, dados suportam a hipótese de que

ocorre sobrecarga interfacial se as tensões são excessivas na interface

óssea. Enquanto a adaptação óssea para a aplicação de carga é um

conceito da carga tardia com vistas à fisiologia óssea, explicações

alternativas, não mecânicas, e a possibilidade de diferentes tipos de osso

devem ter distintas sensibilidade para carga sob cicatrização versus

condição de carregamento mediato.

CHANG et al.17 (999) realizaram uma pesquisa para

avaliar se as tensões produzidas no osso trabecular comportam-se de

modo isotrópico, por exemplo, independente da direção da carga, um

respaldo decisivo para essa hipótese tem sido difícil de captar.

Resistência à tração e compressão foi mensurada em 51 espécimes de

osso trabecular da tíbia bovina, orientação axial, ao longo da orientação

principal do trabeculado e não axial, 30-40º oblíquo ao axial. Produção de

tensão na orientação axial e não axial foram simuladas em tração (0.80 ±

0.03% comparado com 0.85 ± 0.04%, p=0.21) e compressão (0.97 ±

0.05% comparado com 0.96 ± 0.07%, p > 0.99); como esperado, o

módulo e força dependem da direção da carga. Quando considerado um

experimento em osso trabecular de tíbia bovina, mostrou produção de

tensão similar entre carga axial e a 90º não axial, esse resultado

estabelece firmemente isotropia da produção de tensão em trabeculado

ósseo de tíbia bovina quando de ensaio uni-axial. Esse osso é de alta

densidade, no formato tipo disco, a arquitetura é ansiotrópica. Todavia, a

produções de tensão para carga uniaxial são esperadas isotrópicas, ou

próximo disto, para outros tipos de densidade óssea são necessários

mais trabalhos para confirmar e estabelecer esse comportamento do osso

de menor densidade.

Sato et al.72 (1999) estudaram a eficácia de um novo

algoritmo na construção tridimensional de elemento finito de osso

trabecular na biomecânica do implante. Maior validade na análise de

elemento finito na biomecânica do implante requer elementos adequados

para a malha. Todavia, excesso de elementos eleva a necessidade de

memória no computador e tempo de cálculo. Para avaliar a eficácia desse

novo algoritmo, estabeleceu-se para maior validade a construção do

modelo sem downsizing, foram construídos tridimensionais do

trabeculado ósseo com elementos de diferentes tamanhos: 300, 150 e 75

µ. Quatro algoritmos de stepwise foram graduados de um a quatro, o

trabalho do módulo de Young foi usado de acordo com o volume ósseo no

elemento individual cúbico e então foi analisada a distribuição de estresse

contra a carga vertical. O modelo com o elemento de tamanho de 300µm,

com quatro graduações de acordo com o módulo de Young

correspondente ao volume ósseo em cada elemento apresentou

distribuição similar de estresse no modelo com tamanho de 75µm. Os

resultados mostraram que o novo algoritmo foi eficiente, o uso do

elemento com 300µm para representação do trabeculado ósseo foi

proposto, sem uma mudança crítica nos valores de estresse e pela

possibilidade de otimizar os cálculos computacionais.

Duyck et al.22 (2000) estudaram a distribuição e

magnitude das forças oclusais em próteses sobre implantes registrando o

tipo, axial e o momento fletor, em 13 pacientes submetidos a uma carga

controlada de 50N aplicada em vários locais da superfície oclusal de uma

prótese total fixa. A avaliação foi realizada por meio de strain gauges

instalados nos pilares protéticos. A prótese era suportada por cinco a seis

implantes e se repetiu o teste com a prótese suportada por três a quatro

implantes. Concluiram que a carga aplicada na extensão livre produziu

um efeito de “tesoura” que induziu consideráveis forças de compressão

nos implantes mais próximos do local de aplicação da carga e menores

tensões nos outros implantes. Observou-se um aumento nas tensões na

medida em que se diminuiu o número de implantes de suporte para a

prótese. O momento fletor foi mais alto quando se empregou apenas três

implantes.

Sato et al.73 (2000) avaliaram o efeito da distribuição de

tensões no parafuso de ouro na situação de carregamento perpendicular

à cúspide com 10 ou 20° de inclinação. Foi empregado um sistema de

três implantes, instalados na região mandibular dos dentes 34, 35 e 36, o

sistema foi padrão Brånemark de 3,75mm de diâmetro por 10mm de

comprimento e pilar protético Miruscone. Os implantes foram estudados

quando colocados em linha reta ou em desalinhamento, colocação

vestibular ou lingual do implante, bem como do efeito do implante de

plataforma larga na região posterior. Realizaram uma análise geométrica

tridimensional auxiliada pelo método dos elementos finitos tridimensionais

para o cálculo das tensões nos parafusos de retenção da coroa.

Concluiram que o offset não diminuiu o estresse sobre os parafusos, no

entanto, o implante de diâmetro largo na região posterior e a diminuição

da inclinação da cúspide de 20 para 10° contribuíram para um decréscimo

de estresse sobre o parafuso.

Sato et al.74 (2000) realizaram um estudo através de

elemento finito sobre as tensões em prótese com base macia (soft). Para

reunir conhecimentos a respeito destas bases e determinar critérios para

sua seleção foram avaliadas as propriedades no que diz respeito à

distribuição das tensões. Modelou-se a crista superior da mandíbula

parcialmente edentula. Foram analisadas seis combinações de rebordo:

mucosa com 1 ou 2 mm; prótese com base macia com 1, 2 e 3 mm e 18

combinações do módulo de Young, sendo três tipos para a mucosa e seis

tipos para a prótese. A proporção do máximo para o mínimo estresse na

mucosa, proporção de estresse, foi calculada para estimar a

concentração de tensões. No caso de mucosa fina, espessura de 1 mm,

com o mais baixo módulo de Young para a prótese com base macia

obteve-se a mais baixa proporção de estresse. Todavia, se a base da

prótese com o módulo de Young menor que o da mucosa o estresse

concentra-se adversamente. Esses resultados sugerem que a

elasticidade da base da prótese “macia” deve combinar a elasticidade da

mucosa para obter o efeito de proteção ideal.

Geng et al.25 (2001) realizaram uma extensa revisão da

literatura a respeito da aplicação da análise de elementos finitos na

implantodontia. Discutem-se os achados dos estudos do método com

relação à interface osso-implante, implante-prótese e elementos múltiplos

de prótese sobre implantes. Concluiram que a análise de elementos

finitos pode predizer o comportamento biomecânico dos sistemas de

implante dental, o grau de fidelidade da modelagem afeta a capacidade

de prognóstico do método. Modelos mais realísticos da geometria

complexa e detalhada do tecido ósseo podem ser gerados com auxílio de

técnicas avançadas de imagem digital. A análise de elementos finitos

pode ser aplicada para auxiliar na otimização do desenho de novos

sistemas de implantes.

O`Mahony et al.58 (2001) avaliaram o efeito da

propriedade isotrópica ou anisotrópica nos resultados da análise de

elementos finitos. No osso cortical a caracterização anisotrópica quando

comparada à isotrópica aumenta de 20 a 30% o nível de estresse e

deformação, entretanto, no osso trabecular o aumento do estresse e

deformação foi menos significante. Concluiram que a anisotropia deveria

ser considerada nos estudo de elementos finitos.

Rees65 (2001) realizou uma investigação sobre a

importância do ligamento periodontal e osso alveolar como estruturas de

suporte em estudos que utilizam a análise de elementos finitos. Muitos

estudos têm sido publicados na literatura odontológica utilizando esta

ferramenta. Alguns deles têm incluído parte ou toda a raiz, enquanto

outros incluíram o ligamento periodontal e o osso alveolar. O objetivo

desse estudo foi examinar qual das estruturas de suporte foi importante

para o modelo quando analisa-se a distribuição do estresse no interior do

dente. No plano de tensão bidimensional foi desenvolvido um modelo de

elemento finito de um segundo pré-molar inferior que incluí o ligamento

periodontal de suporte e o osso alveolar. Duas cargas de 50N foram

aplicadas para simular o efeito da carga em oclusão cêntrica. As tensões

foram registrados ao longo de dois planos horizontais, um na coroa e um

na região cervical. Cada um das estruturas de suporte foi

sistematicamente removido e a estrutura remanescente reanalisada. Foi

encontrada uma particularidade importante para incluir o ligamento

periodontal e o osso alveolar quando houve o compromisso da análise de

elemento finito que envolve o elemento dentário.

Dalkiz et al.20 (2002) realizaram um estudo para investigar

os desenhos de próteses osseointegradas em casos de desdentado

parcial com extremidade livre usando a comparação da interpretação de

estresse no método tridimensional do elemento finito. Três modelos de

próteses osseointegradas com extremidade livre com vários desenhos de

conectores: conector rígido em um pilar dental e em pilar de implante,

conector rígido em um implante e dois abutments dentais e conectores

rígidos em um implante e três pilares dentais foram estudados sob carga

vertical, vetíbulo-lingual e linguo-vestibular à 30º do eixo axial. Quando a

prótese parcial fixa foi conectada em três.

Güngor et al.27 (2002) realizaram uma pesquisa para

avaliar a força de remoção de coroa cônica telescópica utilizando-se da

analise de elemento finito. As próteses parciais removíveis suportadas por

uma coroa telescópica são uma alternativa diretamente relacionada à

retenção da prótese parcial removível. A distribuição do estresse nos

retentores e nos tecidos circundantes criados pela coroa cônica

telescópica de diferentes tamanhos: 4, 5, 6mm e conicidade de 0, 2, 4 e

6º foram investigados. Os valores de tensões obtidos foram avaliados na

condição de deformação ou tensão. A perda de força da coroa secundária

foi determinada como 5N. Foi determinado o aumento da tensão na

dentina, na estrutura de metal, no osso alveolar, no ligamento periodontal

e na polpa através do aumento da altura e conicidade. A razão do

aumento da força tensional com o aumento da conicidade foi um

resultado da constante perda da força de 5N aplicada em todos os

modelos experimentais. A deformação foi mais efetiva do que a tensão

com um elevado estresse situado na região cervical da estrutura de metal.

O propósito desse estudo foi determinar a força exercida no dente e nos

tecidos circundantes pela perda da coroa secundária.

İplikçioğlu & Akça36 (2002) avaliaram o efeito do número,

diâmetro e comprimento do implante na distribuição do estresse em torno

das fixações de suporte de uma prótese parcial fixa de 3 elementos na

mandíbula posterior, numa condição de classe II de Kennedy. Uma

mandíbula humana com ausência do segundo pré-molar e molares

esquerdos teve sua superfície digitalizada. Foi gerado um modelo para a

análise de elementos finitos tridimensionais no qual foi definida uma

cortical uniforme de 1 a 1,5 mm de espessura em torno do osso

trabecular, no pescoço do implante foi estabelecido uma cortical de

1,25mm de espessura, sendo que o restante do implante foi instalado no

osso esponjoso. As propriedades do osso para o método dos elementos

finitos foram definidas como isotrópico, homogêneo e linearmente

elástico. A prótese parcial fixa de 3 elementos foi testada em 6

configurações: dois planejamentos nos quais três implantes de 3,75mm

de diâmetro por 8 ou 10mm de comprimento e quatro planejamentos nos

quais dois implantes de 3,75 de diâmetro por 8 ou 10mm de comprimento

ou dois implantes de 4mm de diâmetro por 8 ou 10mm de comprimento

suportam a prótese. Foi realizado um carregamento na cúspide vestibular

com uma carga oblíqua de 400N, 200N vertical e 57N horizontal, cada

carga foi aplicada separadamente. Foram avaliados a tensões de tração,

compressão e o mapa de estresse de Von Mises. O menor nível de

estresse foi encontrado na situação na qual foi instalado dois implantes de

4,1mm de diâmetro por 10mm de comprimento para suporte a prótese

parcial fixa de 3 elementos.

Nagasao et al.54 (2002) avaliaram a localização e a

intensidade do estresse em torno de 4 implantes instalados na região dos

segundos pré-molares e caninos de mandíbulas que tiveram parte do

segmento do corpo mandibular reconstruído, tendo-se os grupos: Tipo 1-

mandíbula desdentada normal; Tipo 2- segmento esquerdo; Tipo 3-

segmento central; Tipo 4- Segmento central e esquerdo; Tipo 5- corpo

mandibular, incluindo o segmento direito, esquerdo e a parte central; Tipo

6- segmento direito e central; Tipo 7- segmento direito. O modelamento

tridimensional foi obtido a partir da tomografia de uma mandíbula. Foram

retirados cortes de 1mm a cada 3 a 5 cortes para que fossem utilizados

na construção do modelo tridimensional. Em cada corte 20 a 30 pontos

foram marcados delimitando o osso cortical e trabecular, estes pontos

foram conectados formando um modelo “aramado”. A área de

reconstrução da mandíbula foi com enxerto da fíbula que teve sua

construção virtual realizada da mesma forma. Uma carga de 300N foi

aplicada no lado direito da extensão distal da estrutura da prótese. O

mapa de tensões de von Mises evidenciou que a localização e

intensidade do estresse em torno dos implantes difere significativamente

entre os vários tipos de reconstrução mandibular.

Rees66 (2002) estudou o efeito da variação da carga

oclusal na evolução da lesão de abfração, em estudo de elemento finito.

Abfração ou perda dental não cariosa na região cervical é pobremente

entendida e um fator que possivelmente contribui para a evolução dessas

lesões é o efeito da carga oclusal. O propósito desse estudo foi examinar

o efeito que variando a posição da carga oclusal sobre o contorno do

estresse na região cervical de um segundo pré-molar inferior usando um

plano bidimensional de tensão. Uma carga de 500N foi aplicada para

cada uma das cúspides ou em várias posições ao longo das inclinações

cuspídeas. Foi encontrado que as cargas aplicadas no aspecto interno

das inclinações vestibular e lingual das cúspides produziram máximo valor

de estresse principal acima de 358 MPa que excedeu a conhecida falha

de estresse para o esmalte.

Van Oosterwyck et al.86 (2002) estudaram o efeito da

presença de deiscência vestibular e/ou lingual na distribuição de estresse

do implante para o osso de suporte. Foi construído um modelo da

mandíbula, realizando-se o desenho tridimensional assistido por

computador (CAD) a partir das imagens da tomografia computadorizada,

aplicou-se uma carga vertical de 100N e um horizontal de 20N sobre um

implante cilíndrico de 3,75mm de diâmetro por 13mm de comprimento e

um pilar protético com 5,5mm. A presença da deiscência aumenta o risco

de sobrecarga e deformação no lado mesial e distal, entretanto, no local

do defeito ósseo, vestibular e/ou lingual, não houve aumento da

deformação.

Akça et al.6 (2003) realizaram um estudo para avaliar as

características mecânicas do complexo implante/abutment de um sistema

de implante dental, ITI, com diâmetro reduzido utilizando análise de

elemento finito não linear. Para tal, foi utilizado um modelo de implante

tipo parafuso com 3.3 mm de diâmetro x 10 mm e um pilar protético com

6º de conicidade e 4 mm de altura. Esse complexo implante-abutment foi

embutido verticalmente no centro de um cilindro de acrílico de 1,5cm ø x

1,5cm de altura. Uma carga vertical e outra oblíqua de 300N foram

simuladas separadamente. A área de contato foi definida entre a conexão

implante-abutment e a análise do elemento finito não linear foi realizada.

Analisou-se a magnitude e a distribuição da tensão de von Mises e as

características de deslocamento. Na carga vertical a mapa de tensões

equivalentes evidenciou uma concentração de tensões ao redor da

conexão implante-abutment na origem do parafuso e ao redor do colar do

implante. Já no carregamento oblíquo resultou em aumento de stresse na

região do implante, próximo de ceder à resistência do titânio. Valores

substituídos sob ambas as condições de cargas foram resistentes,

principalmente na junção implante-abutment no nível do parafuso e no

colar do implante. O pescoço desse implante é uma zona potencial de

fratura quando sujeito a alta força inclinada. O redutor de diâmetro do

implante ITI pode beneficiar o reforço dessa região.

Hansson29 (2003) realizou um estudo na interface do

implante do tipo Morse e pilar protético ao nível do osso marginal. Tem-se

à hipótese de que a reabsorção do osso marginal deve resultar de micro-

dano acumulativo no osso. Considerando isso, o implante dental deveria

ser desenhado de tal forma que o aparecimento de pico de estresse no

osso seja minimizado. A carga em um implante pode ser dividida em

componentes verticais e horizontais. Em estudos recentes foi descoberto

que o pico de estresse no osso resultante do componente de carga

vertical e daqueles resultantes de carga horizontal surge no topo do osso

marginal, e coincidem espacialmente. Esses dois picos de estresse

adicionados juntos produzem o risco de uma reabsorção óssea induzida

por estresse. Usando a analise de elemento finito foi encontrado que a

interface de implante Morse com o pilar no nível do osso marginal, em

combinação com os elementos de retenção no pescoço do implante, e

com adequados valores da espessura da parede do implante e módulo de

elasticidade, o pico de estresse resultante da carga axial surgiram bem

mais abaixo no osso. Isso significa que eles estavam espacialmente

separados do pico de estresse resultante das cargas horizontais. Se a

mesma interface abutment/implante fossem colocados 2 mm mais

coronariamente, esses benefícios desapareceriam e também resultaria

num aumento substancial do pico de estresse no osso.

Ishigaki et al.37 (2003) realizaram um estudo com o

propósito de avaliar a distribuição do estresse no osso de suporte ao

redor do implante e do dente natural sob função mastigatória. Modelos

tridimensionais usando elemento finito de uma mandíbula com um

primeiro molar inferior e de um implante de titânio na região de molar

foram construídos. As direções da restrição ao deslocamento do modelo

foram determinadas de acordo com a trajetória da mastigação no

fechamento. O modelo com o dente evidenciou uma leve distribuição de

tensões no osso de suporte, com baixa concentração de estresse ao

redor do pescoço do dente. O modelo de implante mostrou concentração

de estresse no osso ao redor do pescoço do implante, especialmente na

área vestibular. Durante a trituração o implante mostrou maior

concentração de tensão de estresse do que o modelo no qual houve a

cinemática de abrir e fechar. Os resultados desse estudo ressaltaram a

importância da oclusão sob função de fechamento para entendimento

biomecânico do implante oral.

Lanza45 (2003) empregou o método dos elementos finitos

para avaliar o comportamento mecânico de 4 implantes, 2 inclinados a

35° e com 15 mm de comprimento colocados paralelos à parede anterior

do seio maxilar, sendo os outros 2 instalados anteriormente, região dos

incisivos laterais. Os implantes estavam interligados por uma barra rígida,

simulando uma prótese fixa com e sem extensão distal, sendo aplicado

uma carga de 100, 50 e 25N. O modelo da maxila foi obtido a partir da

imagem do exame da tomografia computadorizada, gerando linhas e

pontos que foram transportados para o programa Autocad e deste para o

Ansys. Concluiu que o carregamento gera maiores tensões nos

componentes mais próximos do local de aplicação da carga, as cargas

látero-horizontais, simulando desoclusão, geram maiores tensões no lado

oposto ao da aplicação da força, as tensões concentraram-se na

plataforma de assentamento, a extensão distal aumentou em 3 vezes a

deformação da barra sob carga vertical.

Lucas et al.49 (2003) avaliaram a influencia da força de

mordida na prótese parcial removível inferior de extremo livre associado a

implante osseointegrado de 3,75mm de diâmetro por 10mm de

comprimento, padrão Brånemak. Utilizaram a análise de elementos finitos

bidimensional na avaliação do mapa de tensões gerado pelo

carregamento com 50N, na ponda de cúspide do dente 33, no eixo

vertical e a 45°, no sentido de mesial para distal e vice-versa. Foram

realizados 3 modelos para a simulação: A- modelo com o dente 33 e o

rebordo desdentado posterior; B- o mesmo que o modelo anterior

acrescido de uma prótese parcial removível de extremo livre; C-

semelhante ao B com um implante como suporte posterior. Concluiram

que a tendência ao deslocamento da prótese parcial removível é menor

quando há apoio distal do implante, as forças oblíquas de 45° promovem

uma tendência de deslocamento e tensões maiores que a força vertical, a

presença do implante sob a prótese gera alívio do dente suporte.

Nagasao et al.55 (2003) estudaram o efeito do

carregamento horizontal em 4 implantes cilíndricos, 3,75mm de diâmetro,

instalados na região dos segundos pré-molares e caninos de mandíbulas

reconstruídas com enxerto da fíbula e suportando uma prótese fixa.

Modelos tridimensionais foram construídos simulando diferentes

condições de reconstrução dos segmentos do corpo mandibular

enxertado, obtendo-se os seguintes grupos: Tipo 1- mandíbula

desdentada, sem reconstrução; Tipo 2- segmento esquerdo; Tipo 3-

segmento central; Tipo 4- segmento esquerdo e central; Tipo 5-

reconstrução bilateral e central; Tipo 6- segmento central e direito; Tipo 7-

segmento direito. Uma carga de 50N foi aplicada na região de extremo

livre da prótese. As tensões de Von Mises foram calculadas com o auxílio

do programa Ansys (EUA). Concluiram que a localização e direção do

estresse em torno dos implantes foram influenciadas pela característica

estrutural da mandíbula reconstruída.

Tanaka et al.81 (2003) através da análise de elemento

finito investigaram a força oclusal como um possível mecanismo de

formação de lesão cervical. Recentemente vários autores têm proposto

uma interessante idéia que a força oclusal deve ser o principal fator em

lesão cervical dos dentes. Tem se especulado que a força lateral numa

mastigação não ideal causa uma inclinação e que essa resulta numa

tensão de estresse danificando a superfície do esmalte. Nesse estudo,

através da análise bidimensional de estresse pelo método de elemento

finito (FEM), investigou-se usando uma teoria da deformação plástico-

elástico em incisivo central superior e primeiro molar inferior. A

característica essencial que a tração produz resistência muito menor do

que a compressão foi levada em consideração. Os resultados sugeriram

que a carga oblíqua no dente altera a superfície do esmalte próximo da

junção amelo-cementária e causa deformação plástica que eventualmente

leva a uma lesão cervical.

Verri et al.88 (2003) estudaram a influência do diâmetro e

comprimento do implante padrão Brånemark como suporte para a prótese

parcial removível de extremo livre. Utilizaram o método dos elementos

finitos bidimensional. Foram elaborados oito modelos de uma hemi-

arcada mandibular, com a presença dos dentes 33 e 34, nos seguintes

grupos: A- sem prótese parcial removível (PPR); B- com PPR e sem a

presença do implante; C- com a PPR e a presença do implante de 3,75

por 7mm; D- com PPR e implante de 3,75 por 10mm; E- com PPR e

implante de 3,75 por 13mm; F- com PPR e implante de 5 por 7mm; G-

com PPR e implante de 5 por 10mm; H- com PPR e implante de 5 por

13mm. O carregamento foi vertical e com 50N na ponte de cúspide.

Concluiram que o modelo com PPR e sem implante apresentou a maior

tendência ao deslocamento, quanto maior o comprimento e diâmetro dos

implantes menores foram as tensões. A condição na qual a PPR não

apresenta suporte com implantes leva a tensões de Von Mises superiores

à situação não qual não há prótese.

Alexander & Ricci8 (2004) avaliaram o efeito da

microtexturização, com LASER, da região cervical do implante na

distribuição do estresse. Utilizaram o método dos elementos finitos e

simularam uma carga de 80 N. Advogam que o desenho e superfície da

microrosca cervical contribuem para diminuir o risco de sobrecarga no

osso cortical podendo resultar na preservação do osso da crista.

Çehreli et al.16 (2004) realizaram um estudo com o

propósito de comparar o comportamento da transmissão da força em uma

peça (1-P) e em duas peças (2-P) de implante oral com interface protética

do tipo Morse. Um modelo de elemento finito tridimensional do implante e

do pilar protético foram construídos separadamente. O complexo

implante-abutment foi embutido num cilindro de resina com 1,5cm de

diâmetro por 1,5cm de altura. Forças vertical e oblíqua de 50N e 100N

foram aplicadas no abutment resultando nos resultados das análises.

Primeiro, a análise do contato foi interpretado no complexo implante-

abutment para avaliar um implante 2-P, e em seguida, os componentes

foram unidos com uma força de separação de 1020 N para analisar o

implante 1-P. Na análise de tensões de Von Mises, as tensões principais

e o deslocamento na resina foram o mesmo em ambos os desenhos, sob

força vertical. Já sob força oblíqua, as tensões principais e o

deslocamento da resina foram o mesmo, porém a magnitude das tensões

de von Mises foram maiores no implante 2-P. A distribuição das tensões

ao redor de ambos os implantes no acrílico, simulando o tecido ósseo,

foram similares sob ambas as condições de carga. Concluíram, portanto,

que o implante 2-P tem um maior estresse mecânico sob força oblíqua.

No entanto, os 1-P ou 2-P com o formato Morse não é um fator decisivo

para a magnitude e distribuição de tensões e deslocamento em tecidos de

suporte.

Güngor et al.28 (2004) realizaram um estudo que

apresentou a análise de estresse de um primeiro pré-molar inferior

restaurado com coroas de cerâmica sob carga térmica como o resultado

do consumo de liquido quente/frio na boca usando a análise de elemento

finito tridimensional. Na primeira etapa do estudo foi calculada a mudança

de temperatura com o consumo de líquido quente/frio. A distribuição do

estresse térmico em função da mudança de temperatura foi então obtida.

A carga térmica variando entre 60 e 15°C foi aplicada em todos os

modelos preparados. A distribuição de temperatura e tensões foram

demarcadas para pontos críticos, os quais eram os pontos de transmissão

de deformação para tensão ou de tensão para deformação quando os

líquidos frios ou quentes são consumidos. As mudanças de temperatura

na boca podem causar fadiga térmica e deve afetar negativamente a

estabilidade do material. De acordo com os resultados das tensões

térmicas nesse presente estudo o IPS, Empress, Carrara press ceramic, e

Ceramco FAC, materiais cerâmicos, exibiram valores diferentes enquanto

que o material IPS Empress 2 mostrou propriedade similar ao do esmalte.

Huang et al.33 (2004) estudaram o efeito da utilização do

sistema de implante hexágono externo de plataforma regular, cujo módulo

de rebordo é 4mm, e o de plataforma larga, módulo de rebordo 5mm, na

prótese parcial fixa de segundo premolar a primeiro molar inferior.

Utilizaram o método dos elementos finitos tridimensionais simulando a

aplicação de uma carga de 100N a 45° na cúspide vestibular. Concluíram

que na região molar a utilização de dois implantes de plataforma regular

ou um implante de plataforma larga apresenta comportamento

biomecânico superior à utilização apenas de implantes de plataforma

regular.

Métodos da engenharia reversa foram empregados por

Kasemsarn & Sitthiseripratip41 (2004) para a construção de modelos

complexos e irregulares de próteses dentais. Utilizaram à digitalização do

contorno externo de prótese parcial removível, prótese total e prótese

sobre implante e o tratamento com algoritmo do software Geomagic

Studio (Raindrop, EUA) para “renderização”. Grampos da prótese parcial

removível foram modificados pelo programa Surfacer (Imageware, EUA).

Os arquivos tridimensionais originados foram exportados no formato IGES

para a geração da malha a ser utilizada na análise de elementos finitos.

Concluiram que a técnica é plausível para a utilização em pesquisas

odontológicas e apresenta acurácia suficiente para o método dos

elementos finitos.

Kitagawa et al.42 (2004) analisaram o comportamento do

implante/abutment nos sistemas de interface protética Morse e no

hexágono externo, simulando através do método dos elementos finitos a

aplicação de um impulso de 100N no centro da superfície oclusal. O

desenho do sistema de implante influenciou na resposta ao carregamento

dinâmico. No modelo de hexágono externo a tendência à rotação pode

comprometer a conexão implante/abutment. No sistema Morse não se

observou a predisposição à rotação.

Lin et al.48 (2004) realizaram um estudo utilizando-se da

análise de elemento finito. De acordo com o conceito do seu desenho, a

prótese adesiva de resina, comparada com a prótese parcial convencional

fixa, tem uma estrutura mais fraca e instável. Portanto a prótese adesiva

de resina induz a uma maior razão de falhas, especialmente na região

posterior. Recentemente, agentes adesivos têm sido extremamente

melhorados. Todavia, o desenho da diretriz da prótese adesiva posterior

de resina (RBP) raramente tem sido avaliado de uma perspectiva

biomecânica. O objetivo desse estudo foi investigar o efeito da

biomecânica da espessura do retentor na parte posterior da RBP usando

o método de elemento finito. Um modelo sólido da prótese adesiva

posterior mandibular, empregando o segundo molar e o segundo pré-

molar como pilar, foi construído e encaixado com várias espessuras de

retentores de 0.2 a 1.0 mm. Cargas horizontal e vertical de 200N foram

aplicadas respectivamente na fossa central do pôntico para examinar o

nível de estresse na interface entre o retentor e o pilar. Todos os nós na

raiz, abaixo da junção amelo-cementária, foram fixados como condição

limite. Os resultados mostraram que a carga horizontal induziria a uma

tensão interfacial mais alta que o estresse vertical, indicando assim que o

componente horizontal da força oclusal faz importante papel na avaliação

do fenômeno de falha na descimentação. Além disso, o pico do estresse

interfacial aumentou como a diminuição da espessura retentora, baseado

na relação de instalação entre a espessura do retentor e o estresse

interfacial, uma espessura de retenção de 0.4 mm foi sugerida como o

mínimo requerido para prevenir o aumento severo do estresse interfacial.

Jeong et al.40 (2004) avaliaram o efeito da posição e

direção da aplicação da carga na distribuição das tensões para o tecido

ósseo de suporte. Utilizaram o método dos elementos finitos

tridimensionais no qual simularam a aplicação de uma carga de 200N na

cúspide central do primeiro molar inferior no sentido vertical, empregaram

a mesma magnitude de força na direção oblíqua a 15° tendo-se como

sentido de fora para dentro da coroa e a 30° na mesma direção, porém

nos dois sentidos: de fora para dentro e também de dentro para fora da

coroa. Concluíram que o carregamento não axial a 30° e no sentido de

dentro para fora da coroa foi o que promoveu a maior concentração de

estresse no osso cortical, sendo que o comportamento biomecânico pode

ser otimizado tendo-se o cuidado de diminuir o momento fletor.

Rommed et al.70 (2004) realizaram um estudo para

investigar por meio do método de elemento finito o comportamento

mecânico de três desenhos de prótese parcial fixa (FPD) para a

substituição do primeiro pré-molar superior utilizando-se o conceito de

arco dental encurtado. A biomecânica das FPDs e suas estruturas de

suporte sob diferentes hipóteses de carga oclusal foram analisadas com

modelos bidimensionais, lineares e carga estática para investigar o

deslocamento e a distribuição do estresse para cada desenho de FPD,

com atenção especial para a variação de estresse ao longo de retentor-

pilar protético e as interfaces ligamento periodontal-osso. Os resultados

indicaram que o deslocamento e as tensões principais máximas nas

próteses fixas de 3 elementos com retentores terminais foram

substancialmente menores que nos modelos com cantilever. Para as duas

extensões investigadas, o desenho do cantilever distal apresentou menor

tensão do que desenhos de extensões na mesial, sob condições similares

de cargas. O maior valor para o estresse principal máximo em cantilever

foi encontrado no interior do conector entre o pôntico e o retentor e no

interior do ligamento periodontal e osso adjacente ao retentor próximo ao

pôntico.

Shimizu et al.76 (2004) realizaram um estudo para

investigar a influência do metal, como reforço, no estresse criado na base

acrílica da prótese em relação à localização do suporte vertical da

prótese. Análise de elemento finito foi utilizada para calcular o estresse

gerado com um segmento de 2 mm de espessura e 18 mm de largura que

foram consolidados com metal de reforço para cinco diferentes

comprimentos. Uma força de mordida vertical de 60 N foi direcionada no

final de cada tira, enquanto o outro final era fixado. Movimentos verticais

foram restritos a um dos três suportes localizados entre o centro da tira e

o lado da carga. Quando as tiras foram verticalmente suportadas perto do

lado da carga, uma grande tensão foi vista na tira com relativamente curto

reforço dos que mostraram tiras com longos reforços. O reforço metálico

com comprimento suficiente deve fornecer um desenho de prótese que

previne contra a fratura do acrílico.

Sutpideler & Eckert80 (2004) estudaram a transmissão de

carga de três implantes para o osso de suporte quando da utilização de

uma carga de 200N no eixo vertical, a 15, 30, 45 e 60° deste eixo,

variando, ainda, a localização do implante central, que foi colocado no

eixo horizontal, a 1,5mm ou a 3mm lateral a este eixo e a dimensão

látero-lateral da prótese em 6 e 12mm. Através da análise dos elementos

finitos tridimensional observaram que o carregamento vertical produziu o

menor nível de estresse no osso de suporte, o incremento no ângulo leva

a um aumento do estresse, a redução da largura da prótese e a posição

mais lateral do implante do centro favorece a distribuição de forças.

Verri et al.89 (2004) analisaram a influência do diâmetro e

comprimento de implantes padrão Branemark como suporte de prótese

parcial removível (PPR) de extensão distal num modelo com os dentes 33

e 34. Utilizaram análise de elementos finitos bidimensional na qual

observaram o mapa de deslocamento e as tensões de von Mises. No

modelo experimental uma carga de 50N foi aplicada verticalmente nos

grupos: A- sem PPR; B- com PPR e sem a presença de implantes; C-

com PPR e implante de 3,75mm de diâmetro por 7mm de comprimento;

D- com PPR e implante de 3,75 por 10mm; E- com PPR e implante de

3,75 por 13mm; F- com PPR e implante de 5 por 7mm; G- com PPR com

implante de 5 por 10mm e H- com PPR e implante de 5 por 13mm.

Concluíram que a situação B, na qual a PPR não possui suporte posterior

há a maior tendência ao deslocamento e apresentou maior nível de

tensões no mapa de von Mises quando comparado à situação A, sem

PPR. O aumento do diâmetro e comprimento do implante favorece

positivamente na diminuição das tensões.

3 PROPOSIÇÃO

Avaliar a influência do formato do modelo de tecido ósseo

na distribuição das tensões no sistema de implante, tipo cone Morse, e

destes para o osso, utilizando-se o método dos elementos finitos

tridimensionais.

4 MATERIAL E MÉTODO

4.1 Material

Quadro 1 – Materiais e equipamentos utilizados na pesquisa.

Material FabricanteTomógrafo computadorizado Philips (Holanda)Mandíbula humana Não se aplicaPrograma Mimics Materialise (Bélgica)Programa SolidWorks 2005 (EUA)Programa Ansys Ansys (EUA)Implante tipo cone Morse 4 x 8,5 mm A. S. Technology (Brasil)Microcomputador, Processador PIV- 2.80

GHz, I GB Ram

Toshiba

Microcomputador, Processador PIV- 2.53

GHz, I GB Ram

Genérico

4.2 Método

O método dos elementos finitos, empregado na avaliação

proposta, constou das seguintes etapas: a) seleção e construção do

modelo a ser testado, tecido ósseo simulando mandíbula humana com

densidade D1, segundo classificação de Lekholm & Zarb46, 1985; b)

modelo de implante, parafuso com conexão protética do tipo cone Morse,

com o pilar protético; c) determinação e construção do ambiente do

carregamento, restrições e condições para a análise e d) solução. Etapas

exemplificadas pela Figura 1.

FIGURA 1 – Etapas evidenciando a seqüência da metodologia

Processamento

aplicada para a análise pelo método dos elementos finitos.

Os objetos estudados são modelados geometricamente,

subdividindo-os em elementos interconectados por pontos nodais

formando um conjunto denominado de malha, à qual se atribuem

propriedades mecânicas dos materiais em estudo. O ambiente foi

definido estabelecendo as condições de vínculo ou restrição e

carregamento para a análise dos resultados em função da solicitação

imposta. Os resultados são expressos utilizando-se o critério de tensões

equivalentes, também conhecida com tensões de Von Mises.

4.2.1 Aquisição inicial das imagens para análise

O tecido ósseo, segmento da mandíbula humana, foi

digitalizado por meio da tomografia computadorizada, gerando arquivos

armazenados em mídia digital compact disc (CD). O exame da

tomografia foi realizado considerando o protocolo no qual a aquisição das

imagens ocorreu no plano axial, cortes de 1mm e espaçamento de

0,5mm entre cada corte, sendo que o ângulo do cabeçote do

equipamento, conhecido também como Gantry Tilt,foi 0º.

FIGURA 2 – Imagens da tomografia computadorizada no

programa Mimics

As imagens obtidas pelo tomógrafo (Philips, Holanda) foram

gravadas no formato Digital Imaging and Communications in Medicine

(DICOM/Siemens, Alemanha) e convertidas para “Estereolitografia” (STL)

com o auxílio do programa Mimics (Materialise, Bélgica), Figura 2,

possibilitando a posterior leitura por parte do programa de desenho e

simulação.

Associando-se à mandíbula para a simulação proposta foi

selecionado implante do tipo cone Morse (CM), com 8,5 mm de

comprimento na parte de espira e 1.8 correspondente à região do

pescoço, padrão Titanium Fix (A. S. Technology, Brasil) conectado ao

pilar protético personalizável para prótese cimentada, Figura 3. Imagens

bidimensionais e as peças foram utilizadas na geração da imagem

volumétrica obtida pela modelagem tridimensional no programa

SolidWorks 2005 (EUA), Figura 4.

FIGURA 3 –Implante cone-Morse com o pilar protético para prótese

cimentada.

FIGURA 4 – Imagem do modelo tridimensional do Implante cone

Morse/pilar protético, no programa SolidWorks 2005.

4.2.2 Pré-processamento

O programa Mimics realizou um corte na mandíbula,

obtendo-se uma fatia da mandíbula envolvendo a linha média, tendo as

dimensões aproximadas de 13,8mm no sentido látero-lateral (mésio-

distal) da borda superior e 13,65 na inferior, na borda distal 24,6mm de

altura e na borda mesial 21,85mm de altura, no sentido vestíbulo-lingual

apresentou 8,5mm de largura ±2mm. O arquivo neste formato foi

importado para o programa Solidworks (SolidWorks, EUA) que integrou o

modelo da mandíbula, gerado na digitalização pelo tomógrafo e

processado pelo programa Mimics (Materialise, Bélgica), com os

implantes e pilares protéticos, modelados pelo mesmo programa. Os

modelos do tecido ósseo no formato de paralelepípedo e tronco elíptico

foram, também, gerados no programa SolidWorks apresentando no

modelo do tipo paralelepípedo as dimensões de 12,75mm na direção

horizontal e sentido látero-lateral, 23mm na direção vertical e sentido

crânio-caudal, e 9,6mm na direção horizontal e sentido antero-posterior. O

modelo tipo tronco elíptico apresentou na direção vertical e sentido crânio-

caudal 23,5mm, na direção horizontal e sentido látero-lateral 14,1mm e

direção horizontal sentido antero-posterior 10,54mm na região

correspondente ao centro e 6,98 na parte correspondente ao início do raio

de fechamento da parte superior e inferior. Os modelos de tecido

ósseo/sistema de implante foram importados para o programa de análise

de elementos finitos Ansys Workbench 9.0 (Ansys, EUA), módulo Design

Modeler, realizando, desta forma, a integração dos objetos modelados

e/ou importados no programa SolidWorks para o Ansys. O módulo

Simulation, do programa Ansys, define e aplica as condições do ambiente

de simulação. Neste é gerada a malha contendo os elementos e nós para

o cálculo dos deslocamentos pelo programa. As etapas de obtenção,

conversão e integração dos dados para a simulação estão descritas na

figura 5.

Tomografia computadorizada

FIGURA 5 – Fluxograma da aquisição, conversão, integração e solução

utilizada pelo método dos elementos finitos.

4.2.2 Processamento e análise da simulação

O programa Ansys Workbench 9.0, módulo Simulation,

realizou a simulação da aplicação de uma carga de 100N no eixo axial e a

45º deste eixo, no sentido de vestibular para lingual, no implante inserido

no segmento ósseo no formato de paralelepípedo, tronco elíptico e

gerado pela tomografia computadorizada, denominados de modelo A, B e

C respectivamente, conforme quadro 2.

Quadro 2 – Modelos de tecido ósseo

Modelo Tipo Imagem do modelo

Paralelepípedo A

Tronco Elíptico B

Gerado a partir da

Tomografia C

Computadorizada

4.2.2.1. Propriedades dos materiais

As propriedades dos materiais empregados para a análise

pelo método dos elementos finitos estão dispostas no quadro 3.

Quadro 3 – Propriedades físicas dos materiais (Van Rossen et al.87 1990;

Sütpideler et al.80 2004).

Módulo de elasticidade

(MPa)

Coeficiente de

PoissonTitânio 110000 0.35Osso cortical 15000 0.30

Os materiais utilizados nos modelos foram considerados:

homogêneos, densidade constante; linearmente elásticos, deformação

proporcional à força aplicada independente do grau de deformação;

isotrópicos, propriedades mecânicas iguais em todas as direções

(CATRAMBY15, 2003; LANZA45, 2003; KITAMURA et al.43 2004).

O método dos elementos finitos soluciona problemas

complexos dividindo-os em elementos, conectados pelos nós,

combinando-os e aplicando equações às partes para resolver a situação

do modelo (RUBO & SOUZA71, 2001). Para tanto, emprega-se o módulo

de elasticidade, conhecido também como módulo de Young, que

descreve a rigidez do material. Outra propriedade importante é o

coeficiente de Poisson, constante que indica a relação entre os valores

absolutos de deformação transversal e longitudinal frente à aplicação de

uma tensão.

4.2.2.2. Condições da interface osso/implante

Os modelos dos implantes foram considerados conectados

por meio de nós comuns ao modelo de osso ao longo de toda a interface,

simulando uma condição de osseointegração ideal, ou seja, 100% de

contato ósseo, bem como o contato dos pilares protéticos com os

implantes que foram considerados monobloco implante/pilar protético

(CATRAMBY15, 2003).

4.2.2.3. Elementos e nós

Os modelos simulando o tecido ósseo, a saber:

paralelepípedo, denominado de A; tronco elíptico, B e o originado a partir

da tomografia computadorizada, C, bem como o modelo de implante

cone Morse (CM) foi discretizado, ou seja, subdividido em volumes

justapostos, em uma malha de elementos conectados por nós

apresentando um volume de 142,75mm3, 14103 elmentos e 23087 nós. O

modelo A, ao ser preparado para receber o implante CM, apresentou um

volume volume de 2732,9mm3, 18121 elementos e 27592 nós. O tipo B,

ao receber o implante CM teve um volume de 2731,83 mm3, 19404

elementos e 29318 nós. O modelo C apresentou um volume de 2733,13

mm3, 218754 elementos e 308037 nós.

4.2.2.4. Condições de contorno

Os vínculos impostos aos nós, estabelecendo os pontos de

fixação formaram as restrições aos deslocamentos e às rotações, numa

condição de engaste perfeito, sendo aplicados às bordas laterais

correspondentes à mesial e à distal dos modelos que representavam o

tecido ósseo (KITAMURA et al.43 2004), Figuras 6, 7 e 8.

4.2.2.5. Condições para o carregamento

O carregamento constituiu-se nos aspectos quantitativos e

qualitativos das forças aplicadas ao modelo, possibilitando uma condição

passível de provocar alteração do equilíbrio ao conjunto osso/implante.

Foi realizada a aplicação de uma força de 100N no sentido vertical (axial)

e uma força de 100N a 45° do eixo vertical, no sentido de vestibular para

lingual nas faces, do pilar protético, correspondentes à área de contato

com a prótese, conforme Figuras 6, 7 e 8.

FIGURA 6 – Modelo de tecido ósseo em

forma de paralelepípedo, modelo

tipo A, com implante CM sob carga vertical de 100N, área de

aplicação de carga em verde, área de restrição tipo engaste

em azul, correspondentes às faces laterais, vista isométrica.

FIGURA 7 – Modelo de tecido ósseo

no formato de tronco elíptico,

modelo tipo B, com implante do tipo CM, sob carga oblíqua

resultante de 100N, sentido antero-posterior, área em verde.

As restrições tipo engaste estão aplicadas ás faces laterais,

Área em azul.

FIGURA 8 – Modelo de tecido

ósseo gerado pelo

processamento a partir

da tomografia computadorizada, modelo tipo C, com implante

CM, sob carga oblíqua resultante de 100N, área de aplicação

da carga em azul, sentido de vestibular para lingual. As

restrições tipo engaste foram aplicadas às bordas laterais,

mesial e distal da fatia óssea, área em azul.

4.2.3. Solução

A mudança do estado de equilíbrio de um corpo devido à

aplicação de uma carga gera deformações na estrutura. O método dos

elementos finitos produz, entre seus resultados, as tensões nos eixos

para cada elemento que compõe a malha.

O critério escolhido para análise das tensões foi o de Von

Mises, conhecido como critério de máxima energia de deformação ou

ainda de tensões equivalentes. Analisa-se, desta forma, a energia de

deformação do material frente à solicitação imposta, considera-se ao

mesmo tempo a tração, compressão e o cisalhamento. Os resultados são

obtidos, segundo os critérios de Von Mises, a partir da raiz quadrada da

soma dos quadrados, produzindo sempre resultados positivos. Não se

pode aferir se o mapa de tensões representa tensões de tração,

compressão ou cisalhamento.

As tensões de Von Mises foram registradas e analisadas

quanto a magnitude e distribuição no implante e no tecido ósseo.

5 RESULTADOS

O carregamento foi realizado na parte protética da

fixação, sendo analisada a distribuição das tensões nos implantes e no

tecido ósseo, no aspecto quantitativo, valores em N/mm2 (MPa), e

qualitativo pelo gradiente de cores correspondentes às tensões máximas

e mínimas.

Os resultados quantitativos das tensões originadas nos

implantes e modelos de tecido ósseo são apresentados nas tabelas 1 a 3.

Tabela 1 – Tensões de Von Mises máximas no implante CM e modelo de

tecido ósseo do tipo paralelepípedo, modelo tipo A.

Tabela 2 – Tensões de Von Mises máximas no implante CM e modelo de

tecido ósseo do tipo tronco elíptico, modelo tipo B.

Direção

Carregamento

Tensões Equivalente Max

no Implante (MPa)

Tensões Equivalentes Max no

Modelo de Tecido Ósseo(MPa)Vertical 14.69 3.25Oblíquo 71.66 14.38

Direção

Carregamento

Tensões Equivalente Max

no Implante (MPa)

Tensões Equivalentes Max no

Modelo de Tecido Ósseo(MPa)Vertical 14.30 3.19Oblíquo 60.78 11.94

Tabela 3 - Tensões de Von Mises máximas no implante CM e modelo de

tecido ósseo com a configuração originada a partir da

tomografia, modelo tipo C

O modelo de tecido ósseo no formato de paralelepípedo e o

implante CM ao receber a carga de 100N na direção vertical, sentido de

cima para baixo, nas faces do pilar protético correspondentes às que

entram em contato com a coroa, apresentou o mapa de tensões

equivalentes demonstrado pela Figura 9, no que diz respeito ao conjunto

implante/osso; Figura 10, referente ao implante sem o tecido ósseo e

Figura 11 que demonstra o comportamento do tecido ósseo sem o

implante, possibilitando a visualização dos locais de maior concentração

das tensões equivalentes no modelo ósseo

Direção

Carregamento

Tensões Equivalente Max

no Implante (MPa)

Tensões Equivalentes Max no

Modelo de Tecido Ósseo(MPa)Vertical 15.04 11.71Oblíquo 79.15 31.47

FIGURA 9 – Tensões equivalentes no modelo paralelepípedo e implante

CM, vista isométrica, carga vertical.

FIGURA 10 – Tensões equivalentes no implante CM, sem a presença do

modelo de tecido ósseo paralelepípedo, carga vertical.

FIGURA 11 – Mapa de tensões equivalentes no modelo paralelepípedo,

sem o implante CM, carga vertical.

O modelo paralelepípedo/implante CM sob carga oblíqua

comportou-se conforme evidenciado nas Figuras 12, 13 e 14.

FIGURA 12 – Modelo paralelepípedo com implante CM sob carga oblíqua.

FGURA 13 – Implante CM, sem o modelo paralelepípedo, sob carga

oblíqua.

FIGURA 14– Modelo paralelepípedo, sem o implante CM, sob carga

oblíqua, mapa de tensões equivalentes, vista oclusal.

O modelo tronco elíptico/implante CM ao receber carga

vertical apresentou o comportamento, no que diz respeito às tensões

equivalentes, evidenciado pelas Figuras 15, 16 e 17.

FIGURA 15 – Mapa de tensões equivalentes no modelo tipo B, resultante

de carga de 100N no sentido vertical, vista isométrica.

FIGURA 16 – Mapa de tensões equivalentes no implante CM, modelo

tronco elíptico suprimido, carga vertical.

FIGURA 17 – Mapa de tensões do modelo tronco elíptico, implante CM

retirado, vista oclusal.

O implante CM no modelo tronco elíptico, tipo B, ao receber

uma carga oblíqua apresentou um comportamento demonstrado pelas

Figuras 18, 19 e 20.

FIGURA 18 – Modelo tronco elíptico e implante CM sob carga oblíqua.

FIGURA 19 – Mapa de tensões equivalentes no implante CM, modelo

tronco elíptico suprimido, carga oblíqua.

FIGURA 20 – Mapa de tensões equivalentes no modelo tronco elíptico

sob carga oblíqua, implante CM retirado, vista oclusal.

O modelo tipo C com o implante CM sob carga vertical apresentou

o mapa de tensões de Von Mises conforme Figuras 21, 22 e 23.

FIGURA 21 - Mapa de tensões de Von Mises no modelo tipo C, carga

oblíqua sobre o implante CM, vista isométrica.

FIGURA 22 – Mapa de tensões no implante CM, carga oblíqua, modelo

do tecido ósseo suprimido.

FIGURA 23 - Tensões equivalentes no modelo tipo C, implante CM

suprimido, vista oclusal.

O modelo Gerado pela tomografia, tipo C, tendo o implante CM, ao receber uma carga oblíqua comportou-se conforme evidenciado pelas Figuras 24, 25 e 26.

Figura 24 – Mapa de tensões equivalentes no modelo tipo C sob

carga oblíqua, vista isométrica.

FIGURA 25 - Tensões equivalentes no implante CM, modelo tipo C

suprimido.

FIGURA 26 - Tensões equivalentes no modelo tipo C, implante CM

suprimido, vista oclusal.

O comportamento do implante e modelo de tecido ósseo podem,

também, ser observado nas Figuras 27e 28, valores expressos em MPa.

14.3 14.69 15.04

60.78

71.66

79.15

0

10

20

30

40

50

60

70

80

90

1 2 3

Vertical implante

Oblíqua implante

FIGURA 27 – Tensões de Vom Mises máximas no implante sob

carga vertical e oblíqua.

FIGURA 28 - Tensões de Vom Mises máximas nos modelos de tecido

ósseo sob carga vertical e oblíqua.

Modelo A Modelo B Modelo C

3.19 3.25

11.9414.38

31.47

11.71

0

5

10

15

20

25

30

35

1 2 3

Vertical modeloósseoOblíqua modeloósseo

Modelo A Modelo B Modelo C

6 DISCUSSÃO

O método dos elementos finitos tem sido extensivamente

utilizado como ferramenta de análise mecânica na odontologia

(WEINSTEIN et al.90, 1976; NISHIOKA57, 1999; CHUN et al.18, 2002;

GÜNGOR et al.27, 2002; CASTRO ALBUQUERQUE et al.14, 2003;

HANSSON29, 2003; IMANISHI et al.35, 2003; LUCAS et al.49, 2003;

TOPARLI84, 2003;VERRI et al.88, 2003; VERRI et al.89, 2003; NISHIGAWA

et al.56, 2003; ISHIGAKI et al.37, 2003; ÇEHRELI et al.16, 2004; HUANG et

al.33, 2004; LIN et al.48, 2004).

Melhorias nas condições de suporte à análise, como

programas computacionais e equipamentos possibilitaram a disseminação

da técnica conforme descrito por Rubo & Souza71, 2001. O método dos

elementos finitos pode ser empregado para análises em modelos

bidimensionais (GENG et al.26, 2004; ROMEED et al.70, 2004) ou

tridimensionais (AKÇA et al.6, 2003; HANSSON29, 2003; ISHIGAKI et al.37,

2003; ÇEHRELI et al.16, 2004), sendo que estes apresentam a vantagem

de aproximar-se mais em relação àqueles das condições físicas.

O método dos elementos finitos, como qualquer técnica

de pesquisa, apresenta limitações inerentes ao método, às simplificações

impostas ao ambiente da análise e ao modelo (GENG et al.26, 2001). A

interpretação dos resultados quantitativos apresenta validade interna. No

entanto, a externa é questionável, em virtude da modelagem do ambiente

em que foi realizada a análise poder influenciar nos resultados, como

observado por Weinstein et al.91, 1976, no qual observaram que ao

modelarem a condição de superfície porosa do implante obtiveram

resultados mais próximos aos do laboratório. Verificou-se, também, pelos

resultados da presente tese que o tipo de modelo ósseo pode influenciar

nos valores obtidos. Os resultados qualitativos suportam comparações

que permitem conclusões a respeito do objeto em estudo (AKÇA e

IPLIKÇIOĞLU5, 2002).

O método dos elementos finitos correlaciona-se

diretamente com a qualidade dos modelos nos quais se realiza a

simulação. A geometria dos objetos estudados, como o tecido ósseo de

suporte, em especial, e os implantes apresentam aspecto não

paramétrico. A simplificação dos modelos pode levar a resultados não

acurados (GENG et al.25, 2001). Observa-se que os trabalhos de

pesquisas têm modelado o tecido ósseo e o implante através de diversas

formas e estratégias. Kitamura et al.43, 2004, Sütpideler, et al.80, 2004,

modelaram o osso no formato de paralelepípedo. Dalkiz et al.20, 2002,

utilizaram um tronco cônico com um raio de curvatura, no sentido látero-

lateral para simular a anatomia óssea. De outro modo, Akça et al.6, 2003;

Çehreli et al.16, 2004, definiram o formato do osso para a análise de

elementos finitos tridimensionais como um cilindro. Holmes & Loftus32,

1997; Catramby15, 2003, modelaram o tecido ósseo com o formato de

tronco elíptico. No intuito de tornar os modelos fidedignos ao objeto de

estudo, diversos pesquisadores criaram estratégias para gerarem

modelos que representem um tecido ósseo mais próximo da condição

anatômica. Akagawa et al.4, 2003, confeccionaram um padrão pela

digitalização de cortes histológicos. Huang et al.33, 2004, realizaram a

modelagem a partir de imagens de tomografia computadorizada, criando

sobre estas o sólido através de um programa de desenho assistido por

computador (CAD). Jeong et al.40, 2004, modelaram a mandíbula com o

auxílio de um equipamento de digitalização tridimensional por LASER.

Lanza45, 2003, modelou o tecido ósseo a partir da imagem tomográfica de

cortes axiais de 1mm que foram digitalizados e transportados para o

programa AutoCAD (EUA) na forma de linhas e pontos, sendo convertidos

em superfícies e em volumes, possibilitando a análise tridimensional.

Observa-se, portanto, que várias são as estratégias para modelar o objeto

em estudo, procurando uma aproximação das características e condição

do elemento real. Visando um modelo que pudesse aproximar-se da

anatomia desejada para a pesquisa e a partir do conceito das publicações

dos trabalhos de pesquisa, no qual se procura modelos os mais fiéis à

geometria real, nesta tese partiu-se dos dados do exame da tomografia

computadorizada, formato DICOM, convertendo-os para o formato

“estereolitografia” (STL) que realiza a representação das superfícies do

objeto através de triângulos. O sólido após ter sido criado é transportado

para o programa de análise de elementos finitos para que se proceda à

simulação. Outra dificuldade na modelagem refere-se ao implante,

principalmente no que diz respeito ás espiras. Van Oosterwyck et al.86,

2002, suprimiram o desenho das espiras e consideraram o implante como

tendo o formato de cilindro. Akça et al.6, 2003; Hansson29, 2003; Çehreli et

al.16, 2004; realizaram desenho em CAD, no entanto, as espiras não foram

representadas no aspecto helicoidal que apresentam no modelo físico,

mas como anéis circulares. Em nosso trabalho, os implantes foram

modelados em CAD, mantendo a correspondência dos detalhes

apresentados pelos implantes, conservando o passo de rosca e o aspecto

helicoidal, possibilitando um modelo fidedigno para a avaliação do

comportamento mecânico do mesmo.

A qualidade do tecido ósseo possui importante papel na

osseointegração, bem como no comportamento mecânico. Jaffin &

Berman39, 1991, demonstraram que implantes instalados em osso tipo IV,

segundo classificação de Lekholm & Zarb46, 1985, apresentam uma

probabilidade maior de virem a falhar quando comparados com as

fixações inseridas em ossos tipo I, II e III. Clift et al.19, 1992, evidenciaram

a importância da presença de osso de boa qualidade na região do

pescoço do implante para suportar à concentração de tensões nesta

região. Hutton et al.34, 1995, em avaliações longitudinais correlacionaram

a qualidade e quantidade óssea com a taxa de sucesso dos implantes

osseointegrados, sendo que o implante no osso tipo IV apresentou uma

taxa de sobrevivência menor que nos outros tipos de osso . Holmes &

Loftus32, 1997, utilizaram o método dos elementos finitos na avaliação das

tensões frente à qualidade do tecido ósseo, concluíram que no mais

denso, tipo I, há menor micromovimento e com diminuição na intensidade

da concentração de tensões. O modelo adotado neste trabalho foi

considerado do tipo I, no qual há uma camada homogênea de cortical

óssea, como adotado por Holmes & Loftus32, 1997, em um dos grupos

experimentais. Clinicamente o modelo foi obtido do exame da tomografia

computadorizada de um paciente que recebeu implantes, sendo que a

parte selecionada para a modelagem foi uma fatia da região anterior da

mandíbula do paciente, conforme advogado por Meijer et al51., 1993, que

se apresentava clinica e tomograficamente como tipo I, onde

frequentemente encontra-se este tipo de osso. O método utilizado na

modelagem a partir da tomografia, gerando o padrão denominado de

modelo tipo C, foi o automatizado, sendo que modelo final apresentou as

características clínicas do osso tipo I. Os modelos no formato de

paralelepípedo, modelo tipo A, e tronco elíptico, modelo tipo B, foram

realizados em programa CAD denominado de SolidWorks (EUA) tendo

como referência as dimensões iniciais do modelo tipo C, obtido a partir da

tomografia. Procurou-se ter volumes semelhantes entre os modelos,

evitando que diferenças referentes à quantidade do material, simulando o

tecido ósseo, pudessem influenciar no comportamento da energia durante

a simulação. Conforme pode ser observado no capítulo de material e

método o volume do modelo tipo A foi de 2732,9 mm3, para o tipo B

2731,83mm3 e para o tipo C 2733,13mm3. Observa-se que ao partir do

modelo mais simplificado, quando se considera a aproximação com os

aspectos anatômicos que ocorrem na natureza, ou seja, tipo

paralelepípedo passando para o tipo tronco elíptico e finalmente para o

gerado a partir dos dados da tomografia computadorizada, método que

digitaliza o objeto no formato tridimensional, há um aumento nas tensões

equivalentes máximas observadas no tecido ósseo, sendo que em todos

os tipos de modelos estas tensões se concentrarão na região superior de

contato implante/osso, evidenciando coerência interna, no que diz

respeito ao comportamento dos modelos frente à solicitação mecânica, e

resultados concordantes com o publicado por Çehreli et al.16, 2004.

Nas avaliações mecânicas analisa-se o comportamento

dos objetos frente a uma solicitação pela aplicação de uma carga. Os

aspectos quantitativos, como magnitude, e qualitativo, como direção,

sentido e local de aplicação devem ser bem estabelecidos tendo como

parâmetros a relação entre o controle de variáveis estudadas e as

condições clínicas. A avaliação das cargas que podem ocorrer

clinicamente pode nos auxiliar na determinação das condições a serem

empregadas em trabalhos laboratoriais. Haraldson & Carlsson30, 1977,

encontraram como força máxima durante o fechamento da mandíbula, em

pacientes reabilitados com implantes e prótese do tipo protocolo de

Brånemark, uma intensidade média de 186,6N para o homem e 115,9

para a mulher, variando de 42 a 412N, tendo como média para a

mastigação o valor de 50,1N. Já Falk et al.23, 1989, encontraram como

valor médio para a mastigação 166N. Richter67, 1995, encontraram

valores para forças verticais na ordem de 60 a 150N durante a

mastigação, na oclusão cêntrica foi de 50N. Portanto, nota-se que in vivo

há uma grande variabilidade em função dos aspectos individuais dos

pacientes. De modo semelhante, os trabalhos de pesquisas com

implantes apresentam uma grande diversidade no que diz respeito à

magnitude da carga aplicada. Lucas et al.49, 2003; Verri et al.88, 2003,

empregaram uma força de 50N. Holmes & Loftus32, 1997; Castro

Albuquerque et al.14, 2003, Çehreli et al.16, 2004; Huang et al.33, 2004;

Kitagawa et al.42, 2004; utilizaram uma carga de 100N. Akagawa et al.4,

2003, aplicaram uma força de 143N. Jeong et al.40, 2004; Lin et al.48,

2004, empregaram 200N. Já Akça et al.6, 2003, utilizaram 300N.

Observando a magnitude de força aplicada pelos trabalhos, ponderando

as pesquisas de Haraldson & Carlsson30, 1977; Falk et al.23, 1989; e

considerando que o presente trabalho compararou diferentes formatos de

modelos optou-se pela carga de 100N, aplicada ao pilar protético, região

de contato com a coroa protética, na direção vertical e a 45º, como

adotado por Huang et al.33, 2004; Casto Albuquerque et al.14, 2003.

Cargas oblíquas têm o potencial efeito de propiciar concentração de

tensões no terço cervical, bem como solicita mais da estrutura sob

carregamento, devendo ser considerado o momento de força no

planejamento da prótese e evitando a sobrecarga com vistas à

longevidade do tratamento com implantes (RANGERT et al63., 1989;

MORGAN & JAMES53, 1995; PATTERSON et al.61, 1995; RANGERT et

al.64, 1995), tornando, desta forma, imprescindível na simulação de cargas

oblíquas (ISHIGAKI et al.37, 2003).

Os resultados deste trabalho evidenciaram as mais altas

tensões quando da aplicação de cargas oblíquas, tanto para o implante

quanto para o tecido ósseo, conforme observado, também, por Meijer et

al.52, 1993; Papavaliliou et al.59, 1997. As maiores tensões no tecido ósseo

localizaram-se no osso marginal, acorde Clift et al.19, 1992; Meijer et al.52,

1993; Holmes & Loftus32, 1997; Papavaliliou et al.59, 1997. Hansson29,

2003, adverte quanto ao efeito acumulativo quando ocorre coincidência

espacial das tensões máximas durante o carregamento vertical e oblíquo

que poderiam levar à reabsorção óssea induzida em virtude das tensões.

Alexander & Ricci8, 2004, propôs a micro-texturização como meio de

diminuir as tensões cervicais que poderiam levar à perda de osso

marginal.

O modelo influenciou diretamente nos resultados

encontrados para as tensões equivalentes no tecido ósseo, sendo que os

maiores valores ocorreram no modelo tipo C, gerado a partir da

tomografia computadorizada, obtendo-se 11,71MPa na carga vertical e

31,47MPa para a oblíqua. O modelo tipo B, tronco elíptico, apresentou os

valores de 3,25 e 14,38MPa para a carga vertical e oblíqua

respectivamente. Já o modelo A, paralelepípedo, teve com valores para a

carga vertical 3,19 e para a oblíqua 11,94MPa. Observa-se que à medida

que o modelo de tecido ósseo aproxima-se da forma real da mandíbula,

forma escultural, há um incremento nos valores encontrados, tanto para a

carga vertical quanto para a oblíqua. O modelo A e B apresentaram

tensões de Von Mises correspondentes a aproximadamente 27% dos

valores do modelo C, para a carga vertical, enquanto que para a carga

oblíqua as tensões correspondem a aproximadamente 40%. Holmes &

Loftus32, 1997, modelaram um segmento de mandíbula no formato de

tronco elíptico, aplicaram uma carga de 100N a 30º na coroa metálica, em

ouro, conectada ao pilar protético e este ao implante tipo parafuso com

3.75X10mm de comprimento. Encontraram tensões equivalentes, para o

osso tipo I, na magnitude de 13.7MPa, valores próximos ao encontrados

para o modelo tronco elíptico, tipo B, avaliado nesta tese, que foi de

14,38MPa. A pequena diferença entre os valores poderia ser creditada às

dimensões do implante e tecido ósseo que são ligeiramente distintos

entre os estudos, ao ângulo de aplicação da carga e ao módulo de

elasticidade.

As tensões encontradas nos implantes foram semelhantes

na carga vertical, variando-se em torno de 10%, na carga oblíqua houve

uma maior variabilidade indo de 60,78MPa para o implante no modelo A

para 79,15MPa no implante inserido no modelo C.

O método dos elementos finitos representa importante

ferramenta para a avaliação e o desenvolvimento de produtos,

possibilitando a aproximação das pesquisas acadêmicas com a cadeia

produtiva, como defendido por Adans & Askenazi1, 1999; e realizado por

Freire et al.24, 2004. No entanto, a compreensão da relação entre o

comportamento mecânico e a resposta biológica é importante no sentido

de tornar a sofisticada ferramenta de análise de elementos finitos uma

poderosa auxiliar na previsibilidade do comportamento tecidual frente ao

planejamento proposto.

Kregzde44,1993, aventou a possibilidade de um programa

auxiliar no planejamento da implantodontia, correlacionando fatores

mecânicos e suas conseqüências biológicas. Para tanto, são necessários

modelos de elementos finitos que representem à estrutura que está sendo

avaliada, no intuito de correlacionar e prever a resposta do hospedeiro ao

estímulo mecânico. Há dados na literatura que descrevem o limite entre o

que pode vir a ser estímulo ou dano, Meyer et al.53, 2001, defendem que o

limite fisiológico é de até 6000microstrain. Brunski12, 1999; Pilliar et al.62,

1991, defendem que a perda óssea nos implantes esta relacionada a

efeitos biomecânicos, nos quais altas concentrações de tensões levam a

microfraturas e reabsorção. Fatores que podem vir a comprometer a

estética ou mesmo o próprio implante levando a sua falha. Hansson29,

2003, adverte quanto ao efeito acumulativo quando ocorre coincidência

espacial das tensões máximas durante o carregamento vertical e oblíquo

que poderiam levar à reabsorção óssea induzida em virtude das tensões.

A resposta biológica frente ao estímulo mecânico é descrita com base em

modelos experimentais que reportam o comportamento na maioria dos

ensaios, ao se trabalhar com a resposta biológica há fatores inerentes

àquele indivíduo que podem vir a determinar um comportamento não

esperado, como relatado por Brunski12, 1999, segundo o qual há vários

tipos de osso e condições que podem influenciar na resposta biológica.

Na tentativa de aproximar os modelos de elementos finitos da resposta

observada nos modelos físicos e propiciar, desta forma, maior validade na

análise de elemento finito com vistas aos fatores biológicos e mecânicos

do implante requerem-se elementos adequados para a malha. Todavia,

excesso de elementos eleva a necessidade de memória no computador e

tempo de cálculo. Sato et al.72, 1999, testaram um novo algoritmo na

construção de modelos para elementos finitos, observaram que os

elementos ao apresentarem para o osso trabecular as dimensões de

300μm representam de forma adequada a estrutura do osso esponjoso.

No presente trabalho foi utilizado o algoritmo nativo do programa Mimics

(Materialise, Bélgica) com vistas à produção do modelo de elementos

finitos. Os diferentes modelos avaliados no trabalho apresentaram

comportamento distinto, não se deve realizar julgamento de valor quanto

ao melhor ou menos adequado, visto que a escolha do modelo também

deve ser pautada no objetivo da avaliação. Em situações nas quais se

necessita analisar o comportamento de novos desenhos frente à resposta

mecânica os modelos simplificados utilizados na análise de elementos

finitos podem auxiliar de forma rápida e com menor custo na seleção do

modelo a prosseguir no desenvolvimento e estudos. Já quando o objetivo

e correlacionar os aspectos mecânicos com a resposta biológica, modelo

próximo ao padrão físico real pode representar melhor os fenômenos que

estão ocorrendo, pesquisas adicionais poderão tornar possível o

planejamento individualizado com menor possibilidade de falhas, visto

que as variáveis biológicas do hospedeiro podem modificar a resposta.

7 Conclusão

• O modelo de tecido ósseo influenciou na magnitude das

tensões no osso.

• O modelo tipo C, gerado a partir da tomografia

computadorizada, apresentou níveis de tensões

maiores que as encontradas para os modelos tipo A,

paralepípedo, e B, tronco elíptico.

• O osso marginal, próximo ao pescoço do implante,

apresentou as maiores tensões.

• As tensões no implante foram semelhantes em todos os

tipos de tecido ósseo.

• As maiores tensões foram observadas quando do

carregamento oblíquo.

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ABSTRACT

The mechanical behavior of the implantation system is important parameter in the success and clinical performance of the treatments with implants. The aim of this work is evaluate of bone model on stress distribution in Morse taper implant with finite element analysis. Three models were compared, to know: A) in the parallelepiped format; B) in the format of elliptical trunk and C) generated from the data of a Cat Scan. A load of 100N was applied in the directions vertical and oblique, being 45º of the axial axis. The results had evidenced that the model influenced in the behavior of the tensions. The model from computer tomografic exhibited the major stress, and the others are similar.

Key-words: Finite element analysis, implant, biomechanical.

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