Estudo da influência da geometria do implante na transmissão de tensões ao
osso no desenvolvimento da periimplantite
Miguel Alexandre de Lacueva França
Dissertação de Mestrado
Orientadora Engenheira Ana Rosanete Lourenço Reis
Co-Orientadora Doutora Ana Colette Maurício
Faculdade de Engenharia da Universidade do Porto
Mestrado em Engenharia Biomédica
2013
Agradecimentos
À Professora Ana Reis, orientadora de mestrado, agradeço a sua disponibilidade, apoio, formação e orientação, sem as quais as dificuldades teriam sido intransponíveis.
À Professora Ana Colette, co-orientadora de mestrado, agradeço todo o apoio proporcionado e disponibilidade demonstrada.
À Eng.ª Marta Oliveira, todo o apoio na organização de objetivos essenciais ao desenvolvimento desta etapa.
Ao Dr. José Ferreira, agradeço por ter sido um excelente colega e me ter guiado nesta direção. Pelo seu companheirismo e ajuda no decorrer dos estudos.
To Engineer Nannan Song for her dedication in my training. She was the most important person for the completion of this thesis.
Ao finalista de Engenheiro Mecânico José Machado, agradeço o apoio na pesquisa.
Aos colegas do Mestrado em Engenharia Biomédica pelo companheirismo.
Resumo
Este trabalho teve como objetivo o estudo da influência da geometria do
implante na transmissão ao osso no desenvolvimento da periimplantite. Neste
trabalho o elemento de destaque é o implante em si. Começa-se por abordar
os principais conceitos que envolvem a constituição natural do dente,
comparando-a de seguida com uma situação de implante em função.
Posteriormente aborda-se os parâmetros do implante que poderão ter
influência na patologia. Dá-se relevo à transmissão de tensões dependentes da
geometria.
Palavras-chave
Periimplantite
Geometria
Tensão
Implante
Abstract
The main goal of this work is to study the influence of the implant
geometry on the distribution of stress in bone for the development of
periimplantitis. The implant is the key player so, the comprehension of the role it
has in this pathology is of great importance. First we describe de tooth natural
state comparing it to the functional implant. Then the implant factors that may
participate in the development of the pathology are addressed. A major points
of interest is given to production of forces for a given geometry
Key words
Periimplantitis
Geometry
Tension
Implant
Índice
Agradecimentos .......................................................................................................................... 1
Resumo ........................................................................................................................................ 2
Índice ............................................................................................................................................ 4
Índice de figuras ......................................................................................................................... 6
1. Introdução ............................................................................................................................ 1
1.1. Enquadramento ............................................................................................................... 2
1.2 Objectivo ........................................................................................................................... 2
1.3. Metodologia ..................................................................................................................... 3
2.1. Anatomia do periodonto ..................................................................................................... 4
2.1.1. Gengiva ......................................................................................................................... 5
2.1.2. Ligamento periodontal ................................................................................................ 6
2.1.3. Cemento radicular ....................................................................................................... 6
2.1.4 Osso ............................................................................................................................... 7
2.1.4.1. Osso alveolar ........................................................................................................ 8
2.2. Dente/Implante .................................................................................................................. 11
2.2.1. Formação do espaço biológico ............................................................................... 12
2.2.2. Osteointegração ........................................................................................................ 13
3.Parametros relacionados com o implante ......................................................................... 14
3.1. Tipos de implantes ....................................................................................................... 16
3.1.1. Fixação transdental/ transfixação ....................................................................... 16
3.1.2. Implantes submucosos ......................................................................................... 16
3.1.3. Implantes subperiosteais ...................................................................................... 17
3.1.4. Implantes endosteais ............................................................................................ 17
3.2. Geometrias .................................................................................................................... 18
3.3. Tratamento superficial.................................................................................................. 19
3.3.1 Maquinação ............................................................................................................. 20
3.3.2 Projeção de areias.................................................................................................. 20
3.3.3. Ataque ácido .......................................................................................................... 21
3.3.4. Combinação de projecção de areias e ataque ácido (SLA) ........................... 21
3.3.5. Anodização ............................................................................................................. 22
3.3.6. Texturização a laser .............................................................................................. 23
3.4. Conexões ....................................................................................................................... 23
3.5. Estado da arte ............................................................................................................... 25
4.Relação da patologia com os parâmetros que caracterizam o implante ...................... 27
4.1. Periimplantites ................................................................................................................... 27
4.2 Causas da patologia .......................................................................................................... 28
4.2.1. Microrganismos...................................................................................................... 29
4.2.2. Estado do tecido periimplantar ............................................................................ 30
4.2.3 Superfícies ............................................................................................................... 30
4.2.4 Conexões ................................................................................................................. 31
4.2.5. Geometria ............................................................................................................... 32
4.2.6. Sobrecarga mecânica ........................................................................................... 33
5 SolidWorks® .......................................................................................................................... 34
6 Abaqus® ................................................................................................................................. 36
7. Estudos .................................................................................................................................. 38
7.1. Modelos .......................................................................................................................... 38
7.1.1. Desenvolvimento do modelo do implante .......................................................... 39
7.1.2. Desenvolvimento do modelo de osso ................................................................ 41
7.1.4 Caracteristicas da força aplicada ......................................................................... 42
7.1.5. Aplicação de malha de elementos finitos .......................................................... 43
7.1.6. Parâmetros geométricos do implante ................................................................. 43
7.2. Primeiro estudo ............................................................................................................. 45
7.3 Segundo estudo ............................................................................................................. 48
8 Resultados ............................................................................................................................. 49
8.1 SimulaçãoI: ..................................................................................................................... 50
8.2 Simulação II .................................................................................................................... 52
8.3 Simulação III ................................................................................................................... 54
8.4. Simulação IV ................................................................................................................. 56
8.5.Simulação V .................................................................................................................... 58
8.6.Simulação VI ................................................................................................................... 60
8.7.Comparação de Resultados ......................................................................................... 62
9 Discussão ............................................................................................................................... 63
10 CONCLUSÃO ...................................................................................................................... 64
11 Estudos Futuros .................................................................................................................. 65
12 REFERÊNCIAS ................................................................................................................... 66
Índice de figuras
Figura 1- Desenho esquemático do dente. G- gengiva; PL- ligamento periodontal; RC- cemento radicular; ABP- osso alveolar propriamente dito; AP- processo alveolar. [5] ... 4
Figura 2- Fotografia da cavidade oral mostrando a gengiva; desenho esquemático da gengiva à FG gengiva livre, AG gengiva inserida, CEJ junção cemento-esmalte, MGJ junção mucogengival[5]. ............................................................................................................ 5
Figura 3- Desenho esquemático representando o ligamento periodontal. ACF- fibras da crista alveolar; HF-fibras horizontais; RC- cemento radicular; OF- fibras oblíquas; ABP- osso alveolar propriamente dito; APF- fibras apicais. [5] ..................................................... 6
Figura 4- A base da teoria trajetorial de Wolff. À esquerda está representada a secção da epífise do fémur, onde mostra a arquitetura do osso esponjoso que está esquematicamente representada no desenho do meio ; À direita um modelo representa as trajetórias das tensões usando um gráfico estático. As trajetórias das tensões são curvas que representam a orientação das tensões máximas e mínimas no material sob carga. As tensões máximas e mínimas intersectam-se sempre na perpendicular. [7] ........................................................................................................................ 7
Figura 5 Corte do osso maxilar. a- trabéculas vértico-radiais; b- trabéculas horizontais-radiais; c- osso compacto do soalho do seio maxilar[12]. ................................................... 9
Figura 6- Corte do osso mandibular. a- trabéculas vértico radiais; b- trabéculas horizontais-radiais[12]. ............................................................................................................... 9
Figura 7- Esquema da qualidade do osso de Leckholm e Zarb[14]. ................................ 10
Figura 8- Imagem com corte de mandibula à esquerda; à direita representação esquemática do osso cortical (em cima) e osso esponjoso[12]. ....................................... 10
Figura 9- Esquema comparativo entre o sistema anatómico do dente e o do implante [16]. ............................................................................................................................................. 11
Figura 10- Fotografia demostrando a sondagem do espaço biológico[5]. ...................... 12
Figura 11-Esquema comparando os espaço biológico do dente à esquerda e o implante à direita [5]. ................................................................................................................ 12
Figura 12- Representação esquemática das várias etapas da osteointegração. a) 1-contacto entre o implante e o osso, 2- hematoma na cavidade confinada pelo implante e o osso, 3- osso que sofreu dano térmico e mecânico inevitável, 4-osso ileso, 5- implante; b) 6- durante a cicatrização sem carga o hematoma transforma-se em osso por formação de calo ósseo, 7-o osso que sofreu dano cicatriza e é revascularizado, desmineralização e remineralização; c) 8- depois do período de cicatrização do tecido ósseo este fica em estreito contacto com a superfície do implante sem nenhum tecido intermediário; d) 9- nos casos de insucesso o tecido conjuntivo não mineraliza dando origem a uma pseudoartrose que se estabelece na periferia do implante[20]. .............. 14
Figura 13- Implante com para fuso/raiz segundo Branemark. I- implante; PFZ-cilindro do pilar; PFS-parafuso-âncora [12]. ...................................................................................... 16
Figura 14- Imagem de um RX de mandibula com um implante subperiosteal [12]. ...... 17
Figura 15- Imagem com um implante do tipo lamina à esquerda [24]; vários implantes do tipo cilindro oco, no centro[12]; implante do tipo parafuso/raiz à direita [25]. ........... 18
Figura 16- a) Implante com geometria de cilindro oco, RX de implante de cilindro oco em função á direita [28]. b) Implante com geometria stepped,.RX de implante stepped em função à direita [29]. c) Implante em forma de parafuso[25] ..................................... 19
Figura 17- Microfotografia de uma superfície maquinada [31] .......................................... 20
Figura 18- Microfotografia de uma superfície obtida por projecção de areia [32] .......... 21
Figura 19- Microfotografia da superfície de um implante SLActiveR da empresa Straumann com tratamento superficial SLA[31] .................................................................. 22
Figura 20- Microfotografia da superfície TiUniteR de um implante dentária da empresa Nobel, obtida pelo processo de anodização[31] .................................................................. 22
Figura 21- Microfotografia da superfície de um implante BioHelixR , obtida pelo processo de texturização a Laser[31] ................................................................................... 23
Figura 22- implante com conexão implante/pilar externa hexagonal [37] ....................... 24
Figura 23- implante com conexão implante/pilar interna hexagonal [38]. ....................... 24
Figura 24- esquema de implantes com diferentes tipos de conexão; a) externa, b,c,d) tipos de conexão interna [39]. ................................................................................................ 25
Figura 25-esquema em que a seta aponta para o intervalo entre o pilar e o implante criado o que se denomina de troca de plataforma (platform switch) [40]. ....................... 25
Figura 26-a) implantes cónicos à esquerda e RX de implantes cónicos em função à direita [37]. b) implante com geometria de cilindro [42]. c) implante com geometria tapered à esquerda [43]; Rx de implante tapered em função à direita [44]. ................... 26
Figura 27- Implante com conexão externa e conexão interna [45]. ............................... 26
Figura 28- Modelo de implante criado em Solidworks® ...................................................... 34
Figura 29- Modelo de osso cortical criado em Solidworks® .............................................. 35
Figura 30- Modelo de osso trabecular criado em Solidworks®, arquivo do autor.......... 35
Figura 31- Modelo 3D importado do Solidworks® e processado em Abaqus® ............ 36
Figura 32- Modelo 2D criado em Abaqus® , arquivo do autor .......................................... 37
Figura 33- Implante com conexão externa à esquerda e conexão interna à direita [45] ..................................................................................................................................................... 40
Figura 34- Modelo de implante, à esquerda o modelo 3D, à direita o modelo 2D. ........ 40
Figura 35- Modelo de osso, conjunto osso cortical a azul, osso trabecular a rosa. ...... 41
Figura 36- peças do modelo 2D após calculdada a malha no Abaqus® ; a) implante, b) osso cortical, c) osso trabecular. Arquivo do autor. ..................................................... 43
Figura 37- Modelo de implante com respectiva legenda. .................................................. 44
Figura 38- Modelo 3D completo criado em SolidWoks® e processado em Abaqus® . 46
Figura 39- Metade do modelo 3D criado em SolidWoks® ® e processado em Abaqus® para que apenas metade seja calculado .............................................................................. 46
Figura 40- Um quarto do modelo 3D criado em SolidWoks® e processado em Abaqus® para que apenas um quarto seja calculado, ...................................................... 47
Figura 41- Modelo 2D criado e processado em Abaqus® , arquivo do autor ................. 48
Figura 42- Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo cónico e colo recto em 2D. .............................................................................................................................. 50
Figura 43- Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo cónico e colo recto em 3D. .............................................................................................................................. 51
Figura 44- Resultados da extrapolação para 3D do modelo de implante de corpo cónico com colo recto, representa apenas as tensões transmitidas ao osso cortical e trabecular. .................................................................................................................................. 51
Figura 45- Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo cónico e colo de ângulo externo em 2D. ....................................................................................................... 52
Figura 46- Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo cónico e colo de ângulo externo em 3D. ....................................................................................................... 52
Figura 47- Resultados da extrapolação para 3D do modelo de implante de corpo cónico com colo de ângulo externo, representa apenas as tensões transmitidas ao osso cortical e trabecular. ....................................................................................................... 53
Figura 48- Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo cónico e colo de ângulo interno em 2D. ........................................................................................................ 54
Figura 49- Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo cónico e colo de ângulo interno em 3D. ........................................................................................................ 54
Figura 50- Resultados da extrapolação para 3D do modelo de implante de corpo cónico com colo de ângulo interno, representa apenas as tensões transmitidas ao osso cortical e trabecular. ................................................................................................................. 55
Figura 51- Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo recto com ápice redondo e colo recto em 2D. ........................................................................................ 56
Figura 52- Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo recto com ápice redondo e colo recto em 3D. Arquivo do autor. ........................................................ 56
Figura 53- Resultados da extrapolação para 3D do modelo de implante de corpo recto com ápice redondo com colo recto, representa apenas as tensões transmitidas ao osso cortical e trabecular. Arquivo do autor. ........................................................................ 57
Figura 54- Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo recto com ápice redondo e colo de ângulo externo em 2D. ................................................................. 58
Figura 55- Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo recto com ápice redondo e colo de ângulo externo em 3D. Arquivo do autor. ................................. 58
Figura 56- Resultados da extrapolação para 3D do modelo de implante de corpo recto com ápice redondo com colo de ângulo externo, representa apenas as tensões transmitidas ao osso cortical e trabecular. Arquivo do autor. ............................................ 59
Figura 57- Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo recto com ápice redondo e colo de ângulo interno em 2D. .................................................................. 60
Figura 58- Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo recto com ápice redondo e colo de ângulo interno em 3D. .................................................................. 60
Figura 59- Resultados da extrapolação para 3D do modelo de implante de corpo recto com ápice redondo com colo de ângulo interno, representa apenas as tensões transmitidas ao osso cortical e trabecular. Arquivo do autor. ............................................ 61
Figura 60- Comparação dos resultados obtidos .................................................................. 62
1
1. Introdução
As próteses dentárias dos dias de hoje são o culminar do
desenvolvimento de uma necessidade primordialmente estética. Com o avanço
da Medicina e da Engenharia, estas passaram a conjugar a resistência
mecânica à componente estética, permitindo aos edêntulos recuperarem, para
além do sorriso, a sua capacidade de mastigação.
Uma das peças fundamentais para que seja possível colocar uma
prótese é o implante. Este é responsável pela ligação da prótese ao organismo
e, logo, pela funcionalidade da mesma.
Um dos maiores problemas que a colocação de um implante pode ter
que enfrentar é o desenvolvimento de um estado patológico que se denomina
por periimplantite. Esta patologia é de etiologia multifatorial, ou seja, o seu
desenvolvimento pode ficar a dever-se não só a um único fator mas à
conjugação de vários, com grande variabilidade entre indivíduos. Os fatores
são múltiplos. Entre eles estão a condição sistémica do paciente (se apresenta
doença periodontal, diabetes), o tabagismo, a qualidade óssea, a experiência
do Médico Dentista/Estomatologista, o trauma cirúrgico, os procedimentos
cirúrgicos inadequados, a utilização inadequada de antibióticos no pré e no
pós-operatório, a pressão da prótese durante a cicatrização, a infeção
bacteriana durante ou após a cirurgia, o carga mecânica inicial excessiva sobre
o implante, a escolha incorreta da prótese e/ou a sobrecarga oclusal,[1] [2] [3].
Como se pode depreender facilmente, o principal fator é a presença do
implante, já que na sua ausência esta patologia jamais se desenvolve. Entre os
vários fatores, inerentes ao implante, que têm influência no desenvolvimento
desta patologia, destaca-se a geometria e a consequente transmissão de
tensões.
Assim, este estudo pretende estudar a influência da variação da
geometria do implante na transmissão de tensões ao osso circundante, no
intuito de conseguir prever a geometria que melhor estimula a osteointegração.
2
Para poder entender o que se passa aquando da colocação de um
implante é essencial saber o que se passa no dente natural.
1.1. Enquadramento
Este trabalho surge no âmbito de um projeto para o desenvolvimento de
novos conceitos de implantes dentários. Tem como objetivo criar um implante
que minimize o desenvolvimento de uma patologia denominada periimplantite.
Para isso é preciso realizar estudos relacionados com vários fatores inerentes
ao implante em si. Entre muitos, a geometria do implante dentário é um deles,
sendo por isso determinante para o sucesso da implantação e sobrevivência
deste componente essencial ao conjunto protético.
O Instituto de Engenharia Mecânica e Gestão Industrial (INEGI) tem
investido nos últimos anos na área da Engenharia Biomédica. O interesse
manifestado pela instituição, nesta área, permitiu o desenvolvimento do
presente estudo, através da partilha de conhecimentos adquiridos na área da
Engenharia Mecânica, aplicados à Biomecânica.
1.2 Objectivo
O principal objetivo do trabalho desenvolvido durante este Mestrado foi o
estudo da influência dos parâmetros geométricos do implante na transmissão
de tensões. Pretende-se, deste modo, contribuir para o conhecimento da
transmissão de tensões ótimas, através da manipulação da geometria do
implante e desta forma, diminuir o risco de desenvolvimento de periimplantite.
3
1.3. Metodologia
Para a elaboração desta tese, foi seguido o seguinte plano de trabalho:
1- Levantamento de toda a informação relativa ao dente natural, através do
estudo da anatomia do periodonto e características dos tecidos
envolventes;
2- Pesquisa de informação relativa à comparação entre o comportamento
do dente natural e o implante;
3- Levantamento de toda a informação relativa ao implante em si. Recolha
de informação relativa à história do desenvolvimento dos implantes até
ao estado da arte da sua tipologia;
4- Estudo da fisiopatologia da periimplantite e dos fatores envolvidos na
sua patofisiologia;
5- Aprendizagem e desenvolvimento de competências na utilização do
programa de desenho e modelação Solidworks® (Dassault Systèmes,
Waltham, MA);
6- Aprendizagem e desenvolvimento se competências na utilização do
programa de calculo numérico Abaqus® (Dassault Systèmes, Waltham,
MA);
7- Estudo numérico no Abaqus® da transmissão de tensões ao osso
envolvente para diferentes geometrias de implante.
4
2.Conceitos
2.1. Anatomia do periodonto
Nesta secção será abordada de forma resumida a constituição
anatómica da região que envolve o dente[4]. Os constituintes deste sistema
anatómico são o dente, a gengiva, o ligamento periodontal, o cemento radicular
e osso alveolar, ver figura 1.
Figura 1 - Desenho esquemático do dente. G- gengiva; PL- ligamento periodontal; RC- cemento radicular; ABP- osso alveolar propriamente dito; AP- processo alveolar. [5]
5
2.1.1. Gengiva
A gengiva corresponde à mucosa mastigatória que cobre o processo
alveolar e circunda a porção cervical dos dentes. Em direção à coroa, a
gengiva termina na margem gengival livre, que possui um contorno parabólico.
Em sentido apical, esta é contínua com a mucosa alveolar. [4, 5]
A gengiva pode ser dividida em duas porções: a gengiva livre e a
gengiva inserida, ver figura 2. A gengiva livre é composta pela gengiva
vestibular (a que se situa do lado da bochecha), pela lingual ou palatina e pela
interdental (ou papila interdental). Normalmente, a margem gengival livre é
arredondada, de modo a formar uma pequena invaginação ou sulco entre o
dente e a gengiva que é limitada pela junção cemento-esmalte. A margem
gengival livre fica na superfície do esmalte, a cerca de 0,5-2 mm
coronariamente à junção cemento-esmalte.[4, 5]
Figura 2- Fotografia da cavidade oral mostrando a gengiva; desenho esquemático da gengiva à FG gengiva livre, AG gengiva inserida, CEJ junção cemento-esmalte, MGJ junção mucogengival[5].
A gengiva inserida é limitada pela ranhura gengival livre ou por um plano
horizontal que passa ao nível da junção cemento-esmalte [4, 5].
6
2.1.2. Ligamento periodontal
O ligamento periodontal é constituído por tecido conjuntivo laxo que
circunda a raiz do dente, unindo o cemento radicular ao osso alveolar, ver
figura 3. Este pode ser dividido em diferentes feixes de fibras de colagénio, tais
como as fibras da crista alveolar, as fibras horizontais, as fibras oblíquas e as
fibras apicais.[4, 5]
Figura 3 - Desenho esquemático representando o ligamento periodontal. ACF- fibras da crista alveolar; HF-fibras horizontais; RC- cemento radicular; OF- fibras oblíquas; ABP- osso alveolar propriamente dito; APF- fibras apicais. [5]
2.1.3. Cemento radicular
O cemento radicular é um tecido calcificado especializado que possui
muitas características em comum com o tecido ósseo e recobre as superfícies
radiculares dos dentes, ver figura 3. Considera-se que existem dois tipos de
cemento radicular. O primário ou acelular, que é formado em associação com a
formação da raiz e o cemento secundário ou celular que se forma após a
erupção dos dentes e em resposta a demandas funcionais [4, 5].
7
2.1.4 Osso
O osso é formado a partir da mineralização da cartilagem criada durante
os estádios embrionários. O osso humano evolui para se adaptar às alterações
provocadas pelas condições envolventes, de origem funcional. Este tem sido
um tópico para a investigação científica durante séculos. Em 1882, Julius Wolff,
fisiologista, anatomista e cirurgião ortopédico alemão, publicou um livro
intitulado “ A lei da remodelação óssea” (tradução). Este livro aborda a relação
da distribuição entre o osso cortical/esponjoso e as cargas mecânicas a que
está sujeito. O resultado do trabalho desenvolvido por este investigador ficou
conhecido no meio biomecânico como a lei de Wolff[6]. Esta lei defende que os
constituintes celulares osteoclastos (responsáveis pela reabsorção óssea) e os
osteoblastos (responsáveis pela deposição de osso) são fundamentais no
processo de modelação do osso, sendo este constituído por osso cortical e
osso trabecular. A arquitetura do osso trabecular demonstra ser uma estrutura
óptima para a função de suporte de forças, o que sugere que a sua formação é
altamente influenciada pelas forças que por si são suportadas. Durante a vida,
a relação entre a arquitetura e a resistência mecânica do osso, corresponde à
alteração das forças externas que sobre ele actuam.[7] Desta forma o osso
reage às tensões que sobre ele actuam. Quando a tensão é inferior a uma
certa magnitude dá-se a reabsorção do osso, assim como quando esta é
superior a uma certa magnitude
Figura 4- A base da teoria trajetorial de Wolff. À esquerda está representada a secção da epífise do fémur, onde mostra a arquitetura do osso esponjoso que está esquematicamente representada no desenho do meio ; À direita um modelo representa as trajetórias das tensões usando um gráfico estático. As trajetórias das tensões são curvas que representam a orientação das tensões máximas e mínimas no material sob carga. As tensões máximas e mínimas intersectam-se sempre na perpendicular. [7]
8
O intervalo entre estas magnitudes estimula a formação de osso [8]. Na
literatura apenas uma citação apresenta valores para este intervalo. Segundo
este investigador 1,38 MPa é o valor abaixo do qual ocorre reabsorção óssea
por atrofia, 1,72 MPa é o valor óptimo e a reabsorção patológica dá-se para
tensões superiores a 4,83 MPa[9].
O osso é um material muito resistente. A resistência depende de vários
fatores, que incluem a porosidade, nível de mineralização, densidade,
organização das fibras de colagénio e ritmo de deformação. O osso é
anisotrópico. Para o osso cortical o stress máximo reportado é de 170 MPa em
compressão e 100 MPa em tração. Para o osso trabecular os valores são
iguais para compressão e tração, entre 2 e 5 MPa[10].
2.1.4.1. Osso alveolar
O osso alveolar é o osso que constitui o processo alveolar. Este está
definido como as partes da maxila e mandíbula que formam e dão suporte aos
alvéolos dos dentes. O processo alveolar surge em associação com o
desenvolvimento e a erupção dos dentes e é reabsorvido quando existe a
perda do dente a que está associado.[4, 5]
O osso alveolar é constituído por osso cortical/compacto e
trabecular/esponjoso. O osso compacto, em conjunto com os ligamentos
periodontais que fornecem a suspensão dos dentes, sobrecarregam o osso
esponjoso adjacente às raízes, de tal modo que as trabéculas ósseas
assumem uma orientação consistente com as linhas de força, ver figuras 5 e 6.
As trabéculas vértico-radiais têm origem no osso esponjoso, próximo ao ápice
da raiz e divergem em forma de leque para se inserirem no osso compacto
circundante, dependendo se se trata da maxila ou da mandíbula.[11]
9
Figura 5 Corte do osso maxilar. a- trabéculas vértico-radiais; b- trabéculas horizontais-radiais; c- osso compacto do soalho do seio maxilar[12].
Figura 6- Corte do osso mandibular. a- trabéculas vértico radiais; b- trabéculas horizontais-radiais[12].
Além da quantidade de osso, é também importante a qualidade óssea. A
classificação mais aceite e divulgada é a de Leckholm e Zarb, [6, 13] que
propõe 4 tipos de qualidade óssea :
(i) TIPO 1 – Quase todo composto por osso cortical. A zona medular é
quase inexistente. Este tipo ósseo é muito duro mas pouco
vascularizado. Encontra-se na região anterior da mandíbula.
(ii) TIPO 2 – Com uma cortical compacta mas com uma zona medular,
apresenta uma trabéculação densa. É um bom tipo de osso para colocar
implantes, pois combina a estabilização mecânica com a irrigação.
Encontra-se na região anterior da maxila e posterior e anterior da
10
mandíbula. O osso trabecular/esponjoso denso é englobado por osso
cortical que forma uma camada com a espessura de 2 mm.
(iii) TIPO 3 – Com uma cortical delgada, mas ainda definida, e uma medula
de maiores dimensões e com uma trabéculação densa. É também um
bom osso para a osteointegração Encontra-se na região anterior e
posterior da maxila e posterior da mandíbula. Neste, a espessura do
osso cortical envolvente é de 1 mm.
(iv) TIPO 4 – Com cortical muito fina (cerca de 1 mm) ou com ausência de
cortical e quase todo composto por osso esponjoso de trabéculação
pouco densa. É aconselhável a carga diferida. Encontra-se na região
posterior da mandíbula.
Figura 7- Esquema da qualidade do osso de Leckholm e Zarb[14].
Figura 8- Imagem com corte de mandibula à esquerda; à direita representação esquemática do osso cortical (em cima) e osso esponjoso[12].
11
2.2. Dente/Implante
As gengivas dos dentes e a mucosa dos implantes têm algumas
características em comum, mas diferem na composição do tecido conjuntivo,
no alinhamento dos feixes de fibras de colagénio e na distribuição das
estruturas vasculares na porção apical ao epitélio juncional[5].
O implante osteointegrado executa uma função similar ao do dente
natural quando sujeito a ciclo de carga estática e dinâmica. A transmissão de
cargas funcionais ao osso, através do complexo prótese/implante é muito
diferente da do dente natural com um periodonto saudável. Nos dentes naturais
o ligamento periodontal atua como uma almofada. No implante osteointegrado
as cargas de oclusão são transmitidas diretamente ao osso envolvente [15].
Figura 9- Esquema comparativo entre o sistema anatómico do dente e o do implante [16].
Comparando os dentes aos implantes, nos dentes existem mecanismos
de proteção específicos, tais como o epitélio de união, o tecido conetivo e o
sistema imunitário. Daí o sistema com o implante estar mais susceptível ao
desenvolvimento de uma patologia[5].
12
2.2.1. Formação do espaço biológico
Tal como em redor do dente, também em redor do implante existe um
espaço biológico que se forma após a colocação do mesmo. Em implantologia,
este fenómeno caracteriza-se por uma reabsorção óssea em redor dos
implantes (entre 1,5 mm a 2 mm). Aceita-se que ocorra esta perda de osso,
após o implante ser exposto na cavidade oral, através de um pilar de suporte
de uma prótese ou de um pilar de cicatrização. O espaço existente entre os
componentes (pilar e implante) é conhecido por microgap e colonizado por
bactérias (biofilme ou microleakage), que em conjunto com a presença de
micro-movimentos, entre ambas as peças, serão os fatores responsáveis pela
formação deste espaço. A teoria mais aceite para a formação deste espaço é
que este desempenha o papel de barreira funcional às bactérias que se
localizam no microgap [17, 18].
Figura 10- Fotografia demostrando a sondagem do espaço biológico[5].
Figura 11- Esquema comparando os espaço biológico do dente à esquerda e o implante à direita [5].
O espaço biológico que rodeia o dente apresenta algumas diferenças do
que rodeia o implante. Enquanto no dente tem uma localização supracrestal, no
13
implante localiza-se subcrestalmente, quando a plataforma é ao nível da cresta.
O interface, tecido conetivo supralveolar e a superfície de um implante são
diferentes do interface homólogo do complexo gengivo-dentário. A união do
epitélio com a superfície do implante é formada por tecido conjuntivo, mas ao
contrário do dente a sua disposição não é perpendicular mas sim paralela em
relação à superfície do implante. Na zona mais coronal do implante, o tecido
conjuntivo tem uma disposição circunferencial e apresenta uma maior
proporção de fibras em relação aos fibroblastos, apresentando uma
vascularização escassa em relação ao dente. A união do epitélio com a
superfície do implante é relativamente débil e a sua destruição permite que a
contaminação bacteriana se estenda até ao osso, levando à sua destruição, ou
seja, à instalação de uma periimplantite.[18, 19]
2.2.2. Osteointegração
O conceito de osteointegração surgiu da investigação que se começou a
realizar em 1952 que estudou a microcirculação da medula óssea no perónio
do coelho. Esta investigação fazia uso de uma câmara de titânio implantada no
osso. Quando chegou a altura de as remover, verificou-se que estas tinham
estabelecido uma verdadeira osteointegração com o tecido ósseo, pois não era
possível removê-las do osso cicatrizado. A estrutura de titânio tinha sido
completamente integrada no osso e o tecido mineralizado era totalmente
congruente com as microirregularidades da superfície do titânio.[20]
Segundo o criador do conceito, Per-Ingvar Branemark, osteointegração
define-se como a conexão direta, estrutural e funcional, entre o osso vivo
ordenado e a superfície de um implante submetido a carga funcional.[20]
14
Figura 12- Representação esquemática das várias etapas da osteointegração. a) 1-contacto entre o implante e o osso, 2- hematoma na cavidade confinada pelo implante e o osso, 3- osso que sofreu dano térmico e mecânico inevitável, 4-osso ileso, 5- implante; b) 6- durante a cicatrização sem carga o hematoma transforma-se em osso por formação de calo ósseo, 7-o osso que sofreu dano cicatriza e é revascularizado, desmineralização e remineralização; c) 8- depois do período de cicatrização do tecido ósseo este fica em estreito contacto com a superfície do implante sem nenhum tecido intermediário; d) 9- nos casos de insucesso o tecido conjuntivo não mineraliza dando origem a uma pseudoartrose que se estabelece na periferia do implante[20].
3.Parametros relacionados com o implante
A Implantação está associada à transferência de tecido morto ou
material para um sistema biológico, enquanto a transplantação está associada
com a transferência de tecido vivo[21]. Implantologia dentária é o termo usado
para descrever a ancoragem de material aloplástico na mandibula e na maxila
para proporcionar retenção e suporte ao dente substituto[21].
A história da implantologia remonta a milhares de anos, incluindo várias
civilizações como os Chineses há 4000 anos, os Egípcios há 2000 anos e os
Incas há 1500 anos, entre outros[14].Descobertas antropológicas na Europa e
no continente Americano (Este e Central) são indicativas de que o Homem
tentou a reposição de dentes perdidos muito cedo na sua história. Na altura
usavam materiais homólogos ou aloplásticos incluindo dentes humanos e de
15
animais, osso esculpido e peças de função estética, pois em termos mecânicos
eram inúteis para a mastigação. Spaniard Alabucasim, no ano 1100 DC
aproximadamente, terá sido o primeiro a sugerir a aplicação de análogos e o
transplante de dentes para substituir dentes perdidos. Este método foi usado
durante séculos, tendo o seu expoente máximo no século XVIII em Inglaterra e
França. Onde aparentemente, os dentes de jovens eram comercializados para
substituir dentes perdidos. O elevado risco de transmissão de doenças e a alta
taxa de insucesso levou ao abandono desta prática[21].Com o avanço das
ciências naturais, nos séculos XVIII e XIX, Hartmann foi o primeiro a indicar
implantes para além da reposição de um dente isolado. Ele propôs, em 1891,
que dentaduras fossem fixas por raízes dentárias aloplásticas, sobe a forma de
parafusos. 1939 Strock foi o primeiro a tentar modificar a forma do implante
dentário, utilizando uma liga de crómio, cobalto e molibdénio (i.e.,Vitalium) para
criar um implante com um corpo estreado, semelhante a um parafuso de
madeira[21]. O primeiro implante subperiosteal foi desenvolvido e colocado em
1949, nos Estados Unidos da América, por Gershokoff e Goldberg.[22]
A fusão do osso ao titânio foi divulgada pela primeira vez em 1940 por
Bothe e seus colegas[20]. Branemark começou um estudo experimental na
circulação microscópica da medula óssea, para a qual usava câmaras de
titânio fixas ao osso. Reparou que estas não eram possíveis de retirar do osso
após o processo completo de cicatrização tivesse completo. A estrutura de
titânio tinha sido completamente incorporada no osso. Este fenómeno levou à
criação e estudo do conceito de osteointegração.[20] Este estudo levou à sua
aplicação em implantes dentários, em 1960[20].
Dez anos de ensaios pré-clínicos em cães, revelaram que a utilização do
implante não provoca reações adversas significativas, quer para os tecidos
duros quer para os moles. Os estudos em humanos começaram em 1965 e
foram, acompanhados ao longo de dez anos, tendo sido divulgados em
1977.[14] O sistema desenvolvido pelo grupo de Gotemburgo de Branemark
obteve um lugar especial em que o elemento básico é um parafuso de
titânio.[11].Nenhuma pessoa na história recente influenciou a geometria do
implante (implante endosteal parafuso/raiz) como Branemark.[14]
16
Figura 13 - Implante com para fuso/raiz segundo Branemark. I- implante; PFZ-cilindro do pilar; PFS-parafuso-âncora [12].
3.1. Tipos de implantes
Nos últimos 50 anos foram usadas várias técnicas de fixação de implantes.
O seu sucesso foi variável, mas tiveram o seu contributo para a evolução dos
implantes dentários. Abaixo se expõem os vários tipos de implantes [11]:
(i) A fixação transdental/ transfixação
(ii) Implantes submucosos
(iii) Implantes subperiosteais
(iv) Implantes endosteais
3.1.1. Fixação transdental/ transfixação
Com este método não há penetração da mucosa. A raiz do dente natural
e a ligação ao epitélio são mantidas; nesse sentido será, em princípio, um
sistema de implante fechado, em contraste com os outros métodos [11].
3.1.2. Implantes submucosos
Este método implica a implantação de pequenos dispositivos em forma
de botões sob a mucosa, para servir de fixação a uma prótese total,
particularmente na maxila[11].
17
3.1.3. Implantes subperiosteais
Este método implica a elevação do periósteo para colocação da
estrutura do implante. A ideia básica foi concebida por Muller em 1937.[11]
Estes implantes não estão ancorados no osso, como os endosteais. Estes são,
em vez disso, desenhados para se apoiarem na crista óssea sem se poder
afirmar que haja osteointegração.[23]
Figura 14- Imagem de um RX de mandibula com um implante subperiosteal [12].
3.1.4. Implantes endosteais
Um implante endosteal define-se como um material aloplástico cirurgicamente inserido no osso para servir de fundação prostodontica [14]. Os procedimentos de implantação endosteal são técnicas que visam a ancoragem do implante no osso mandibular ou maxilar, onde o corpo do implante geralmente penetra no osso cortical [21].
Os implantes dentários são feitos de matérias biocompatíveis, sendo cirurgicamente inseridos no osso mandibular ou maxilar com funções prostodonticas. Os implantes inseridos no osso (endosteais) são similares às raízes naturais do dente e não necessitam de suporte por parte dos dentes adjacentes [22].
Existem vários tipos de implantes endosteais: os implantes em lâmina, os implantes de cilindro oco e os implantes em parafuso/raiz [11].
18
Figura 15- Imagem com um implante do tipo lamina à esquerda [24]; vários implantes do tipo cilindro oco, no centro[12]; implante do tipo parafuso/raiz à direita [25].
3.2. Geometrias
A geometria do implante é fundamental para que a prótese seja
funcional e uma vida útil longa. As características da geometria vão influenciar
diretamente a distribuição das forças aplicadas (compressão, tração e corte)
através do implante aos tecidos[26].Os implantes dentro do mesmo tipo
apresentaram várias geometrias ao longo dos tempos. Segundo a literatura as
geometrias usadas com mais aceitação foram[27]:
(i) Implante cilíndrico e oco (Figura 15a);
(ii) Implante com socalcos, em inglês stepped (Figura 15b);
(iii) Implantes roscado, i.e., em parafuso (Figura 15c).
19
a) b) c) Figura 16- a) Implante com geometria de cilindro oco, RX de implante de cilindro oco em função á direita [28]. b) Implante com geometria stepped,.RX de implante stepped em função à direita [29]. c) Implante em forma de parafuso[25]
A geometria dos implantes endosteais evoluiu ao longo de várias
gerações de implantes. Como está patente na figura 15 anteriormente
apresentadas, esta passou pelos cilindros ocos, pelos parafusos ocos e
ultimamente, os mais aceites, são os parafusos maciços.[27]
3.3. Tratamento superficial
A superfície dos implantes foi há muito identificada como um importante
fator no condicionamento da interação molecular, da resposta celular e
osteointegração. Resultados experimentais comprovam que alguns tipos de
superfícies promovem a formação de novo osso em relação às superfícies
lisas. As superfícies rugosas foram identificadas como um importante
parâmetro na capacidade de ancoragem ao osso. O principal objetivo para a
modificação das superfícies dos implantes é promover uma osteointegração
20
mais forte, de uma forma mais rápida. Estas características vão aumentar a
estabilidade durante o processo de cicatrização, melhorando a performance
clínica, nos casos de fraca qualidade e quantidade de osso. Atualmente, as
superfícies dos implantes são modificadas por várias tecnologias: maquinação,
jacto de areia, corrosão ácida, anodização, modificação por laser e por
combinações. Estes diferentes métodos de modificação de superfície de
implantes levam a diferentes propriedades que afetam a resposta do recetor ao
implante. [30]
3.3.1 Maquinação
A superfície maquinada foi a primeira geração de superfícies de
implantes e era relativamente lisa[20]. Diferentes graus de rugosidade foram
obtidos com o uso de diferentes técnicas de maquinação.[30]
Figura 17- Microfotografia de uma superfície maquinada [31]
3.3.2 Projeção de areias
O aumento de rugosidade de um implante pode ser obtido por projeção
de pequenas partículas sobre a superfície, que é denominada de projeção de
areia. Quando a partícula choca com a superfície do implante cria uma cratera.
A rugosidade resultante é normalmente anisotrópica, formada por crateras
arestas e partículas encrostadas.[30]
21
Figura 18 - Microfotografia de uma superfície obtida por projecção de areia [32]
3.3.3. Ataque ácido
Com o ataque ácido a superfície é escavada pela remoção de grãos da
superfície do implante. A rugosidade resultante depende do material, da sua
microestrutura, do ácido usado e do tempo de banho.[30]
3.3.4. Combinação de projecção de areias e ataque á cido (SLA)
A maioria dos implantes disponíveis no mercado apresenta um
tratamento superficial baseado na combinação das técnicas de projecção de
areias com o taque ácido. Este método permite obter uma superfície com uma
rugosidade composta (com dois graus diferentes) e remover as partículas
encrostadas.[30]
22
Figura 19- Microfotografia da superfície de um implante SLActiveR da empresa Straumann com tratamento superficial SLA[31]
3.3.5. Anodização
A anodização ou oxidação anódica é um processo electroquímico que
corre no electrólito. Uma superfície anodizada é uma superfície com poros
abertos na ordem dos micrómetros, formada pela criação de um óxido de
titânio, parcialmente cristalino, enriquecido por fosfatos [30].
Figura 20- Microfotografia da superfície TiUniteR de um implante dentária da empresa Nobel, obtida pelo processo de anodização[31]
23
3.3.6. Texturização a laser
O laser é uma técnica emergente na micromaquinação para a produção
de estruturas à escala micro e nanométrica. É rápida, extremamente limpa e é
adequada à modificação de superfícies, permitindo a criação de
microestruturas complexas e com alta resolução.[30]
Figura 21 - Microfotografia da superfície de um implante BioHelixR , obtida pelo processo de texturização a Laser[31]
3.4. Conexões
A conexão implante-pilar é de suma importância para o sucesso da
prótese. É a conexão implante pilar que influencia determinantemente a força
de articulação e a sua estabilidade axial, assim como a estabilidade lateral e
rotacional [33]. As conexões dos implantes podem ser externas ou internas.
Estas, por sua vez, apresentam vários tipos de encaixe. As conexões internas
ainda podem ser cónicas e dentro destas apresentar uma forma específica que
são as de cone Morse[33-35]. A conexão cone-Morse foi desenvolvida para
suprir as desvantagens das conexões hexagonais e tem a particularidade de
apresentar paredes cónicas com uma orientação precisa, as quais
proporcionam o contacto direto com o implante. Este sistema permite toque por
atrito das paredes internas do cone do implante, diminuindo assim a folga
existente entre pilar/implante [34].
Tal como foi referido anteriormente, o espaço existente entre os
componentes (pilar e implante), em conjunto com a presença de micro-
24
movimentos entre ambas as peças, são os fatores responsáveis pela formação
do espaço biológico.
Para minimizar a reabsorção da crista óssea surgiu o conceito da troca
de plataforma (Plataforma Switch), onde se desloca a microfenda entre pilar e
implante, mais para o interior da plataforma do implante. Isto vai ajudar a
preservar o osso periimplantar [36].
Figura 22- implante com conexão implante/pilar externa hexagonal [37]
Figura 23- implante com conexão implante/pilar interna hexagonal [38].
25
Figura 24- esquema de implantes com diferentes tipos de conexão; a) externa, b,c,d) tipos de conexão interna [39].
Figura 25- esquema em que a seta aponta para o intervalo entre o pilar e o implante criado o que se denomina de troca de plataforma (platform switch) [40].
3.5. Estado da arte
Uma definição de estado da arte é “Nível mais avançado de
conhecimento ou de desenvolvimento em determinada arte em determinado
momento”.[41] Neste momento o tipo de implante usado a nível mundial é o
endosteal em parafuso, fabricado em titânio, sendo a liga Ti6Al4V a mais
comum. A partir deste tipo existem várias geometrias no mercado.
(i) Cónicos (Figura 26a);
(ii) Cilíndricos (Figura 26b);
(iii) Tapered (Figura 26c).
I. Cónicos
26
a) b) c)
Figura 26- a) implantes cónicos à esquerda e RX de implantes cónicos em função à direita [37]. b) implante com geometria de cilindro [42]. c) implante com geometria tapered à esquerda [43]; Rx de implante tapered em função à direita [44].
Quanto ao tipo de superfície a mais evoluída é a superfície rugosa. Em relação às conexões, tanto a interna como a externa são consideradas como atuais.
Figura 27- Implante com conexão externa e conexão interna [45]
Não foi encontrada nenhuma entrada do índice de ilu strações.
27
4.Relação da patologia com os parâmetros que
caracterizam o implante
4.1. Periimplantites
A periimplantite é um dos maiores problemas clínicos a ser enfrentado
em Implantodontia [46], pelo que constitui também um enorme desafio a
própria definição do fenómeno. A periimplantite é definida como um processo
inflamatório que afeta os tecidos que circunscrevem um implante
osteointegrado, resultando em perda do osso de suporte. Esta reação é
secundária a uma infeção local, com diversos padrões em comum com a
periodontite crónica [47]. A periimplantite é diagnosticada quando ocorre perda
progressiva de osso periimplantar, excedendo os limites de tolerância de
reabsorção de osso, após sucesso da osteointegração do implante, ou seja, a
média anual de perda óssea vertical peri-implante não deve ser maior que 0,2
mm [48].
De acordo com a Federação Europeia de Periodontologia[49], as
infeções periimplantares podem ser classificadas como:
(i) Mucosite periimplantar - é considerada uma inflamação reversível
que afeta os tecidos moles adjacentes a um implante;
(ii) Periimplantite - corresponde a um processo inflamatório que afeta os
tecidos adjacentes a um implante osteointegrado, resultando em
perda óssea [49, 50].
A periimplantite tem início numa inflamação superficial da mucosa
perimplantar (mucosite). Caso permaneça sem tratamento, o processo pode
tornar-se progressivo e irreversível, levando a perda óssea vertical e horizontal,
comprometendo a longevidade dos implantes.[51]
Jemt & Albrektsson fizeram a seguinte pergunta “ How has periimplantitis
been defined?” e testaram as definições[51]. Albrektsson & Isidor definiram
28
periimplantite como “inflamação com perda de osso no tecido envolvente do
implante funcional”[51]. De acordo com esta definição, qualquer sinal de perda
de osso (mesmo ˂0,2 mm anualmente) com inflamação, pode ser interpretada
como um sinal de periimplantite, mas é de realçar que os mesmos autores, no
mesmo artigo, aceitam uma perda óssea de 1,5mm durante o primeiro ano e
uma perda ˂0,2 mm anualmente, a partir desse momento, como um implante
de sucesso, definiram periimplantite como implante que demonstre hemorragia
à sondagem e/ou secreção purulenta (infeção). Combinado com uma perda
total de osso de 1,8 mm ou mais durante 8 a 13 anos após a primeira consulta
anual de acompanhamento[51].
A definição anterior é diferente da de Fransson que define qualquer
absorção de osso após o primeiro ano, como sendo indicativa de perda de
osso.[52]
4.2 Causas da patologia
A etiologia da periimplantite é multifatorial. Assim, importa elencar e
explanar os fatores implicados no desenvolvimento de periimplantite:[19]
(i) Microorganismos;
(ii) Estado do tecido periimplantar;
(iii) Superfície;
(iv) Conexões,
(v) Geometria do implante
(vi) Sobrecarga mecânica
29
4.2.1. Microrganismos
Sempre que há colonização de tecidos por microorganismos
patogénicos observa-se o desenvolvimento de patologia devido à infeção e à
resposta inflamatória subsequente.
Em 1983 Rams & Lin, apresentaram estudos sobre a flora microbiana
associada ao insucesso de implantes e demonstraram que as bactérias
presentes nas periimplantites eram principalmente espécies gram-negativas
anaeróbias[53]. Achados microbiológicos, relativos à flora microbiana de
implantes rejeitados, indicam que as bactérias implicadas nas periodontites
infecciosas, talvez tenham um papel relevante no desenvolvimento da patologia
periimplantar. Staphylococci spp., Capnocytophages e Spiroquetes,
Fusobacteria spp., Porphyromonas gingivalis, Prevotella intermédia e
Actinobacillus actinomycetemcomitans [53].
Estudos utilizando técnicas de Polimerase Chain Reaction (PCR),
sondas de DNA e meios de cultura seletivos, determinou a flora microbiana
associada à patologia periimplantar. Esta é composta por bactérias gram-
negativas das quais se destacam Aggregatibacter actinomycetemcomitans,
Prevotella intermedia, Porphyromonas gingivalis e Tanerella forsythus [54-56].
Outro estudo relacionou esta flora microbiana como sendo comum à
periodontite e à periimplantite [57]. Outro grupo de bactérias isoladas de casos
de periodontite que é comum à periimplantite são os estafilococos, dos quais
se destacam o Staphylococcus epidermidis e Staphylococcus aureus,[58]
30
4.2.2. Estado do tecido periimplantar
O tecido periimplante tem um papel fulcral como barreira biológica aos
possíveis agentes patogénicos da periimplantite. A flora microbiana
subgengival, em pacientes parcialmente edêntulos, reabilitados com implantes,
é mais patogénica quando comparadas à de pacientes desdentados totais. Isso
mostra a influência da doença periodontal no início e progressão da patologia
periimplantar, nos dentes adjacentes. Segundo Apse existe a possibilidade de
que dentes naturais possam servir como reservatório de patogénicos
periodontais, os quais podem colonizar os tecidos ao redor de implantes.[56]
Diversos estudos confirmaram o conceito de que a flora microbiana
presente na cavidade oral, aquando da colocação do implante, determina a
composição da flora microbiana em redor dos implantes. Consequentemente, o
biofilme presente nos dentes remanescentes influência a composição da
microbiana peri implantar. Um estudo comparou a colocação de implantes em
pacientes com e sem periodontite. Os resultados indicaram que o grupo que
possuía periodontite foi mais suscetível a periimplantite do que o grupo sem
periodontite.[2]
4.2.3 Superfícies
A superfície de um implante condiciona o possível desenvolvimento de
periimplantite pelo facto de esta permitir a maior ou menor adesão
bacteriana.[56] A rugosidade e a composição química da superfície de um
implante têm um grande impacto na formação da placa bacteriana.[59] O
estudo de diferentes superfícies de implantes (hidroxiapatite, titânio puro,
alumina e zircónio) verificou-se que se encontrava Streptococos spp. em todos,
nas primeiras quatro horas e anaeróbios nas 48 horas seguintes.[60] Ainda
neste estudo, verificou-se que as superfícies mais rugosas permitiam uma
maior aderência das bactérias. O que demonstra que os implantes com
31
superfícies rugosas têm maior tendência a criar biofilmes de bactérias
patogénicas, permitindo o desenvolvimento de periimplantite.[56, 60]
Superfícies de implantes com elevada rugosidade podem facilitar a
adesão de bacteriana meio subgengival, onde condições de anaerobiose
favorecem o crescimento de espécies patogénicas [51]. Num trabalho
experimental realizado em cães, testou o desenvolvimento de doença em
implantes com diferentes superfícies: polida e SLA (superfície tratada com jato
de areia e ataque ácido). Verificou-se que a extensão da inflamação e perda
óssea causada pela progressão da periimplantite foi significativamente superior
na superfície SLA, ou seja, na superfície mais rugosa.[56]
A rugosidade do implante não tem influência no desenvolvimento de
periimplantite, quando o implante está localizado totalmente intra-ósseo.
Quando o implante fica exposto, essa propriedade contribui para o aumento da
retenção do biofilme bacteriano, sobretudo em pacientes sem hábitos de
higiene oral [19, 51]. Estudos demonstraram que a diminuição da rugosidade é
acompanhada de menor colonização bacteriana até um limite de rugosidade
média (Ra) de 0,2µm [59]
4.2.4 Conexões
Um sistema implante-prótese que apresente desajustes pode favorecer
a retenção da placa bacteriana, para além de permitir a passagem de
microrganismos para o interior do pilar transepitelial. Segundo um estudo de
Binon et al, isto acontece devido à existência de um erro, corrente, no
ajustamento dos componentes da ordem dos 20µm a 49µm[19]. Este espaço
proporciona um meio de colonização para os microorganismos com tamanhos
inferiores a 10 µm[19].
O conjunto pilar-implante oferece condições de retenção de biofilme
bacteriano. A coaptação deficiente entre os componentes prostéticos e o topo
do implante também é responsável pela infiltração bacteriana e,
32
consequentemente, colonização bacteriana no aspeto interno dos
implantes[51].
Trabalhos de Traversy e Birek[19] e Quirynen e Van Steenberghe[19]
registaram infiltração de fluidos e bactérias na interface do conjunto pilar
/implante. Os primeiros demonstraram, em estudo in vitro, que na interface
implante/pilar do sistema Branemark ocorre infiltração bidirecional de fluído. Na
colonização bacteriana do interior dos implantes, predominam estreptococos
anaeróbios e facultativos, além de bastonetes anaeróbios Gram-positivos dos
géneros Propionibacterium, Eubacterium, Actinomyces e bastonetes
anaeróbios Gram-negativos como os do género Fusobacterium, Prevotella e
Porphyromonas. Esse facto pode aumentar o risco de inflamação dos tecidos
perimplantares, e consequentemente comprometer a estabilidade do implante
sendo um fator potencial de desenvolvimento de periimplantite[34]. Fenómenos
de corrosão podem ocorrer quando a um implante de titânio se conecta uma
estrutura de metal não nobre. Está provado que neste caso há um aumento de
macrófagos nos tecidos que envolvem o implante promovendo a reabsorção
óssea inicial por razões não infecciosas, mas que após contaminação dão
origem a uma periimplantite.[19]
4.2.5. Geometria
A geometria do implante parece ser de menor importância desde que o
implante tenha sido colocado correctamente. Mas há que contar com a
influência da geometria no modo de transmissão de forças ao osso. Esta
transmissão pode gerar uma sobrecarga em algum ponto, especialmente na
zona de união entre o osso e o colar cervical do implante. A perda de osso
neste ponto biomecanicamente débil facilita a formação de um defeito ósseo
que após contaminação pode dar origem a uma periimplantite.[19]
33
4.2.6. Sobrecarga mecânica
Sobrecarga (overload) é o termo definido a um desequilíbrio
biomecânico entre forças funcionais e parafuncionais, atuando sobre uma
prótese que por sua vez se reflete no implante e no osso alveolar. Clinicamente
essa disfunção pode causar a perda da osteointegração. Esse sinal clínico
manifesta-se devido à substituição do tecido ósseo por uma cápsula fibrosa
não funcional. Momentos de força excessiva podem induzir a falhas mecânicas
e biológicas do implante. A sobrecarga oclusal pode ser o factor principal de
perda de integração de um implante estável. O desenvolvimento de inflamação
nos implantes com excessivo trauma oclusal pode aumentar o efeito da carga
excessiva, podendo ocorrer maior reabsorção óssea ao redor de implantes. O
somatório do trauma oclusal com a flora microbiana patogénica leva ao
desenvolvimento de periimplantite.[61]
Uma vez identificados todos os fatores que influenciam a
desenvolvimento de periimplantites, a investigação debruçou-se no seu fator de
estudo, a geometria.
34
5 SolidWorks®
O Solidworks® é um software de CAD desenvolvido em 1993 pela
Solidworks® Corporation, adquirida em 1997 pela Dassault Systèmes S.A..
Este software baseia-se em computação paramétrica, criando formas
tridimensionais a partir de formas geométricas elementares. a criação de um
sólido ou superfície tipicamente começa com a definição de topologia em um
esboço 2D ou 3D. A topologia define a conetividade e certos relacionamentos
geométricos entre vértices e curvas, no esboço e externos ao esboço[62] .
Após um processo de aprendizagem de utilização deste software,
através da frequência de um curso de formação, veio o período de
desenvolvimento de estruturas 3D. Em primeiro lugar desenvolveu-se um
implante roscado a partir do qual se alteraram vários parâmetros para serem
avaliados e comparados entre si. Foi também com este software que se
procedeu à criação de uma estrutura para simular o osso envolvente. Este osso
é constituído por osso cortical e esponjoso, daí o desenvolvimento de duas
peças em que uma envolve a outra num encaixe prefeito, para se testar o efeito
da carga sobre o implante quando incluso no osso.
Figura 28- Modelo de implante criado em Solidworks®
35
Figura 29- Modelo de osso cortical criado em Solidworks®
Figura 30- Modelo de osso trabecular criado em Solidworks®, arquivo do autor
36
6 Abaqus®
O Abaqus® é um programa de cálculo numérico que permite realizar
análises estruturais. Com este programa é possível simular o comportamento
mecânico de estruturas, seja da indústria aeroespacial, automóvel,
componentes eletrónicos, dispositivos médicos, entre uma infinidade de outras
hipóteses, simulando virtualmente as condições reais da sua utilização.[63]
A sua primeira versão data de 1978, desenvolvida por David Hibbitt,
Bengt Karlsson e Paul Sorenson na firma constituída pelos três e denominada
HKS, inc. Em 2002, a firma HKS Inc. passa a chamar-se Abaqus® Inc. e em
2005 é adquirida pela companhia francesa Dassault Systèms. [63]
Numa primeira fase foram importados os modelos 3D desenvolvidos no
Solidworks® . Uma vez importadas para o Abaqus® as diferentes peças foram
processadas. O processamento consiste em várias etapas. Primeiro na
atribuição de todas as características inerentes ao material que constituía cada
peça (densidade, módulo de Young, coeficiente de Poisson). Após este passo,
as diferentes peças são montadas umas nas outras para constituir um modelo
que ira simular um implante inserido no osso. De seguida são definidas as
superfícies que vão interagir umas com as outras e o modo de interação. Neste
caso todas as peças são consideradas encastradas umas nas outras, isto
porque osso é uma peça única constituída por dois tipos de osso (cortical e
trabecular) e o implante considera-se totalmente osteointegrado com o “osso”,
cortical e trabecular.
Figura 31- Modelo 3D importado do Solidworks® e processado em Abaqus®
37
Numa segunda fase foi seguido o mesmo modelo de investigação mas
agora em 2D. Para este estudo todas as peças do modelo foram desenvolvidas no Abaqus® .
Figura 32- Modelo 2D criado em Abaqus® , arquivo do autor
38
7. Estudos
Baseado em vários estudos biomecânicos de implantes com
complicações devido a ganharem folga ou partirem, foi reconhecida a
necessidade de desenvolver novas geometrias para implantes, de forma a
melhorar a sua estabilidade biomecânica. Quando em ação, os implantes são
sujeitos a cargas altamente complexas de diferentes durações, direções e
magnitudes, para além da transmissão de carga para o interface osso-implante.
A durabilidade funcional das próteses está altamente relacionada com a
estabilidade dos componentes do complexo implante-pilar-coroa. Dentro deste
complexo a geometria dos diversos componentes poderá ter um profundo
impacto na vida funcional do implante.[64]
Segundo um estudo comparativo entre vários implantes existentes no
mercado a geometria do implante está diretamente relacionada com a
transferência de tensões para o osso envolvente, o que faz da geometria do
implante um dos fatores responsáveis pela sobrecarga no osso envolvente.
7.1. Modelos
Para o estudo da influência da geometria foi desenvolvido um modelo
numérico do sistema implante osso.
39
7.1.1. Desenvolvimento do modelo do implante
O desenvolvimento do desenho do implante dependeu de um levantamento
exaustivo dos modelos no mercado. Durante esta pesquisa deu-se especial
atenção às dimensões que caracterizam os implantes. Existe uma classificação
comum utilizada pelas diferentes marcas, mas que não respeitam as mesmas
dimensões. Um implante com as mesmas dimensões poderá ser classificado
de modo diferente. Mas de um modo geral, pelas dimensões os implantes
caracterizam-se em vários grupos:
a) Diâmetro-
(i) Estreitos- os que apresentam diâmetros compreendidos entre 3 e 3,6
mm exclusive;
(ii) Regulares- os que apresentam diâmetros compreendidos entre 3,6 e
5 mm exclusive;
(iii) Largos- os que apresentam diâmetros compreendidos entre 5 ou
mais mm exclusive.
b) Comprimento-
(i) Curtos- os que apresentam comprimentos entre 7 e 10 mm exclusive;
(ii) Normais- os que apresentam comprimentos entre 10 e 13 mm
exclusive;
(iii) Compridos- os que apresentam comprimentos entre 13 e 18 mm
exclusive.
Ainda se constatou outra evidência, os implantes com conexão interna por
norma são mais estreitos que os que apresentam conexão externa.
40
Figura 33- Implante com conexão externa à esquerda e conexão interna à direita [45]
O implante é do tipo parafuso maciço com o comprimento normal de 10mm e
diâmetro normal sendo o valor comum a ambos os tipos de conexão (interna e
externa) de 4mm.
Figura 34- Modelo de implante, à esquerda o modelo 3D, à direita o modelo 2D.
41
7.1.2. Desenvolvimento do modelo de osso
Osso tal como já foi referido é constituído por osso cortical e trabecular. Para o
estudo descrito foi simulado um osso tipo II segundo a escala de Leckholm e
Zarb 1985. Isto significa que o modelo de osso irá simular um osso com uma
cortical compacta mas com uma zona medular com uma trabéculação densa. O
osso trabecular denso é englobado por osso cortical que forma uma camada
com a espessura de 2 mm. Tendo o conjunto 24 mm de comprimento, 2 mm
osso cortical,20 mm-osso trabecular,2 mm-osso cortical.
Figura 35- Modelo de osso, conjunto osso cortical a azul, osso trabecular a rosa.
7.1.3. Características dos materiais
Para que o Abaqus® possa calcular a simulação do modelo em estudo é
preciso que sejam introduzidas a características que definem à luz da
mecânica esse material. As características são a densidade, o módulo de
Young e o coeficiente de Poisson.
42
Para o implante do estudo o material escolhido foi a liga de titânio
Ti6Al4V. Este material possui uma densidade de 4,51 g/cm3[65]. O módulo de
Young desta liga é de 110 GPa e o coeficiente de Poisson é de 0,32. [66]
No caso do osso estamos a falar de um material composto por dois
materiais com características distintas, o osso cortical e o osso trabecular. O
osso cortical apresenta uma densidade de 1,58 g/cm3 [8]. Quanto ao módulo de
Young este tipo de osso apresenta um valor de 13 GPa e um coeficiente de
Poisson de 0,3 [67]. O osso trabecular apresenta uma densidade de 0,64 g/cm3
[8], inferior à do osso cortical. O módulo de Young deste tipo de osso é de 1,37
GPa o que demostra a sua maior elasticidade em relação ao osso cortical, ou
seja é mais deformável quando sujeito à mesma força.[67] O coeficiente de
Poisson, por sua vez, é o mesmo para os dois tipos de osso 0,3.[67]
7.1.4 Caracteristicas da força aplicada
A força escolhida para este estudo tem a direcção do eixo dos zz, com o
sentido negativo e o ponto de aplicação no centro da superfície coronal do
implante. Para a determinação da magnitude da força investigou-se na
literatura experiências similares. Nos estudos encontrados as forças utilizadas
iam dos 10 N aos 2440 N[10] . Os valores mais comuns encontravam-se entre
os 100 N e os 400 N [6, 10, 68, 69]. Para este estudo foi atribuída à força o
valor de 360 N, que no modelo 3D que representa metade do modelo passa a
180 N e no que representa um quarto do modelo assim como no modelo 2D
apresenta o valor de 90 N.
43
7.1.5. Aplicação de malha de elementos finitos
Para o cálculo de distribuição de força é aplicado o método dos
elementos finitos. Para que esse cálculo seja possível primeiro é preciso criar a
malha para cada peça. A malha foi criada pelo uso do Abaqus®. Para o
implante o número de elementos variou entre os 390 e os 500. Para o osso
cortical o número de elementos rondou os 1700 e para o osso trabecular
rondou os 840 elementos.
a) b) c)
Figura 36 - peças do modelo 2D após calculdada a malha no Abaqus® ; a) implante, b) osso cortical, c) osso trabecular. Arquivo do autor.
7.1.6. Parâmetros geométricos do implante
No modelo do implante foram identificados alguns parâmetros
geométricos importantes como o colo, o corpo e a rosca (figura 37). Estes
44
parâmetros, através da sua variação, vão produzir variações na transmissão de
tensões ao osso adjacente, os escolhidos para o estudo em curso foram:
Figura 37- Modelo de implante com respectiva legenda.
7.1.6.1.Colo
Neste estudo, o colo é delimitado pela linha superficial coincidente com
nível superficial do osso e pela linha 2 mm abaixo desta. Segundo o modelo de
osso usado esta porção do implante vai interagir directamente com o osso
cortical, já que as suas dimensões são as mesmas. A geometria do colo
influencia o stress peri-implante criado pelas tensões geradas pelas cargas
aplicadas ao implante[67]. Neste estudo vamos testar quatro geometrias
distintas:
COLO
CORPO
ROSCA
PASSO
45
(i) reta
(ii)ângulo interno ao retirar 0,25 mm ao raio externo do colo
(iii) ângulo externo ao acrescentar 0,25mm ao raio externo
7.1.6.2. Corpo
O corpo é tudo o que não é colo, ou seja, é a porção do implante que vai
do limite inferior do colo até à extremidade, também denominada de ápice do
implante. Neste estudo testamos duas geometrias distintas:
(i) cónico ao retirar 1mm ao raio do ápice
(ii) reto com ápice redondo (o ápice é redondo devido a ser uma
geometria muito comum em todos os fabricantes)
7.1.6.3.Rosca
A rosca é o sulco espiral que percorre todo o corpo do implante, neste
caso em estudo. É este sulco que permite a progressão no osso do implante
quando sujeito a uma força que imprime uma rotação. Existem dois fatores que
definem a rosca. O passo, que é a distância entre dois sulcos consecutivos e a
profundidade, que não é mais que a profundidade do sulco.
7.2. Primeiro estudo
Num primeiro estudo partiu-se de um modelo 3D desenvolvido em
SolidWorks® e posteriormente processado em Abaqus® como já referido
anteriormente. Neste estudo conjugaram-se todos os parâmetros geométricos
(colo, corpo e rosca) atrás referidos. Num primeiro ensaio correu-se o modelo
completo e verificou-se que o modelo era muito pesado para o Abaqus® .
46
Figura 38- Modelo 3D completo criado em SolidWoks® e processado em Abaqus®
Este episódio levou a que se optasse pela estratégia de apenas usar
metade do modelo para correr a simulação uma vez que os resultados seriam
significativos. Esta estratégia demonstrou-se mais uma vez ser muito pesada
para o software o que conduziu a nova estratégia.
Figura 39- Metade do modelo 3D criado em SolidWoks® ® e processado em Abaqus® para que apenas metade seja calculado
A nova tentativa consistiu na divisão por quarto e desta forma utilizar um
quarto de modelo para correr no Abaqus®, o que mesmo assim demorava 10
47
dias a obter um resultado e o computador apenas apresentava capacidade
para correr três modelos em simultâneo.
Figura 40- Um quarto do modelo 3D criado em SolidWoks® e processado em Abaqus® para que apenas um quarto seja calculado,
48
7.3 Segundo estudo
Num segundo estudo partiu-se de um modelo 2D totalmente
desenvolvido em Abaqus®. Enveredou-se por um modelo 2D por ser mais
rápido de simular no software, o que se veio a verificar. Neste estudo os
parâmetros geométricos estudados foram os referentes ao colo e ao corpo do
implante.
Figura 41 - Modelo 2D criado e processado em Abaqus® , arquivo do autor
49
8 Resultados
O primeiro estudo demostrou-se demasiado complexo para a informação
que se queria obter. No início tentou-se simular com um modelo completo em
3D o que se demonstrou muito pesado para o computador calcular.
Provavelmente devido à rosca o número de superfícies de contacto era muito
grande e de difícil cálculo, o que levou ao seu abandono sem resultados.
Tentou-se então outra abordagem, que consistiu em usar apenas metade do
modelo para tornar o cálculo mais leve ao diminuir o número de superfícies
associadas à rosca. Esta abordagem revelou-se pouco eficaz pois o cálculo
continuou extremamente pesado. Numa nova tentativa de obter os resultados
pretendidos, voltou-se a partir o modelo a metade ficando com um quarto de
modelo para calcular. Esta modalidade também se demonstrou muito complexa
para o programa. Foi neste momento que se revelaram alguns problemas na
utilização dos modelos importados a partir do Solidworks® para o Abaqus®, o
que não permitiu o cálculo. Esta sequência de eventos levou a que se optasse
por uma nova estratégia, a utilização de modelos 2D.
O segundo estudo teve sucesso na obtenção de resultados. Apesar de a
simulação ter sido executada em 2D, o Abaqus® ® permite extrapolar os
resultados para 3D. Os resultados obtidos foram os seguintes, descritos nos
pontos 8.1 e 8.2.
Nesta Secção vão ser apresentados os resultados de várias simulações,
as quais se encontram listadas na Tabela 1. É importante referir que foram
usadas as mesmas condições de processamento (condições fronteira,
materiais, etc.) em todas as simulações, tendo-se feito variar apenas a
geometria do implante (fator em estudo).
50
Tabela 1 - Lista de simulações efetuadas
Colo reto Colo de ângulo externo
Colo de ângulo interno
Corpo cónico Simulação I Simulação II Simulação III
Corpo reto com ápice redondo Simulação IV Simulação V Simulação VI
8.1 SimulaçãoI:
Esta simulação envolve um implante de corpo cónico e colo reto. Os resultados obtidos estão ilustrados nas Figuras 42,43,44
Figura 42- Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo cónico e colo recto em 2D.
51
Figura 43- Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo cónico e colo recto em 3D.
.
Figura 44- Resultados da extrapolação para 3D do modelo de implante de corpo cónico com colo recto, representa apenas as tensões transmitidas ao osso cortical e trabecular.
A simulação do modelo de implante de corpo cónico e colo reto demonstrou que as tensões geradas no osso cortical chegam ao intervalo compreendido entre os 7,51 MPa e os 8,34 MPa enquanto no osso trabecular não excedem os 1,72 MPa (Figura 44).
52
8.2 Simulação II
Esta simulação envolve um implante de corpo cónico e colo de ângulo externo. Os resultados obtidos estão ilustrados nas Figuras 45,46 e 47
Figura 45- Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo cónico e colo de ângulo externo em 2D.
Figura 46- Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo cónico e colo de ângulo externo em 3D.
53
Figura 47- Resultados da extrapolação para 3D do modelo de implante de corpo cónico com colo de ângulo externo, representa apenas as tensões transmitidas ao osso cortical e trabecular.
A simulação do modelo de implante de corpo cónico e colo de ângulo externo demonstrou que as tensões geradas no osso cortical chegam ao intervalo compreendido entre os 4,20 MPa e os 5,03 MPa, enquanto no osso trabecular não excedem os 1,72 MPa (Figura 47).
54
8.3 Simulação III
Esta simulação envolve um implante de corpo cónico e colo de ângulo interno. Os resultados obtidos estão ilustrados nas Figuras 48,49 e 50
Figura 48- Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo cónico e colo de ângulo interno em 2D.
Figura 49- Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo cónico e colo de ângulo interno em 3D.
55
Figura 50- Resultados da extrapolação para 3D do modelo de implante de corpo cónico com colo de ângulo interno, representa apenas as tensões transmitidas ao osso cortical e trabecular.
A simulação do modelo de implante de corpo cónico e colo de ângulo
externo demonstrou que as tensões geradas no osso cortical chegam ao
intervalo compreendido entre os 10 MPa e os 913,3 MPa, enquanto no osso
trabecular não excedem os 1,72 MPa (Figura 50)
56
8.4. Simulação IV
Esta simulação envolve um implante de corpo reto com ápice redondo e colo reto. Os resultados obtidos estão ilustrados nas Figuras 51,52 e 53.
Figura 51 - Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo recto com ápice redondo e colo recto em 2D.
Figura 52 - Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo recto com ápice redondo e colo recto em 3D. Arquivo do autor.
57
Figura 53- Resultados da extrapolação para 3D do modelo de implante de corpo recto com ápice redondo com colo recto, representa apenas as tensões transmitidas ao osso cortical e trabecular. Arquivo do autor.
A simulação do modelo de implante de corpo reto com ápice redondo e
colo reto demonstrou que as tensões geradas no osso cortical chegam ao
intervalo compreendido entre os 5,03 MPa e os 5,86 MPa, enquanto no osso
trabecular não excedem os 1,72 MPa
58
8.5.Simulação V
Esta simulação envolve um implante de corpo reto com ápice redondo e colo de ângulo externo. Os resultados obtidos estão ilustrados nas Figuras 54,55 e 56.
Figura 54 - Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo recto com ápice redondo e colo de ângulo externo em 2D.
Figura 55 - Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo recto com ápice redondo e colo de ângulo externo em 3D. Arquivo do autor.
59
Figura 56 - Resultados da extrapolação para 3D do modelo de implante de corpo recto com ápice redondo com colo de ângulo externo, representa apenas as tensões transmitidas ao osso cortical e trabecular. Arquivo do autor.
A simulação do modelo de implante de corpo reto com ápice redondo e
colo de ângulo externo demonstrou que as tensões geradas no osso cortical
chegam ao intervalo compreendido entre os 4,20 MPa e os 5,03 MPa,
enquanto no osso trabecular não excedem os 1,72 MPa (Figura 56).
60
8.6.Simulação VI
Esta simulação envolve um implante de corpo reto com ápice redondo e colo de ângulo interno. Os resultados obtidos estão ilustrados nas Figuras 57,58 e 59.
Figura 57- Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo recto com ápice redondo e colo de ângulo interno em 2D.
Figura 58 - Resultado da simulação do modelo de implante com o corpo recto com ápice redondo e colo de ângulo interno em 3D.
61
Figura 59 - Resultados da extrapolação para 3D do modelo de implante de corpo recto com ápice redondo com colo de ângulo interno, representa apenas as tensões transmitidas ao osso cortical e trabecular. Arquivo do autor.
A simulação do modelo de implante de corpo recto com ápice redondo e
colo de ângulo interno demonstrou que as tensões geradas no osso cortical
chegam ao intervalo compreendido entre os 5,03 MPa e os 5,86 MPa,
enquanto no osso trabecular não excedem os 1,72 MPa (Figura 59).
62
8.7.Comparação de Resultados
A Figura 59 mostra um gráfico de barras onde é possível ver o intervalo
de tensões máximas obtido para cada geometria de implante. A linha a traço
interrompido representa o limite (4,83 MPa) a partir do qual pode existir
reabsorção óssea patológica[9].
Figura 60 - Comparação dos resultados obtidos
0
2,4
4,8
7,2
9,6
12
14,4
16,8
1 2 3 4 5 6Limite inferior 7,51 4,2 10 5,03 4,2 5,03Limite superior 8,34 5,03 14,03 5,86 5,03 5,86
Te
nsã
o [M
Pa
]
Tensões máximas no osso cortical
I II III IV V VI
63
9 Discussão
Para este estudo algumas considerações e simplificações foram feitas
no que diz respeito às propriedades dos materiais e à geometria do implante.
Estas não são as reais características do osso in vivo mas permitem a
simplificação da simulação.
A utilização de modelos 3D demonstrou-se uma estratégia pouco
eficiente quando se investiga inúmeros parâmetros. Isto verifica-se não só pela
complexidade do modelo que se torna muito pesado para o computador mas
também pelo tempo necessário para a conclusão da simulação. Este tipo de
simulação deve ser utilizado numa fase mais avançada quando já se possui um
modelo refinado e se tenta obter mais informação.
A utilização de modelos 2D totalmente desenvolvidos em Abaqus®
revelou-se muito mais eficiente. Este tipo de simulação nunca fornecerá tanta
informação como a simulação 3D, como é exemplo a influência da rosca e suas
variações, já que não é possível representar tal geometria em 2D. A simulação
2D devido à sua simplicidade permitiu o desenvolvimento e o cálculo dos
diferentes modelos num espaço de tempo reduzido permitindo a obtenção de
resultados mesmo em 3D por extrapolação.
Numa primeira análise dos resultados, é evidenciado que a geometria
tem influência na transmissão de tensões ao osso envolvente. O estudo dos
resultados demonstra que a geometria do corpo tem mais influência na
transmissão de tensões ao osso cortical do que propriamente ao osso
trabecular. O corpo com uma geometria reta com ápice redondo gera tensões
de menor magnitude sobre o osso cortical que o corpo com geometria cónica.
Em relação ao osso trabecular as diferenças não são tão significativas.
Em relação à geometria do colo os resultados obtidos demonstram
claramente que a geometria de colo com ângulo interno é a que gera as
64
tensões de maior magnitude no osso cortical. O colo de ângulo externo é a
geometria que gerou tensões de menor magnitude no osso cortical. Quanto as
tensões transmitidas ao osso trabecular, os resultados revelarão que a
geometria do colo não tem qualquer influência.
A interpretação dos resultados é facilitada pela observação do gráfico,
figura 60. Aí é evidente que o colo de ângulo externo é o fator que marca a
diferença. As tensões geradas estão ao nível da linha que marca a reabsorção
patológica de osso, logo poderão estar dentro do intervalo óptimo. Estar neste
intervalo é o objectivo principal, pois ao evitar a reabsorção do osso estamos a
evitar a instalação da periimplantite.
10 CONCLUSÃO
Este estudo comprovou que a geometria do implante tem influência na
transmissão de tensões ao osso envolvente. Que a geometria do colo do
implante é irrelevante para a transmissão de tensões pelo corpo ao osso
trabecular, mas que a geometria do corpo tem influência na transmissão de
tensões pelo colo ao osso cortical.
O colo com a geometria de ângulo externo revelou-se a mais eficaz a
minimizar a magnitude das tensões transmitidas ao osso cortical. Permitindo ao
implante gerar tensões que poderão estar dentro do intervalo ótimo para a
estimulação da ossificação evitando a instalação da periimplantite.
65
11 Estudos Futuros
O desenvolvimento do trabalho experimental desta tese deparou-se com
inúmeras dificuldades, que permitiram desenvolver a correta abordagem ao
problema que se pretende estudar.
Para testar todas as possibilidades de geometrias terá que se executar
simulações em 2D desenvolvidas e calculadas em Abaqus®. O
desenvolvimento dos modelos pode ser simplificado associando um programa
que permite a parametrização dos pontos da geometria que se pretende
alterar. Assim, pela modificação dos valores neste programa é possível
automaticamente gerar o modelo em Abaqus®. Desta formar pode-se gerar
inúmeras variações do colo, corpo, comprimento e suas inúmeras
combinações. Pretende-se, com os resultados obtidos, determinar a influência
de cada parâmetro, bem como o grau de dependência entre si. Com esta
informação ter-se-á as regras básicas que permitem prever e desenhar o
implante que produzirá as tensões pré seleccionadas no osso envolvente.
O programa de parametrização associado ao Abaqus® também permite
variar as características dos materiais. Ao variar os materiais poder-se-á testar
a zircónia, que é um cerâmico que segundo a literatura tem muito potencial na
implantologia, em vez do titânio e ambos nos quatro tipos de osso.
Com os resultados obtidos de todas estas simulações, devolver-se-á um
ou mais modelos 3D, para então serão testados. Após esta etapa seguir-se-ia a
produção de protótipos para testes in vivo.
66
12 REFERÊNCIAS
1. Gilberto, R.D.C., et al., A lteração e manejo de pacientes diabéticos na implantodontia: uma revisão de literatura. Revista Extensão e Sociedade, 2012. 1(4).
2. Romito, G.A., L. Saraiva, and N.M. de Freitas, A importancia do tratamento periodontal antes da colocação de implantes
3. FRANCIO, L., et al., Tratamento da periimplantite: revisão da literatura. RSBO Revista Sul-Brasileira de Odontologia, 2008(2): p. 75-81.
4. Lindhe, J., Tratado de periodontia clínica e implantologia oral2005: GUANABARA.
5. Lindhe, J., Tratado de periodontia clínica e implantologia oral
1999: GUANABARA. 6. Lin, D., et al., Dental implant induced bone remodeling and associated
algorithms. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials, 2009. 2(5): p. 410-432.
7. Huiskes, R., If bone is the answer, then what is the question? Journal of Anatomy, 2000. 197(2): p. 145-156.
8. Mellal, A., et al., Stimulating effect of implant loading on surrounding bone. Clinical Oral Implants Research, 2004. 15(2): p. 239-248.
9. Cruz, M.C.A., Análise tridimensional de tenões em torno do implante cuneiforme pelo método dos elementos finitos, 2001, Camilo Castelo Branco.
10. Bozkaya, D., S. Muftu, and A. Muftu, Evaluation of load transfer characteristics of five different implants in compact bone at different load levels by finite elements analysis. The Journal of Prosthetic Dentistry, 2004. 92(6): p. 523-530.
11. Gisbert, A.S.F.S., Implantologia Dental1994, Alemanha: Georg Thieme Verlag.
12. Krekeler, A.S.F.S.G., Implantologia Dental1994: Panamericana. 13. Gabriel Levorato DAL PONTE, G.L.T., João Lopes TOLEDO-FILHO ,
Clóvis MARZOLA , Cláudio Maldonado PASTORI , Daniel Luiz Gaertner ZORZETTO, Marcos Mauricio CAPELARI Utilização da lateralização e transposição do nervo alveolar inferior diante do advento dos implantes curtos. [cited 2012 8 de julho].
14. Misch, C.E., Contemporary implant dentistry1999: Mosby. 15. Chun, H.J., et al., Evaluation of design parameters of osseointegrated
dental implants using finite element analysis. Journal of oral rehabilitation, 2002. 29(6): p. 565-574.
16. http://www.burbankdentalimplants.com/. 2013. 17. Ferreira, J., Espaco biológico e conexões em implantologia. Maxilaris,
2011: p. 54-56. 18. Sorní-Bröker, M. and M. Peñarrocha-Diago, Factors that influence the
position of the peri-implant soft tissues: A review. Med Oral Patol Oral Cir Bucal, 2009. 14(9): p. e475-479.
67
19. Mª Ángeles Sánchez Garcés , C.G.E., Periimplantitis. Patol Oral Cir Buca, 2004. 9: p. 63-74.
20. Branemark P, Z.G., Alborektsson T, La oseointegración en la Odontología Clínica1987, Berlin: Quintessenz Verlags-GmbH.
21. Spiekermann, H., Color atlas of dental medicine1995, Thieme Medical Publishers, inc.
22. Chaturvedi, T., implantology made easy2008: jaypee brothers medical publishers (P) Ltd.
23. Albrektsson, T., et al., The long-term efficacy of currently used dental implants: a review and proposed criteria of success. Int J Oral Maxillofac Implants, 1986. 1(1): p. 11-25.
24. www.osseotech.com. 2013 [cited 2013 13/12/2013]. 25. www.reyyanmedical.com. 2013 [cited 2013 13/12/2013]. 26. Lemons, J.E., Biomaterials, biomechanics, tissue healing, and
immediate-function dental implants. Journal of Oral Implantology, 2004. 30(5): p. 318-324.
27. Karoussis, I.K., et al., Effect of implant design on survival and success rates of titanium oral implants: a 10‐year prospective cohort study of the ITI® Dental Implant System. Clinical Oral Implants Research, 2004. 15(1): p. 8-17.
28. www.osseosource.com. 2013 [cited 2013 13/12/2013]. 29. www.dentsply-friadent.com. 2013 [cited 2013 13/12/2013]. 30. Ballo, A.M., et al., Dental Implant Surfaces-Physicochemical Properties,
Biological Performance, and Trends. 31. Ballo, A.O., Omar. Palmquist, Anders. (2011), Dental Implant Surfaces–
Physicochemical Properties, Biological Performance, and Trends, Implant Dentistry. ISBN, 2001. 4: p. 978-
953-307-658. 32. Carvalho, B.F.-A., Rosse. Júnior, Joel. Moraes, Sandra. and E. Pellizzer,
Tratamentos de superfície nos implantes dentários. Revista Cirurgia, 2000. 9: p. p123-130.
33. Finger, I.M., et al., The evolution of external and internal implant/abutment connections. PRACTICAL PROCEDURES AND AESTHETIC DENTISTRY, 2003. 15(8): p. 626-632.
34. Lopes, A.C., et al., Infiltração bacteriana na interface implante/pilar: considerações ao implantodontista. RGO. Revista Gaúcha de Odontologia (Online), 2010. 58(2): p. 239-242.
35. Saidin, S., et al., Effects of different implant-abutment connections on micromotion and stress distribution: Prediction of microgap formation. Journal of dentistry, 2012.
36. da SILVA, C.R., Perda óssea em prótese sobre implante: revisão de literatura.
37. www.cdeworld.com. 2013 [cited 2013 13/12/2013]. 38. www.dentistrytoday.com. 2013 [cited 2013 13/12/2013]. 39. www.oralhealthgroup.com. 2013 [cited 2013 13/12/2013]. 40. www.jdionline.org. 2013 [cited 2013 13/12/2013]. 41. "estado", i.D.P.d.L.P.e.l., 2008-2013, http://www.priberam.pt/dlpo/estado
[consultado em 29-11-2013]. 42. www.dentalproductshopper.com. 2013 [cited 2013 13/12/2013].
68
43. www.corporate.nobelbiocare.com. 2013 [cited 2013 13/12/2013]. 44. www.jalandhardentist.com. 2013 [cited 2013 13/12/2013]. 45. www.implantlogistics.blogspot.com. 2013 [cited 2013 13/12/2013]. 46. Debora Tokarewicz, I.M.P., Luiz a. Pugliesi Alves de Lima, Subtração
radiográfica digital em implantodontia. Revista Periodontia, 2009. 19: p. 14-20.
47. Quiryen, M. and M.A. Listgarten, The distribution of bacterial morphotypes around natural teeth and titanium implants ad modum Brånemark. Clinical Oral Implants Research, 1990. 1(1): p. 8-12.
48. Rogério de Lima Romeiro, R.F.d.R., Antonio Olavo Cardoso Jorge, Etiologia e tratamento das doenças periimplantares. Odonto, 2010. 18: p. 59-66.
49. Giuseppe Alexandre Romito, L.S., Nívea Maria de Freitas, Dia gnóstico clínico e complementar das doenças periimplantares Revista Periodontia, 2008. 18: p. 40-44.
50. Bjo¨ rn Klinge, D., Odont Dra,Margareta Hultin, DDS, Odont Dra,Tord Berglundh, DDS, Odont Drb, Peri-implantitis. The dental clinics of North America, 2005. 49: p. 661-676.
51. José Ricardo M. Ferreira1, M.B., Guaracilei Maciel Vidigal Jr3, Infecção de sítios periimplantares por microrganismos periodontopatogênicos. Revista Periodontia, 2009. 19: p. 45-53.
52. Jemt, T. and T. Albrektsson, Do long‐term followed‐up Branemark™ implants commonly show evidence of pathological bone breakdown? A review based on recently published data. Periodontology 2000, 2008. 47(1): p. 133-142.
53. Haas, R., et al., Elimination of bacteria on different implant surfaces through photosensitization and soft laser. An in vitro study. Clinical Oral Implants Research, 1997. 8(4): p. 249-254.
54. Mombelli, A., et al., The microbiota associated with successful or failing osseointegrated titanium implants. Oral Microbiology and Immunology, 1987. 2(4): p. 145-151.
55. Leonhardt, Å., C. Bergström, and U. Lekholm, Microbiologic Diagnostics at Titanium Implants. Clinical Implant Dentistry and Related Research, 2003. 5(4): p. 226-232.
56. Antonio Wilson Sallum, W.L.S.e.S.F., Enilson Antônio Sallum, Etiopatogenia da doença periimplantar. Revista Periodontia, 2008. 18: p. 22-29.
57. Leonhardt, Å., S. Renvert, and G. Dahlén, Microbial findings at failing implants. Clinical Oral Implants Research, 1999. 10(5): p. 339-345.
58. Rams, T.E., D. Feik, and J. Slots, Staphylococci in human periodontal diseases. Oral Microbiology and Immunology, 1990. 5(1): p. 29-32.
59. Größner-Schreiber, B., et al., Plaque formation on surface modified dental implants. Clinical Oral Implants Research, 2001. 12(6): p. 543-551.
60. Nakazato, G., et al., In vivo plaque formation on implant materials. The International journal of oral & maxillofacial implants, 1989. 4(4): p. 321-6.
61. de Lima Romeiro, R., R.F. da Rocha, and A.O.C. Jorge, Etiologia e tratamento das doenças periimplantares. Odonto. 18.
62. www.solidworks.com. 2013 [cited 2013 12/06/2013].
69
63. www.sharcnet.ca/Software/Abaqus610/Documentation/docs/v6.10/books/hhp/default.htm.
64. Salvi, G.E. and N.P. Lang, Changing paradigms in implant dentistry. Critical Reviews in Oral Biology & Medicine, 2001. 12(3): p. 262-272.
65. Collings, R.B.G.W.E.W., Ti6Al4V, in Materials properties handbook: Titanium alloys, in Ti6Al4V, in Materials properties handbook, L.o.C. USA, Editor 2007. p. 483-6333.
66. Fonseca, E.M.M.M., C.S.2; Noronha, J.K.3, Estudo comparativo da influência da diferentes materias em prótese num fémur Humano, in 8º Congresso Nacional de Mecânica Experimental2010: Guimarães.
67. Yamanishi, Y., et al., Influences of implant neck design and implant–abutment joint type on peri-implant bone stress and abutment micromovement: Three-dimensional finite element analysis. Dental Materials, 2012. 28(11): p. 1126-1133.
68. Saidin, S., et al., Effects of different implant–abutment connections on micromotion and stress distribution: Prediction of microgap formation. Journal of dentistry, 2012. 40(6): p. 467-474.
69. Van Oosterwyck, H., et al., The influence of bone mechanical properties and implant fixation upon bone loading around oral implants. Clinical Oral Implants Research, 1998. 9(6): p. 407-418.
Top Related