Análise de Tensões em Implantes
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INSTITUTO MILITAR DE ENGENHARIA MARIA CECILIA CORRÊA DE SÁ E BENEVIDES DE MORAES ANÁLISE DE TENSÕES EM IMPLANTES DENTÁRIOS POR ELEMENTOS FINITOS Dissertação de Mestrado apresentada ao Curso De Mestrado em Ciência dos Materiais do Instituto Militar de Engenharia, como requisito parcial para a obtenção do título de Mestre em Ciências em Ciência dos Materiais Orientador: Prof. Carlos Nelson Elias – D.C. Rio de Janeiro 2001 c2000 INSTITUTO MILITAR DE ENGENHARIA Praça General Tibúrcio, 80 – Praia Vermelha Rio de Janeiro – RJ CEP: 22290-270 Este exemplar é de propriedade do Instituto Militar de Engenharia, que poderá incluí-lo em base de dados, armazenar em computador, microfilmar ou adotar qualquer forma de arquivamento. É permitida a menção, reprodução parcial ou integral e a transmissão entre bibliotecas deste trabalho, sem modificação de seu texto, em qualquer meio que esteja ou venha a ser fixado, para pesquisa acadêmica, comentários e citações, desde que sem finalidade comercial e que seja feita a referência bibliográfica completa. Os conceitos expressos neste trabalho são de responsabilidade do(s) autor(es) e do(s) orientador(es). M827 Moraes, Maria Cecília Corrêa de Sá e Benevides de Moraes Análise de tensões em implantes dentários por elementos finitos/ Maria Cecília Corrêa de Sá e Benevides de Moraes. - Rio de Janeiro: Instituto Militar de Engenharia, 2001. 93 p.: il., tab. Dissertação (mestrado) – Instituto Militar de Engenharia, 2001. 1. Análise de Tensões 2. Elementos Finitos 3. Implantes dentários 4. Implantes Osseointegrados 2 INSTITUTO MILITAR DE ENGENHARIA MARIA CECILIA CORRÊA DE SÁ E BENEVIDES DE MORAES ANÁLISE DE TENSÕES EM IMPLANTES DENTÁRIOS POR ELEMENTOS FINITOS Dissertação de Mestrado apresentada ao Curso de Mestrado em Ciência dos Materiais do Instituto Militar de Engenharia, como requisito parcial para a obtenção do título de Mestre em Ciências em Ciência dos Materiais. Orientador: Prof. Carlos Nelson Elias Aprovada em 14 de fevereiro de 2001 pela seguinte Banca Examinadora: __________________________________________________________________ Prof. Carlos Nelson Elias - D.C. do IME - RJ - Presidente __________________________________________________________________ Prof. Carlos Sérgio da Costa Viana - Ph.D. do IME - RJ __________________________________________________________________ Prof. Marcelo Amorim Savi - D.C. do IME - RJ __________________________________________________________________ Prof. Jayme Pereira de Gouvêa - D.C. da UFF – Volta Redonda Rio de Janeiro 2001 3 AGRADECIMENTOS Ao Prof. Carlos Nelson Elias, orientador desta tese, pelo interesse e empenho na realização do presente trabalho, assim como pela amizade e incentivo constantes. Aos professores, funcionários e colegas do Departamento de Engenharia Mecânica e Ciência dos Materiais, que direta ou indiretamente contribuíram para a execução deste trabalho. A minha família, pelo grande apoio e compreensão durante este período. Ao IME, pela oportunidade de realização do Mestrado. A Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior, CAPES, pelo apoio financeiro. Aos amigos da pós-graduação, pela cooperação e convívio durante estes dois anos. A Conexão Sistemas de Prótese pelo fornecimento de material específico necessário ao desenvolvimento desta tese. 4 SUMÁRIO LISTA DE ILUSTRAÇÕES................................................................................................ 7 LISTA DE TABELAS......................................................................................................... 8 LISTA DE ABREVIATURAS E SÍMBOLOS.................................................................... 9 LISTA DE SIGLAS............................................................................................................. 10 RESUMO............................................................................................................................ ABSTRACT........................................................................................................................ 11 12 1 INTRODUÇÃO......................................................................................................... 13 2 OBJETIVO................................................................................................................ 22 3 REVISÃO DE LITERATURA................................................................................. 3.1 O Método de Elementos Finitos........................................................................ 3.2 Avaliações Clínicas........................................................................................... 3.3 Tensões no Tecido Ósseo.................................................................................. 3.4 Distribuição de Cargas sobre os Implantes....................................................... 3.5 Próteses Unitárias Suportadas por Implantes................................................... 3.6 Variação do Ângulo de Inclinação das Cúspides da Coroa Protética............... 3.7 Tipo de Ancoragem dos Implantes.................................................................... 3.8 Material Estético da Coroa Protética................................................................. 3.9 Variação do Diâmetro em Implantes Unitários................................................. 3.10 Variação da Largura da Mesa Oclusal de Coroas Protéticas............................. 23 23 24 26 27 30 31 32 33 34 35 4 MATERIAIS E MÉTODOS..................................................................................... 4.1 Geometria das Estruturas.................................................................................... 4.1.1 O Implante............................................................................................... 4.1.2 O Pilar Intermediário............................................................................... 4.1.3 O Cilindro de Ouro.................................................................................. 4.1.4 A Coroa Protética.................................................................................... 4.1.5 O Segmento Ósseo Mandibular............................................................... 4.2 O Modelo de Elementos Finitos......................................................................... 4.2.1 Confecção do Modelo............................................................................. 4.2.2 Hipóteses Simplificadoras ...................................................................... 4.2.3 Descrição do Modelo............................................................................... 4.3 Aplicação do Carregamento............................................................................... 4.4 Regiões de Tensões a serem analisadas............................................................. 4.5 Procedimentos da Análise.................................................................................. 37 37 37 38 38 38 38 40 40 43 43 45 52 52 5 RESULTADOS.......................................................................................................... 5.1 Tensões de Von Mises para o Carregamento 1................................................. 5.2 Tensões de Von Mises para o Carregamento 2................................................. 5.3 Tensões de Von Mises para o Carregamento 3................................................. 54 54 55 56 5 5.4 5.5 5.6 5.7 5.8 5.9 5.10 5.11 5.12 5.13 5.14 5.15 5.16 Tensões de Von Mises para o Carregamento 4................................................ Tensões de Von Mises para Ângulo de Inclinação da Cúspide de 30 °........... Tensões de Von Mises para Ângulo de Inclinação da Cúspide de 45 °........... Tensões de Von Mises para Implante Monoancorado..................................... Tensões de Von Mises para Implante Biancorado .......................................... Tensões de Von Mises para Coroa Protética de Porcelana.............................. Tensões de Von Mises para Coroa Protética de Resina Compósito Charisma Tensões de Von Mises para Coroa Protética de Resina Compósito Artglass.. Tensões de Von Mises para Coroa Protética de Resina Acrílica Biotone........ Tensões de Von Mises para Implante com Diâmetro de 3,75 mm................... Tensões de Von Mises para Implante com Diâmetro de 5,00 mm................... Tensões de Von Mises para Mesa Oclusal Estreita.......................................... Tensões de Von Mises para Mesa Oclusal Larga............................................. 57 58 58 59 60 61 61 62 63 64 64 65 65 6 ANÁLISE E DISCUSSÃO........................................................................................ 66 7 CONCLUSÕES E SUGESTÕES............................................................................. 84 7.1 Conclusões........................................................................................................... 84 7.2 Sugestões............................................................................................................. 85 8 REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS..................................................................... 86 6 LISTA DE ILUSTRAÇÕES FIG. 1.1 Componentes do sistema de implante................................................................... FIG. 1.1 (a) Implante osseointegrado.................................................................................... FIG. 1.1 (b) Pilar intermediário ou “abutment”..................................................................... FIG. 1.1 (c) Parafuso de fixação do pilar intermediário........................................................ FIG. 1.1 (d) Cilindro ou “coping” de ouro ........................................................................... FIG. 1.1 (e) Parafuso de ouro................................................................................................ FIG. 1.1 (f) Coroa protética sobre os componentes acoplados.............................................. FIG. 1.2 Implante instalado em paciente parcialmente desdentado.................................... FIG. 1.3 O sistema estomatognático.................................................................................... FIG. 1.4 Elemento dentário e o ligamento periodontal....................................................... FIG. 1.5 Movimento descrito pela mandíbula durante a mastigação.................................. FIG. 1.6 Implante de menor diâmetro e implante de maior diâmetro................................. FIG. 1.7 Ângulos de inclinação da cúspide......................................................................... FIG. 1.8 Mesa oclusal larga e estreita................................................................................. FIG. 4.1 Modelo do implante e supraestrutura.................................................................... FIG. 4.2 Modelo do segmento ósseo com o implante monoancorado................................ FIG. 4.3 Modelo do segmento ósseo com o implante biancorado...................................... FIG. 4.4 Malha de elementos finitos do implante e supraestrutura..................................... FIG. 4.5 Malha de elementos finitos do segmento ósseo com o implante monoancorado. FIG. 4.6 Malha de elementos finitos do segmento ósseo com o implante biancorado....... FIG. 4.7 Elemento Plane 82................................................................................................. FIG. 4.8 Condições de contorno para carregamento 1........................................................ FIG. 4.9 Condições de contorno para carregamento 2........................................................ FIG. 4.10 Condições de contorno para carregamento 3........................................................ FIG. 4.11 Condições de contorno para carregamento 4........................................................ FIG. 4.12 Condições de contorno para ângulo de inclinação da cúspide de 45 °.................. FIG. 4.13 Condições de contorno para ancoragem monocortical......................................... FIG. 4.14 Condições de contorno para ancoragem bicortical............................................... FIG. 4.15 Condições de contorno para implante com diâmetro de 5,00 mm........................ FIG. 4.16 Condições de contorno para mesa oclusal larga................................................... FIG. 5.1 Tensões de Von Mises para o carregamento 1...................................................... FIG. 5.2 Tensões de Von Mises para o carregamento 2...................................................... FIG. 5.3 Tensões de Von Mises para o carregamento 3...................................................... FIG. 5.4 Tensões de Von Mises para o carregamento 4...................................................... FIG. 5.5 Tensões de Von Mises para ângulo de inclinação da cúspide de 45 °.................. FIG. 5.6 Tensões de Von Mises para implante monoancorado........................................... FIG. 5.7 Tensões de Von Mises para implante biancorado................................................. FIG. 5.8 Tensões de Von Mises para coroa protética de resina compósito Charisma........ FIG. 5.9 Tensões de Von Mises para coroa protética de resina compósito Artglass.......... FIG. 5.10 Tensões de Von Mises para coroa protética de resina acrílica Biotone................ FIG. 5.11 Tensões de Von Mises para implante com diâmetro de 5,00 mm........................ FIG. 5.12 Tensões de Von Mises para mesa oclusal larga.................................................... 7 14 14 14 14 14 14 14 15 16 16 17 18 19 19 39 39 40 41 41 42 44 47 47 48 48 49 50 50 51 50 54 55 56 57 58 59 60 61 62 63 64 65 LISTA DE TABELAS TAB. 4.1 Propriedades mecânicas dos materiais................................................................. TAB. 6.1 Tensões máximas nos componentes com a variação do carregamento................. TAB. 6.2 Tensões máximas nos componentes com a variação do ângulo de inclinação da cúspide.................................................................................................................... TAB. 6.3 Tensões máximas nos componentes com a variação da ancoragem do implante... TAB. 6.4 Tensões máximas nos componentes com a variação do tipo de material da coroa protética.................................................................................................................. TAB. 6.5 Tensões máximas nos componentes com a variação do diâmetro do implante...... TAB. 6.6 Tensões máximas nos componentes com a variação da largura da mesa oclusal.. 8 42 66 69 72 74 79 82 LISTA DE ABREVIATURAS E SÍMBOLOS E – Módulo de elasticidade ou módulo de Young MEF – Método de elementos finitos MPa - Mega Pascal GPa – Giga Pascal N/m2 - Newton por metro quadrado υ - Coeficiente de Poisson 9 LISTA DE SIGLAS CAPES Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior 10 RESUMO O titânio é um metal com aplicações na área de saúde incluindo a fabricação de implantes dentários utilizados principalmente na reabilitação de pacientes desdentados parciais ou totais. Neste trabalho, o método de elementos finitos bidimensional foi utilizado na análise de tensões em uma prótese fixa suportada por um implante, quando uma carga axial concentrada de 100 N foi aplicada sobre a coroa protética em quatro diferentes condições. Outras análises foram feitas envolvendo variações do ângulo de inclinação da cúspide, a ancoragem do implante, o material da coroa protética, o diâmetro do implante e a largura da mesa oclusal. A melhor distribuição de tensões nos componentes foi obtida com a aplicação da carga distribuída por toda a superfície da coroa protética. O ângulo de inclinação da cúspide de 30 ° mostrou níveis de tensões menores quando comparado com o de 45 °. A análise envolvendo o tipo de ancoragem mostrou que o implante com ancoragem bicortical apresentou tensões 1,5 vezes maiores na região de aplicação da carga e 2,5 vezes maiores na sua porção média quando comparado ao implante com ancoragem monocortical. Analisando a influência do material da coroa protética, os resultados foram que a coroa de porcelana transmitiu para a região próxima ao osso cortical tensões superiores em relação às resinas. Comportamento inverso foi observado com a coroa de resina Biotone. O implante de maior diâmetro apresentou níveis de tensões menores quando comparado com o implante de menor diâmetro. A mesa oclusal larga mostrou tensões mais elevadas para todos os componentes quando comparada com a reduzida. 11 ABSTRACT The titanium is a metal with applications in health area including the manufacturing of dental implants used in the reabilitation of parcial or total patients. In this work, the bidimensional finite element method was used to analyze the stress supported by an fixed prostheses supported by a implant when an axial concentrated load of 100 N were applied on the prosthetic crown in four different conditions. Other analysis was made involving variations of the angle of cusp inclination, the anchorage of the implant, the material of the prosthetic crown, the diameter of the implant and the width of the occlusal table. The best distributions of stress in the components was obtained with distribuited load over all the surface of the prosthetic crown. The cusp inclination angle of 30 ° showed lower stress level when compared with the 45 °. The analysis involving type of anchorage showed that the bicortically anchored implant presented stress 1,5 times higher in the region of load application and 2, 5 times higher in its media portion when compared with the monocortically anchored implant. Analysing the influence of prosthetic crown material, the results were that the porcelain crown transmited to the region near to cortical bone stress that were higher when compared with the resins. Inverse comportament was observed with the Biotone resin crown. The wide implant showed lower stress when compared with the narrow one. The large occlusal table showed higher stress for all the components when compared with the reduced one. 12 1. INTRODUÇÃO O titânio é um metal muito utilizado na atualidade em função de suas propriedades físicas, mecânicas e composição química. Este material é utilizado em várias áreas tais como: indústria química, nuclear, aeroespacial, medicina e odontologia. O emprego diversificado do titânio deve-se principalmente a sua alta resistência mecânica, baixa relação peso/resistência mecânica e boa resistência à corrosão em diversos meios agressivos. Na Odontologia é um material metálico de grande utilização em várias especialidades tais como: Endodontia, Dentística Restauradora, Prótese Dentária, Ortodontia, Cirurgia Bucomaxilofacial e Implantodontia. Atualmente, o titânio e suas ligas são utilizados na Implantodontia de várias formas, em: - Implantes Dentários - Conexões Protéticas - Parafusos de fixação para enxertos e membranas - Membranas para regeneração óssea guiada - Ligas para fundição de estruturas - Instrumentos A Implantodontia é a especialidade da Odontologia que tem como objetivo principal a reabilitação protética de pacientes edêntulos ou desdentados, totais ou parciais, por meio dos implantes dentários (MISCH, 1993; GUERRIERI, & MIGUEL, 1982; VAN STEENBERGHE ET AL., 1990; ADELL ET AL., 1981; ALBREKTSON ET AL., 1981). Os implantes dentários são artefatos metálicos de titânio utilizados para substituir elementos dentários perdidos ou removidos. São compostos de estruturas metálicas acopladas, sendo uma delas instalada cirurgicamente no osso, o implante. Após a colocação do implante, deve-se aguaradar um período de tempo necessário para ocorrer a osseointegração. A seguir, acopla-se a segunda estrutura, o pilar intermediário ou “abutment” (ADELL ET AL., 1981; MISCH, 1993), sobre a qual será confeccionada a prótese. Este sistema complexo “abutment” - prótese é composto por vários componentes, por isso também denominado de supraestrutura. (FIG. 1.1) 13 (e) (d) (c) (f) (b) (a) FIG. 1.1 Componentes do sistema de implante: (a) Implante osseointegrado, (b) Pilar intermediário ou “abutment” , (c) Parafuso de fixação do pilar intermediário, (d) Cilindro ou “coping” de ouro, (e) Parafuso de ouro, (f) Coroa protética sobre os componentes acoplados. Após a descoberta do fenômeno da osseointegração, por Per-Ingvar Brånemark concluise que o titânio é o melhor metal para a utilização na Implantodontia (HOBO, 1993; REZENDE & JOHANSSON, 1993). O surgimento dos implantes osseointegráveis há três décadas, renovou o conceito de reabilitação oral, devido ao alto índice de sucesso apresentado. Os estudos de Brånemark demonstraram que quando estabelecido um protocolo para a instalação de implantes no osso, é possível conseguir uma conexão direta e funcional entre o osso estruturado vivo e a superfície do implante, quando este for submetido a carga funcional – Fenômeno da Osseointegração (ADELL ET AL., 1981; ALBREKTSON ET AL., 1981; HOBO, 1993; BRÅNEMARK ET AL., 1977; BRÅNEMARK ET AL., 1987; BRUNSKI ET AL., 2000). A palavra "osseointegração" é constituída pelo prefixo "os", palavra latina que significa osso, e "integração", derivada de palavras latinas que significam "o estado de ser" (HOBO, 1993). Em um dos seus primeiros trabalhos, BRÅNEMARK ET AL. (1977) propôs a instalação de 6 implantes, nas regiões anteriores de maxila e mandíbula, de pacientes edêntulos para suportar uma prótese fixa com 12 elementos, ficando as extremidades desta prótese em balanço. Este tipo de prótese ficou conhecida como “ Protocolo de Brånemark”. A utilização de próteses tipo “protocolo”, vem sendo confirmado por estudos que atestam sua eficiência. 14 Com o passar dos anos, surgiu a necessidade de se estender as reabilitações com implantes osseointegrados à pacientes parcialmente desdentados.(FIG. 1.2). Os implantes são instalados nas regiões onde haja ausência do elemento dental e que possuam altura e espessura óssea suficiente para o comprimento e diâmetro do implante a ser instalado. FIG.1.2 Implante instalado em paciente parcialmente desdentado. A apresentação do conceito de osseointegração proporcionou um grande avanço para a especialidade, pois, a colocação de implantes de titânio associada à um protocolo cirúrgicoprotético adequado, possibilita a reabilitação de pacientes com boa previsibilidade de sucesso. As próteses dentárias podem ser fixadas ao “abutment” por meio de cimentos ou microparafusos. São ditas próteses cimentadas e próteses parafusadas, respectivamente. (ADELL ET AL., 1981; MISCH, 1993; TAYLOR ET AL., 2000). Os “abutments” podem ser retos ou angulados. “Abutments” angulados são utilizados para corrigir inclinações dos implantes instalados, em decorrência de dificuldades e limitações encontradas durante a cirurgia e com isso estabelecer a manutenção do compromisso estético e funcional da reabilitação protética (KALLUS ET AL., 1990). A principal função do sistema estomatognático é a mastigação. Este sistema é de extrema complexidade, sendo composto por: ossos, articulações, ligamentos, dentes e músculos. (FIG.1.3). É regulado por um intrincado sistema neurológico que coordena todas essas estruturas. Durante o processo mastigatório os dentes são submetidos a cargas que são geradas pela trituração dos alimentos, às quais são adicionadas carregamentos durante a 15 deglutição decorrentes dos contatos dentários e em outras situações parafuncionais. Estas forças incidem sobre estas estruturas com direção e intensidade que variam com a capacidade muscular do indivíduo, região do elemento dentário, anatomia dentária, condições locais, alimentação e hábitos do paciente ( NAERT, 1998; OKESON, 1992). FIG.1.3 O sistema estomatognático É importante ressaltar que o dente está ligado ao osso pelo ligamento periodontal, que além de proporcionar uma pequena mobilidade possibilita um amortecimento das cargas mastigatórias, tem função proprioceptora permitindo um maior controle da força durante a mastigação. (FIG.1.4). Assim, baseado no funcionamento do sistema estomatognático podemos concluir que uma reabilitação protética sobre implantes dentários apresenta muito mais vulnerabilidade do que os dentes. Isto porque será submetida às mesmas cargas funcionais que os dentes, mas não têm a presença do ligamento periodontal e apresentam uma supraestrutura fixada por microparafusos ( NAERT, 1998; OKESON, 1992; WEINBERG, 1993). FIG. 1.4 Elemento dentário e o ligamento periodontal. 16 O processo de mastigação produz principalmente forças verticais na dentição. São também criadas forças transversais em função do movimento horizontal da mandíbula (FIG. 1.5) e da anatomia dentária (inclinação das cúspides dentárias). Estas forças são transferidas através da prótese ao implante e finalmente ao osso. FIG. 1.5 Movimento descrito pela mandíbula durante a mastigação. As forças axiais são mais favoráveis para a supraestrutura, uma vez que distribui o esforço com mais regularidade por todo o implante (RANGERT ET AL., 1989; RICHTER, 1995; NAERT, 1998; BRUNSKI, 1998). Forças verticais excêntricas geram um momento (RANGERT ET AL., 1995; RICHTER, 1998) e podem levar o implante a fletir. Forças anguladas geram componentes de cisalhamento, prejudiciais aos implantes (RANGERT ET AL., 1989; RICHTER, 1995; NAERT, 1998; BRUNSKI, 1998). A sobrecarga no conjunto implante e supraestrutura pode levar a falhas biomecânicas. RANGERT ET AL., (1995), BRUNSKI ET AL., (2000), ECKERT ET AL. (2000), GUICHET ET AL. (2000), WATANABLE ET AL. (2000), relataram danos nas estruturas ósseas e componentes protéticos. A maioria dos problemas que ocorrem na supraestrutura se traduz por afrouxamento do parafuso ou fratura do parafuso de ouro da prótese, cuja técnica prevê a facilidade de reposição. A sobrecarga nestas estruturas é transmitida às estruturas de suporte. Altos níveis de tensões resultam em sobrecargas e reabsorção óssea e níveis baixos 17 em atrofia por desuso. O conhecimento da distribuição de tensões e suas intensidades pode ser útil para prevenir falhas embora não seja possível prever se haverá remodelação óssea ou atrofia ao analisarmos estas tensões (MEIJER ET AL., 1993) Existe uma preocupação em relação aos implantes unitários quando instalados em região de ausência de dentes molares, devido ao fato desta área apresentar grande concentração de cargas. Foram relatados problemas como mobilidade da prótese e perda da osseointegração. BALSHI ET AL. (1996; 11:372-378) compararam a utilização de um ou dois implantes de mesmo diâmetro para reposição de um único molar e concluíram que dois implantes promovem maior estabilidade e diminuem os problemas biomecânicos. LANGER ET AL. (1993) sugeriram o uso de implantes de maior diâmetro como alternativa de tratamento em situações especiais do tecido ósseo tais como pouca altura. Desde então, implantes de maior diâmetro (FIG. 1.6) vêm sendo sugeridos como boa alternativa para alguns casos clínicos (GRAVES ET AL., 1994; BECKER & BECKER, 1995; BAHAT & HANDELSMAN, 1996; IVANOFF ET AL., 1997; BRUNSKI ET AL., 2000; TAYLOR ET AL.2000). FIG. 1.6 Implante de menor diâmetro e implante de maior diâmetro A ancoragem dos implantes dentários pode ser bicortical ou monocortical. Um implante ancorado em duas corticais ósseas é dito biancorado. IVANOFF ET AL.(2000) analisaram em uma retrospectiva de 15 anos com casos clínicos, a influência do tipo de ancoragem dos 18 implantes. Concluíram que os implantes com ancoragem bicortical apresentaram uma taxa de fratura 3 vezes maior que os implantes monoancorados. A influência do tipo de material das coroas protéticas no sucesso dos tratamentos com implantes parece ser significativo, já que não temos a presença do ligamento periodontal. Estudos analisando a distribuição de tensões no osso e no implante considerando-se diferentes tipos de material da coroa protética foram apresentados por STEGAROIU ET AL. (1998;13:781-790) E ÇIFTÇI & CANAY (2000). WEINBERG (1993) concluiu que o ângulo de inclinação da cúspide da coroa protética é um fator importante nas reabilitações com implantes e sugere uma pequena inclinação da cúspide.(FIG. 1.7). Outro aspecto por ele analisado foi a largura da mesa oclusal ou largura da coroa protética (FIG. 1.8), concluindo que uma mesa oclusal estreita reduziria as cargas sobre os implantes, também citado por BINON (2000). FIG. 1.7 Ângulos de inclinação da cúspide. FIG. 1.8 Mesa oclusal larga e estreita. O método dos elementos finitos (MEF), o qual é um procedimento numérico para a resolução de equações variacionais na física e na engenharia, foi inicialmente utilizado na indústria aeronáutica, no início dos anos 50. O método evoluiu de um procedimento para resolução de problemas estruturais para um procedimento numérico geral, visando solucionar uma equação diferencial ou um sistema destas equações. Com o uso da técnica e discretização do meio contínuo a partir de elementos finitos, as equações diferenciais do problema podem ser transformadas em sistema de equações algébricas que resolvidas, fornecem a solução do problema com uma precisão aceitável para a maioria dos problemas de engenharia quando comparada à solução pelos métodos clássicos. 19 O conceito fundamental do MEF é que qualquer quantidade contínua (como a temperatura, pressão ou deslocamento) pode ser aproximada por um modelo discreto, composto de um conjunto de funções contínuas em intervalos do domínio, definida sobre um número finito de subdomínios. Estas funções são definidas utilizando os valores da quantidade contínua em um número finito de pontos do domínio. A situação mais comum ocorre quando a quantidade contínua é desconhecida e deseja-se determinar os valores desta quantidade em certos pontos. A construção do modelo discreto é baseada em uma seqüência de atividades descrita a seguir: 1) um número finito de pontos do domínio é identificado; estes pontos são chamados de pontos nodais ou nós; 2) o valor da quantidade contínua em cada ponto nodal é denotado como uma variável que será determinada; 3) o domínio é dividido em um número finito de subdomínios chamados elementos. Estes elementos são conectados em pontos nodais comuns e, em conjunto para se aproximar da forma do domínio e, 4) a quantidade contínua é aproximada em cada elemento por um polinômio que é definido usando-se os valores nodais da quantidade contínua. Os polinômios são selecionados de modo que a continuidade seja mantida nos nós. Dentre as principais vantagens do método dos elementos finitos podemos citar: 1) suas aplicações atuais são amplas e incluem todos os problemas físicos regidos por equações diferenciais; 2) as propriedades dos materiais de elementos adjacentes não precisam ser as mesmas, isto permite que o método seja aplicado a estruturas compostas de diversos materiais; 3) contornos irregulares podem ser aproximados utilizando elementos retos ou utilizando elementos com contornos curvos. Desse modo, o MEF não é limitado a contornos "bem definidos"; 4) o número dos elementos pode ser variado, permitindo que a malha de elementos seja expandida ou refinada, conforme necessário e, 5) possibilita a análise de tensões e deformações, frente a diferentes esforços e solicitações, podendo-se determinar situações e locais críticos com possibilidade de levar a falha dos componentes da estrutura quando em serviço. 20 O estudo de modelos em elementos finitos permite a simulação e análise de tensões com confiabilidade, através da construção de modelos matemáticos, reproduzindo o implante, sua supraestrutura e tecido ósseo com resultados melhores que os estudos similares com fotoelasticidade (MEIJER ET AL., 1993). O programa Ansys, utilizado neste trabalho é uma importante ferramenta que faz uso do método dos elementos finitos. Além disso, este programa vem sendo descrito pela literatura como adequado e preciso para avaliação de sistemas complexos, tais como os componentes dos implantes osseointegrados (HOLMGREN, 1998; BARBIER ET AL., 1998; STEGAROIU ET AL., 1998, 13:82-90; STEGAROIU ET AL., 1998, 13:781-790). Uma análise típica do Ansys, envolve três etapas: 1) pré-processamento - onde é feita a entrada de dados tais como geometria, material e tipo de elemento no programa e geração da malha; 2) solução - onde se define o tipo e opções de análise, bem como aplicação do carregamento, condições de contorno e, 3) pós-processamento - onde serão vistos os resultados da análise através de gráficos ou listas tabulares no monitor ou impressora. Neste trabalho, foi utilizado o método dos elementos finitos com o programa Ansys 5.5.3, a fim de se analisar as tensões nos componentes de um sistema de implante osseointegrado e nas estruturas de suporte. Foram aplicados diferentes carregamentos com o objetivo de simular as cargas mastigatórias. Realizou-se uma análise comparativa de variações do desenho da prótese, material de revestimento da prótese, diâmetro do implante e tipo de ancoragem do implante. 21 2. OBJETIVO DO TRABALHO As supraestruturas das próteses implanto-suportadas possuem diversos componentes, que se acoplam no complexo prótese-implante, e são submetidas às cargas mastigatórias. Embora estes componentes possuam tolerâncias dimensionais apertadas, em alguns casos são levados à fratura devido à folga entre eles, gerando problemas de difícil solução nessas reabilitações (MISCH, 1993; ADELL ET AL., 1981; WEINBERG, 1993, SAKAGUCHI & BORGERSEN 1995; MORGAN & JAMES, 1993; PREISKEL, 1996; VERSLUIS ET AL., 1999; MCGLUMPHY, ET AL., 1992; MCGLUMPHY, ET AL., 1998; BINON, 2000). Os resultados clínicos têm apresentado falhas nos sistemas dos implantes osseointegráveis sem existir uma análise das possíveis causas. O presente trabalho consiste na análise de tensões nas estruturas dos implantes osseointegrados, mediante a aplicação de cargas mastigatórias, empregando-se para este fim o método dos elementos finitos com a utilização do programa Ansys 5.5.3. Foram desenvolvidos modelos axissimétricos bidimensionais destas estruturas. O objetivo deste estudo é determinar as regiões de maior concentração de tensões e os locais críticos com possibilidade de levar à falha dos componentes da estrutura quando em serviço, ou seja, quando submetidas às cargas mastigatórias. Os resultados obtidos neste trabalho permitirão um maior conhecimento da distribuição das tensões a que os implantes dentários são submetidos, permitindo melhor entendimento das causas das falhas observadas clinicamente, garantindo assim embasamento para auxiliar no desenvolvimento de sistemas de implantes com maior segurança, modificando e adequando a geometria dos componentes. Os profissionais que utilizam os sistemas de implantes poderão se beneficiar com os resultados obtidos, uma vez que os desenhos gerados pelo programa Ansys identificam as regiões do alvéolo cirúrgico que apresentam concentração de tensões. Além disso, apesar de existirem na literatura trabalhos semelhantes, estes não podem ser empregados para o sistema de implante brasileiro que foi usado no presente trabalho. Deste modo, os resultados obtidos podem auxiliar os fabricantes nacionais na busca de melhor qualidade para seus sistemas. 22 3. REVISÃO DA LITERATURA Para melhor compreensão, a revisão da literatura foi dividida conforme os assuntos relacionados: método de elementos finitos, tensões no tecido ósseo, distribuição das cargas sobre os implantes, próteses unitárias suportadas por implantes, influência da variação do ângulo de inclinação das cúspides da coroa protética, tipo de ancoragem dos implantes, material estético da coroa protética, variação do diâmetro em implantes dentários e variação da largura da mesa oclusal de coroas protéticas. 3.1 MÉTODO DE ELEMENTOS FINITOS Fenômenos biológicos foram estudados inicialmente com o emprego da fotoelasticidade, que surgiu em 1949 em trabalhos de Noonan e fornecia a análise qualitativa das tensões no interior de uma estrutura homogênea. Posteriormente, surgiram estudos com elementos finitos, apresentados por HUANG & LEDLEY (1969), quando passou a ser possível estudar estruturas complexas e analisá-las qualitativa e quantitativamente. THRESHER ET AL. (1973), utilizaram o método de elementos finitos com o objetivo de analisar as tensões em um dente e nas estruturas ósseas com um modelo homogêneo e outro heterogêneo. Neste trabalho, foram representadas estruturas como esmalte, dentina e ligamento periodontal. Mostraram a importância da utilização do modelo não homogêneo para se determinar a distribuição interna de tensões, concluindo que a maior parte delas era recebida pelo esmalte e transferida para a raiz. FARAH ET AL. (1988), empregaram o método de elementos finitos em um modelo bidimensional de um quadrante da mandíbula. Cargas de 100 N foram aplicadas nas seguintes condições: a) distribuída sobre o segundo molar; b) concentrada a 30 graus sobre o segundo molar e c) distribuída sobre o segundo pré molar e segundo molar. Verificaram que o carregamento oblíquo, força concentrada a 30°, apresentou tensões de 3 a 5 vezes maiores em relação à carga distribuída. Com o objetivo de comparar implantes de titânio, um com roscas e outro sem roscas, VALENTIM ET AL. (1990), desenvolveram um modelo de elementos finitos bidimensional com aplicação de uma carga de 100 N distribuída em regiões diferentes e constataram a ocorrência de tensões na área de osso cortical próxima ao pescoço do implante. 23 WILLIAMS ET AL. (1990) empregaram um modelo bidimensional de elementos finitos para estudar a distribuição de tensões de uma carga conhecida em prótese suportada por implantes. Concluíram que o método pode ser utilizado para reduzir os insucessos clínicos e melhorar o desempenho da prótese. PANDURIC ET AL. (1998) analisaram um modelo de elementos finitos de uma prótese total inferior com aplicação de carregamentos variados e concluíram que este método pode ser aplicado para se obter com precisão a distribuição de tensões em estruturas complexas tais como próteses totais e parciais. APICELLA ET AL.(1998), desenvolveram dois modelos tri-dimensionais de elementos finitos da mandíbula humana, sendo um com quatro implantes e outro com seis implantes, tendo como objetivo, analisar as tensões e deformações geradas por diferentes condições de carregamento tanto na prótese quanto no tecido ósseo circunvizinho aos implantes. A importância do conhecimento clínico relacionado aos achados mecânicos foi ressaltada por SKALAK (1983,1988). Segundo o qual, a biomecânica é determinante no sucesso dos tratamentos, bem como a compreensão do mecanismo de transferência de carga para o implante e deste para o tecido ósseo, o que permitirá o aprimoramento desta tecnologia. 3.2 AVALIAÇÕES CLÍNICAS BRÅNEMARK ET AL. (1969), responsáveis pela introdução do conceito de implantes osseointegráveis, desenvolveram um trabalho com cães e mostraram que as próteses poderiam ser suportadas por implantes. A técnica por eles apresentada seguia um protocolo em que preconizava uma cirurgia para instalação atraumática dos implantes para os tecidos, implantes de titânio quimicamente estáveis e puros, sutura da incisão de forma a manter os implantes sepultos e higiene oral. BRÅNEMARK ET AL. (1977), apresentou um estudo ao longo de 10 anos com 1618 implantes osseointegrados em 235 mandíbulas e maxilas com as próteses instaladas. Os casos de insucesso sofreram nova manipulação e reimplantação, atingindo-se uma média de sucesso de 94 % para implantes na maxila e 100 % para implantes na mandíbula. HARALDSON & CARLSSON (1977), avaliaram a eficiência mastigatória de próteses sobre implantes em 19 pacientes, os quais se mostraram satisfeitos. Foram obtidas ainda 24 através de registros de forças oclusais as seguintes médias: suave com 15,7 N, durante a mastigação 50,1 N e força oclusal máxima 144,4 N. ADELL ET AL. (1981), avaliaram por 5 a 9 anos, 130 pacientes com próteses sobre implantes na maxila e na mandíbula. Concluíam que 81% dos implantes na maxila e 91% dos implantes na mandíbula permaneceram estáveis. Foi verificada uma perda óssea de 1,5 mm durante o período de osseointegração (18 meses) e 0,1 mm nos anos subsequentes. Por um período de 6 anos, ), 46 pacientes foram acompanhados por LINDQUIST ET AL. (1988), com o objetivo de se medir a perda óssea marginal ao redor dos implantes. Obtiveram perdas ósseas de 0,5 mm no primeiro ano e 0,06 a 0,08 nos anos subseqüentes sendo a má higiene e o bruxismo fatores que contribuíram significantemente para estes resultados. ADELL ET AL. (1990), avaliaram em um estudo longitudinal de 15 anos, 759 próteses sobre implantes instaladas em 700 pacientes. Por um período de 5 a 10 anos, permaneceram estáveis 99% na mandíbula e 95% na maxila, com declínio para 92% em 15 anos. NAERT ET AL. (1992), em um estudo longitudinal de 7 anos com próteses sobre implantes, constataram 93% de sucesso para a maxila e 98,3% de sucesso para a mandíbula. Concluíram que pacientes com próteses sobre implantes onde o antagonista era dente natural apresentaram uma perda óssea menor do que os que tinham como antagonista próteses sobre implantes. Um estudo sobre a aplicação de implantes na região posterior de mandíbula foi publicado por NEVINS & LANGER (1993). O acompanhamento por um período de 7 anos comprovou a viabilidade da técnica apresentando 95,5% de sucesso para os 551 implantes instalados na mandíbula e 97% de sucesso para as 247 próteses instaladas. PAREIN ET AL. (1997) apresentaram um estudo retrospectivo da utilização de implantes na região posterior da mandíbula. Relataram que as maiores complicações ocorreram em próteses suportadas por molar ou molares, recomendando então que a prótese para estes casos fosse do tipo cimentada. Alguns aspectos apontados como responsáveis pelas complicações encontradas e já relatados por RANGERT EL AL. (1995), foram: forças mastigatórias elevadas, mesa oclusal larga e dificuldade de acesso cirúrgico e protético. Recomendaram o estreitamento da mesa oclusal, redução da inclinação das cúspides, centralização dos contatos oclusais no sentido axial do implante e utilização de implantes de maior diâmetro para substituição de molares. 25 3.3 TENSÕES NO TECIDO ÓSSEO As cargas que incidem sobre a coroa protética são transmitidas para o implante e para o tecido ósseo de suporte. Por conseguinte, o estudo das tensões sobre o tecido ósseo auxiliam para uma melhor compreensão do desempenho dos implantes osseointegrados. Wolff (1982) introduziu o conceito de remodelação óssea induzida por tensão, determinando que solicitações mecânicas seriam responsáveis por alterações nas estruturas internas e externas do tecido ósseo. Desta forma, o alinhamento do trabeculado ósseo coincidiria com as linhas de ação de força. O padrão de alinhamento do trabeculado permitiria que o tecido ósseo suportasse melhor as cargas às quais estaria sendo submetido, ajustando sua morfologia para manter esta deformação em níveis aceitáveis. (CHAMAY & TSCHANTZ, 1972). O sucesso do tratamento com implantes osseointegrados está relacionado ao modo como as cargas são transmitidas do implante ao tecido ósseo adjacente, sendo essencial que nem o implante e nem o tecido ósseo sejam forçados além de sua resistência mecânica SKALAK (1988). Em um estudo com 35 cães, CHAMAY & TSCHANTZ (1972), analisaram a relação entre a distribuição de tensões e a quantidade de hipertrofia do tecido ósseo. Concluíram que o tecido ósseo submetido a uma carga apresenta uma deformação fisiológica elástica. Mas, em algumas situações, o osso é sobrecarregado produzindo uma deformação plástica que produz lesões internas sem fraturas. PUGH ET AL. (1973), afirmaram que o tecido ósseo remodela sua estrutura segundo a carga a que está submetido. Em função da carga, a remodelação poderá ser construtiva ou destrutiva. A ausência de carga poderia resultar em atrofia por desuso e um excesso de carga poderia levar a perda do implante. A ausência do ligamento periodontal em implantes osseointegráveis provoca a transmissão de cargas ao tecido ósseo adjacente ao implante. Já nos dentes naturais, o ligamento periodontal absorve parte da carga e dissipa de certa forma a restante. Desta forma, cargas aplicadas sobre implantes são transmitidas com maior intensidade ao tecido ósseo. HOBO ET AL. (1989). BORCHERS & RECHARDT (1983), utilizaram o método de elementos finitos para analisar as tensões geradas por um implante. As maiores tensões foram observadas na região da crista óssea, próxima ao pescoço do implante. Para os autores, a ausência do ligamento 26 periodontal provoca de forma quase imediata a transmissão de cargas ao osso adjacente ao implante. Sugerem ainda o uso de materiais com baixo módulo de elasticidade para coroas protéticas a fim de minimizar os picos de tensão transmitidos ao osso. KITOH ET AL. (1988), estudaram a distribuição de tensões geradas no osso por um implante recoberto com hidroxiapatita. Foi desenvolvido um modelo bidimensional em elementos finitos. Mediante aplicação de carga vertical, observaram que as tensões no osso cortical, na região próxima ao pescoço do implante, foi 29 vezes maiores que as observadas no osso trabecular. RICHTER (1989), afirmou que cargas horizontais causam maiores tensões no osso cortical, o que é mecanicamente desfavorável já que o osso cortical é um elemento de suporte do implante. Surgem assim, áreas de destruição óssea na região próxima ao pescoço do implante. Com o objetivo de minimizar os problemas causados por cargas horizontais, o autor sugere o aumento do diâmetro do implante e o estreitamento da mesa oclusal. CLELLAND ET AL. (1991), estudaram a distribuição de tensões no osso adjacente a implantes de formas diferentes. Concluíram que as maiores tensões apresentavam-se na região de crista óssea, ou seja, região próxima ao pescoço dos implantes e que as menores tensões concentravam-se na região do ápice dos implantes. Afirmaram ainda que a carga capaz de ser suportada pelo implante sem causar dano ao osso adjacente é desconhecida e de difícil mensuração. MEIJER ET AL. (1993), utilizando um modelo tridimensional de elementos finitos, analisaram um implante osseointegrado instalado em mandíbula. Os resultados mostraram tensão máxima na região de osso cortical próxima ao pescoço do implante. Forças verticas geraram tensões maiores que forças oblíquas e horizontais. 3.4 DISTRIBUIÇÃO DE CARGAS SOBRE OS IMPLANTES Para CAPUTO & STANDLEE (1987), os contatos oclusais incluem contatos freqüentes na oclusão habitual e deslizamento lateral. A intensidade destes contatos e deslizamentos variam de indivíduo para indivíduo e conforme a mastigação, também é afetada pelo tipo de oclusão, quantidade e tipo de alimento. Devido à natureza destes contatos, cargas axiais e horizontais são produzidas durante a mastigação e esta combinação produz um movimento do dente em todas as direções. Quando se trata de forças máximas de mordida, afirmam que 27 estas podem alcançar até 500 N na região de molares e de 100 N a 200 N na região de incisivos. Indivíduos com próteses totais perdem até 75 % da força em relação aos que têm dentição natural. Porém, durante a mastigação e deglutição, as forças máximas encontradas variam de 70 N a 150 N em função dos alimentos. BIDEZ & MISCH (1992), afirmaram que uma carga elevada aplicada a um implante osseointegrado, pode provocar dano ao implante ou aos tecidos ósseos adjacentes, influenciando no sucesso do tratamento. HOBO ET AL. (1989) e BIDEZ & MISCH (1992), relataram que as forças atuantes em um implante apresentam magnitude, direção e sentido imprevisíveis. Dentes naturais em trauma sofrem mobilidade e cessado o trauma, eles retornam ao grau de mobilidade fisiológica. Em implantes osseointegrados este mesmo trauma quando cessado, raramente faz com que o implante retorne à condição inicial. Este fato deve-se à ausência do ligamento periodontal. RANGERT ET AL. (1989), relataram que o parafuso de ouro que retém a prótese seria a primeira peça do sistema a romper-se, promovendo a segurança do sistema. Nas situações analisadas, o osso cortical apresentou maior concentração de tensões. Implantes biancorados apresentaram diminuição dos níveis de tensões no osso ao redor do pescoço do implante. Concluíram que, a presença de roscas diminuem a tensão de cisalhamento presente na interface implante/osso quando sob ação de cargas axiais. PATTERSON ET AL. (1992), estudaram através de análises teóricas de um modelo idealizado, a fadiga dos parafusos que compõe o sistema de implantes osseointegrados. Verificaram a importância da pré-carga inicial existente entre os parafusos. Quando um sistema é construído com implantes suficientes e eqüidistantes, a resistência à fadiga é de aproximadamente 20 anos. Este valor cai drasticamente quando as condições prescritas não são satisfeitas. SAKAGUCHI & BORGERSEN (1993), utilizaram um modelo de elemento finito bidimensional para avaliar o comportamento mecânico do componente da coroa, do parafuso e do pilar intermediário sob ação de carga. Os resultados mostraram que a separação entre a coroa, o pilar e o parafuso contribui para a folga do parafuso retentor e para a deformação do corpo do mesmo. BINON (1994), considerou que a fratura de parafusos de fixação do pilar ocorrem em função da baixa tolerância dimensional existente no acoplamento dos componentes. As 28 diferenças dimensionais permitem a ocorrência de micromovimentos no complexo pilarimplante, que associados a sobrecarga mastigatória podem levar a fratura dos componentes A sobrecarga no conjunto prótese/implante pode levar a falhas biomecânicas. Danos nas estruturas biológicas e/ou nos componentes protéticos foram relatados por SKALAK (1988); RANGERT ET AL. (1995). RICHTER (1995) quantificou, a partir do desenvolvimento de um aparato, as cargas oclusais dos pacientes. Um transdutor era colocado diretamente sobre o implante ou dente natural dos pacientes. Constatou que nos implantes isolados na região de molares e prémolares ocorriam forças verticais máximas de 120 N a 150 N. A mastigação em oclusão centralizada gerou uma força de aproximadamente 50 N tanto para o implante quanto para dente natural. RANGERT ET AL. (1997), concluíram que em próteses parciais localizadas na região posterior devem ser considerados alguns aspectos para atingir o sucesso no tratamento. Recomendam o estreitamento da mesa oclusal e centralização dos contatos oclusais. Afirmam que próteses unitárias em região de molar devem receber implantes de maior diâmetro ou dois implantes unidos, todavia, a manutenção dos contatos oclusais em ambos os casos é fundamental. BRUNSKI ET AL. (2000), consideram que existem vários aspectos biomecânicos que devem ser analisados no planejamento e reabilitação de pacientes edêntulos utilizando implantes osseointegrados. No entanto ressalta que a carga mastigatória é um dos fatores mais importantes e de elevado grau de dificuldade de avaliação, em função de apresentar muitas variáveis relacionadas ao hospedeiro. Após rever vários trabalhos observou que as regiões de pré-molares e molares apresentam os maiores índices de problemas biomecânicos, sendo considerada pelo autor como área de risco. TAYLOR ET AL. (2000) afirmaram que o estudo biomecânico dos componentes das supraestruturas sobre-implantes deve ser mais enfocado nas pesquisas futuras. Aspectos como: desenho, material e dinâmica de funcionamento quando submetido as cargas mastigatórias merece uma atenção especial no sentido de apresentar à comunidade científica dados mais conclusivos e que possam ser usados na previsão do desempenho da prótese e no planejamento protético. 29 3.5 PRÓTESES UNITÁRIAS SUPORTADAS POR IMPLANTES JEMT ET AL. (1990), publicaram um acompanhamento de 3 anos com as primeiras modificações da técnica proposta por Brånemark e seu emprego em implantes unitários. JEMT ET AL. (1991), avaliaram 107 implantes unitários em 92 pacientes. Após o período de um ano, somente três implantes foram perdidos. Foi observado o afrouxamento do parafuso do pilar intermediário em 26% dos casos. JEMT & PETTERSON (1993), publicaram um outro acompanhamento de 3 anos para 70 implantes unitários. A média de sucesso foi de 98,5%. Foram encontradas fístulas devido ao afrouxamento do parafuso do pilar intermediário. Os autores sugeriram o uso de parafuso de ouro e aplicação de torque com o objetivo de melhorar a união entre este e o implante (JÖRNEUS ET AL., 1992). LANEY ET AL. (1994), dando continuidade na pesquisa de JEMT ET AL. (1991), relataram que dos 92 pacientes iniciais, 82 permaneciam no estudo e que após um ano em função apenas três implantes haviam sido perdidos, ou seja, 97,2 % dos implantes permaneciam instalados com sucesso. Após três anos, nenhum outro implante foi perdido e o índice de sucesso se manteve sem alteração. O afrouxamento do parafuso do pilar intermediário continuou embora com freqüência menor. Os parafusos de ouro mostraram-se melhores que os de titânio por permitirem uma maior deformação elástica e uma pré-tensão inicial maior. BECKER & BECKER (1995), estudaram 24 implantes instalados em 22 pacientes em área de molares superiores e inferiores. Após dois anos, a taxa de sucesso foi de 95 %. Todos os implantes receberam pilar intermediário e cilindro de ouro, ajuste oclusal minimizando contatos cêntricos e interferências laterais. Foi observado o afrouxamento do parafuso de ouro que retinha a coroa protética em 38 % dos casos. BALSHI ET AL. (1996; 11: 372-378) compararam a utilização de um ou dois implantes de mesmo diâmetro para reposição de um único molar e concluíram que dois implantes promovem maior estabilidade e diminuem os problemas biomecânicos. BURGUETE ET AL. (1994), estudaram as características dos parafusos das uniões que compõem o sistema dos implantes osseointegrados. O processo de afrouxamento pode ocorrer em dois estágios. Inicialmente, forças externas aplicadas a união parafusada, por exemplo a mastigação, geram deformações nas uniões das roscas. Neste estágio, quanto maior for o 30 torque inicial dado, menor será a chance de ocorrer afrouxamento na área rosqueada, conseqüentemente maior deverá ser a força externa para provocar esse efeito. HAAS ET AL. (1995), observaram durante o acompanhamento clínico de 76 implantes unitários do sistema Brånemark, após 1 ano em função , que a complicação mais freqüente foi a perda do parafuso de fixação do pilar. Os autores recomendam o uso de implantes em próteses unitárias devido ao sucesso funcional e estético alcançado. Recomendação do uso de implantes em próteses unitárias também foi feita por PRIEST (1996), que após vasto levantamento da literatura sobre as taxas de insucessos com implantes unitários, concluiu que estes estão relacionados com a qualidade do tecido ósseo, o que já havia sido relatado por JAFFIN & BERMAN (1991); a localização em mandíbula apresenta taxa de sucesso maior que em maxila ALBREKTSSON ET AL.(1988); maiores índices de insucessos em pacientes fumantes BAIN & MOY (1993); implantes de menor comprimento fracassam mais que os longos. O autor avalia que trabalhos sobre implantes unitários são em sua maioria de implantes instalados em maxila anterior e que devem ter seus resultados considerados apenas para esta região. BECKER & BECKER (1995) estudaram especificamente implantes unitários em região posterior. Implantes de maior diâmetro são utilizados em região posterior onde a altura óssea geralmente é insuficiente, porém, seu sucesso deve ainda ser comprovado. 3.6 VARIAÇÃO DO ÂNGULO DE INCLINAÇÃO DAS CÚSPIDES DA COROA PROTÉTICA WEINBERG (1993) concluiu que o ângulo de inclinação da cúspide da coroa protética é um fator importante nas reabilitações com implantes e sugere uma inclinação pequena da cúspide. Outro aspecto por ele analisado foi a largura da mesa oclusal ou largura da coroa protética, concluindo que uma mesa oclusal estreita reduziria as cargas sobre os implantes. WEINBERG & KRUGER (1995), afirmaram que: 1) para cada 10 graus de aumento na inclinação da vertente da cúspide, existe aproximadamente 30% de aumento da carga transferida ao sistema implante/prótese, 2) para cada 10 graus de variação do eixo do implante, existe aproximadamente 5% de aumento da carga transferida ao sistema implante/prótese. 31 RANGERT ET AL. (1995), em análise retrospectiva afirmaram que a sobrecarga induz a uma reabsorção óssea e que esta parece preceder e contribuir para a fratura dos componentes do implante. Sugerem a diminuição dos braços de alavanca, estreitamento da mesa oclusal, redução nas inclinação das vertentes das cúspides e centralização dos contatos oclusais. KAUKINEN ET AL. (1996) estudaram a influência da forma oclusal na transferência de forças mastigatórias em próteses implanto suportadas. Variando o ângulo de inclinação da cúspide em 0 ° e 30 °, verificaram que os modelos de 0 ° apresentaram redução de 50 % nas cargas dissipadas na prótese e no tecido ósseo. Observaram que quanto menor a inclinação das vertentes das cúspides, menores seriam as forças laterais, o que beneficia a manutenção e preservação da osseointegração e dos componentes do sistema. 3.7 TIPO DE ANCORAGEM DOS IMPLANTES JEMT ET AL. (1992), apresentaram um estudo de análise de complicações e insucessos apresentados em 127 próteses parciais fixas implanto suportadas após um ano de uso. Dentre os problemas observados, cita que 13% das complicações foram o afrouxamento dos parafusos das conexões da supraestrutura. Ressaltaram ainda que as tensões geradas pelas cargas mastigatórias podem levar a problemas na ancoragem do implante, assim como fratura por fadiga de componentes metálicos. A ancoragem dos implantes dentários pode ser bicortical ou monocortical. Um implante ancorado em duas corticais ósseas é dito biancorado. IVANOFF ET AL. (1996), estudaram a influência da mono ou da bicorticalização de implantes de 10 mm e de 16 mm de comprimento por 3,75 mm de diâmetro instalados em tíbias de coelhos. Realizaram ensaios de remoção por torque e concluíram que os implantes biancorados necessitavam de um torque duas vezes maior que os monocorticais após 6 semanas e um torque três vezes maior após 12 semanas para sua remoção. IVANOFF ET AL. (2000) analisaram a influência do tipo de ancoragem dos implantes em uma retrospectiva de 15 anos com casos clínicos. Concluíram que os implantes com ancoragem bicortical apresentaram uma taxa de fratura 3 vezes maior que os implantes monoancorados. 32 3.8 MATERIAL ESTÉTICO DA COROA PROTÉTICA A influência do tipo de material das coroas protéticas no sucesso dos tratamentos com implantes parece ser significativo, já que não temos a presença do ligamento periodontal. GRACIS ET. AL. (1991), estudaram o comportamento de cinco materiais de coroas protéticas. Dois tipos de ligas de ouro, um tipo de porcelana e dois tipos de resinas. Concluíram que as duas resinas reduziram a força em 50 % sobre a estrutura devido à absorção de carga, quando comparadas às ligas de ouro ou à porcelana. HOBKIRK ET AL. (1992) mediram as forças mastigatórias de próteses suportadas por implantes com superfícies oclusais em porcelana e resina contra dentição natural. Foram utilizados sensores para a medição das forças mastigatórias para alimentos diferentes. Não foi possível estabelecer uma correlação direta entre o material e a força mastigatório. JEMT & LEKHOLM (1993) estudaram 94 próteses sobre 259 implantes. Após 5 anos, a média de sucesso foi de 97,2 % para os implantes e 100 % para as próteses. Foi detectado fratura do material resinoso das coroas. Estudos utilizando um modelo tridimensional de elementos finitos com o objetivo de analisar a distribuição de tensões no osso e no implante considerando-se diferentes tipos de material da coroa protética foram apresentados por STEGAROIU ET AL., (1998;13:781790). Os resultados mostraram que na coroa de ouro e porcelana as tensões são similares. Em quase todos os casos, a tensão no modelo com a prótese de resina foi similar ou maior que os outros dois materiais. O maior incremento na tensão com a resina foi dado na unidade implante-“abutment” sob carregamento axial. ÇIFTÇI & CANAY (2000), analisaram a distribuição de tensões no osso ao redor de implantes utilizando o método de elementos finitos. Cinco modelos foram construídos variando-se o tipo de material da coroa protética sendo porcelana, liga de ouro, resina compósito, resina compósito reforçada e resina acrílica. Tensões parecem estar concentradas no osso cortical ao redor da área do pescoço do implante. Liga de ouro e porcelana produziram os maiores valores para esta região. Tensões criadas por resina acrílica e resina compósito reforçada foram 25 % e 15% menores, respectivamente, quando comparadas com porcelana ou liga de ouro. 33 3.9 VARIAÇÃO DO DIÂMETRO DOS IMPLANTES UNITÁRIOS Existe uma preocupação em relação aos implantes unitários quando instalados em região de ausência de dentes molares devido ao fato desta área apresentar grande concentração de cargas. Foram relatados problemas como mobilidade da prótese e perda da osseointegração. MATSHUSHITA ET AL. (1990) concluíram que quanto maior o diâmetro do implante, menores são as tensões no osso cortical, ou seja, o maior diâmetro favorece a distribuição das tensões geradas. Verificaram ainda que as tensões no osso cortical foi maior que no osso trabecular, e que sob carga lateral foi duas vezes maior, quando comparada à carga vertical. LANGER ET AL. (1993) descreveram a utilização de implantes de 5,0 mm de diâmetro. Este implante é uma modificação do implante convencional de 3,75 mm de diâmetro de Brånemark e foi idealizado para aumentar a área de contato osso/implante. Indicaram o seu uso em áreas de pouca altura óssea, em local com baixa qualidade óssea, em substituição imediata de implante não osseointegrado ou fraturado. GRAVES ET AL. (1994) avaliaram 268 implantes de maior diâmetro em 196 pacientes e obtiveram 96 % de sucesso. IVANOFF ET AL. (1997), com o objetivo de estudar a influência do diâmetro do implante na osseointegração, realizaram ensaios de remoção por torque em implantes instalados em tíbia de coelhos. Implantes de 3,0 mm, 3,75 mm, 5,0 mm e 6,0 mm de diâmetro por 6,0 mm de comprimento foram instalados em nove coelhos e acompanhados por 12 semanas. Os testes mostraram que o torque de remoção é diretamente proporcional ao diâmetro do implante. Concluíram que a resistência ao deslocamento está relacionada com a superfície do implante em contato com a cortical óssea e que a estabilidade do implante aumenta quando seu diâmetro é maior. BALSHI ET AL. (1996; 11:372-378), compararam a utilização de um ou dois implantes de mesmo diâmetro para reposição de um único molar e concluíram que dois implantes promovem maior estabilidade e diminuem os problemas biomecânicos. LANGER ET AL. (1993) sugeriram o uso de implantes de maior diâmetro como alternativa de tratamento em situações especiais do tecido ósseo tais como pouca altura. Desde então, implantes de maior diâmetro vem sendo descritos como boa alternativa para alguns casos clínicos (BECKER & BECKER, 1995; BAHAT & HANDELSMAN, 1996; TAYLOR ET AL. 2000; BRUNSKI ET AL. 2000). 34 BALSHI (1996; 11:660-666), afirmou que o índice de fratura em implantes é pequeno, porém, quando ocorre, gera problemas para o paciente e para o clínico. As causas das fraturas estão relacionadas com os defeitos inerentes do próprio material, falta de passividade na adaptação da estrutura metálica da prótese e sobrecarga fisiológica ou biomecânica. Alerta para a necessidade do uso de placa de proteção oclusal em pacientes com hábitos oclusais parafuncionais para minimizar forças aberrantes noturnas. O autor conclui que as forças oclusais são a principal causa das fraturas em implantes, já que estas ocorrem principalmente na região posterior. Sugere que implantes de maior diâmetro sejam utilizados, quando possível, na reposição de implantes fraturados, o que já havia sido indicado também por EVIAN & CUTLER (1995). MC GLUMPHY ET AL. (1998), sugerem a colocação de implantes de largo diâmetro para reduzir o braço de alavanca do momento gerado pelas forças oclusais excêntricas. BINON (2000), fazendo uma revisão da literatura sobre os componentes dos implantes ossseointegrados, refere-se as vantagens clínicas dos implantes de largo diâmetro por aumentarem a superfície disponível para osseointegração e por reduzirem a transferência de carga para a região de osso cortical ao redor do implante. É especialmente indicado para área posterior dando maior estabilidade e resistência às cargas mastigatórias. Implantes de largo diâmetro também aumentam a estabilidade dos “abutments” por reduzirem a largura da mesa oclusal. 3.10 VARIAÇÃO DA LARGURA DA MESA OCLUSAL DE COROAS PROTÉTICAS RICHTER (1989) afirmou que cargas horizontais ao implante causam maiores tensões no osso cortical, o que é mecanicamente desfavorável já que o osso cortical é um elemento de suporte do implante. Surgem assim, áreas de destruição óssea na região próxima ao pescoço do implante. Com o objetivo de minimizar os problemas causados por cargas horizontais, o autor sugere o aumento do diâmetro do implante, estreitamento da mesa oclusal, WEINBERG (1993) concluiu que o ângulo de inclinação da cúspide da coroa protética é um fator importante nas reabilitações com implantes e sugere uma inclinação pequena da cúspide. Outro aspecto por ele analisado foi a largura da mesa oclusal ou largura da coroa protética, concluindo que uma mesa oclusal estreita reduziria as cargas sobre os implantes. RANGERT ET AL (1995) em análise retrospectiva, afirmaram que a sobrecarga induz a uma reabsorção óssea e que esta parece preceder e contribuir para a fratura dos componentes 35 do implante. Sugerem a diminuição dos braços de alavanca e distâncias entre apoios, estreitamento da mesa oclusal, redução da inclinação das vertentes das cúspides e centralização dos contatos oclusais. MC GLUMPHY ET AL. (1998) afirmam que para se manter os componentes dos sistemas de implantes em condições de suportarem as cargas mastigatórias, deve-se ajustar a oclusão de forma a direcionar as forças na direção do longo eixo do implante. Alertam para o fato de que mesas oclusais maiores promovem contatos excêntricos. 36 4. MATERIAIS E MÉTODOS No presente trabalho empregou-se o método dos elementos finitos para simular o carregamento de próteses sobre implantes osseointegráveis. Os trabalhos foram iniciados pela confecção de um modelo ou da estrutura contínua como se fosse uma montagem de um número finito de elementos estruturais conectados a um número finito de pontos chamados nós. O processo de análise consistiu em satisfazer a compatibilidade dentro de cada elemento e condições de equilíbrio dos pontos nodais ou nós. Partindo-se da hipótese de continuidade de contato entre os elementos, as tensões foram calculadas através de equações geradas e processadas pelo sistema computacional. (CAPUTO, 1983). 4.1 GEOMETRIA DAS ESTRUTURAS Para a avaliação das tensões desenvolvidas no implante osseointegrável, na sua supraestrutura e nas estruturas de suporte foi necessária a confecção de um modelo que representasse as reais relações entre estas estruturas. A confecção deste modelo baseou-se na dimensões de peças fabricadas e comercializadas pela empresa Conexão Sistema e Próteses (Rua Azevedo Soares 1580, São Paulo, SP). 4.1.1 O IMPLANTE O implante utilizado foi o conhecido como implante osseointegrado rosqueável de hexágono externo, que é confeccionado em titânio comercialmente puro. Foram utilizados implantes de 3,75 mm de diâmetro por 10,00 mm de comprimento e implantes com 5,00 mm de diâmetro por 10,00 mm de comprimento. componentes da supraestrutura analisada. 37 Mostra-se na FIG. 4.1 os diferentes 4.1.2 O PILAR INTERMEDIÁRIO Os pilares intermediários também conhecidos como “abutments” são os elementos que unem os implantes às coroas protéticas. O pilar intermediário utilizado foi do tipo Esteticone também confeccionado pelo mesmo fabricante dos implantes. Estes pilares são fixados ao implante por intermédio de um parafuso de titânio conhecido como parafuso de fixação do pilar intermediário ou parafuso de fixação do “abutment” (FIG. 4.1). 4.1.3 O CILINDRO DE OURO O cilindro ou “coping” de ouro utilizado foi o tipo cônico confeccionado pelo mesmo fabricante do implante e do pilar intermediário. Este coping de ouro é fixado por seu parafuso de ouro na parte superior do pilar intermediário ou “abutment”. Sobre o cilindro de ouro é confeccionada a coroa protética. (FIG. 4.1). 4.1.4 A COROA PROTÉTICA A coroa protética adapta-se sobre o cilindro de ouro. Foram utilizados quatro diferentes tipos de materiais para a coroa protética. Avaliou-se a coroa em porcelana, resina compósito Charisma, resina compósito Artglass e resina acrílica Biotone. (FIG. 4.1). 4.1.5 O SEGMENTO ÓSSEO MANDIBULAR Um segmento ósseo humano mandibular foi modelado com a primeira cortical, osso trabecular ou esponjoso e segunda cortical. Foram desenvolvidos dois modelos, sendo um para implante ancorado em uma cortical, implante monoancorado (FIG. 4.2); e outro para implante ancorado em duas corticais, implante biancorado (FIG. 4.3). A primeira cortical apresenta-se com altura de 1,0 mm e a segunda cortical com altura de 2,0 mm. A altura óssea total foi de 18,0 mm. A largura da área de osso modelada foi de 5,0mm em ambos os modelos. Estas dimensões são normalmente encontradas em humanos adultos. 38 FIG. 4.1 Modelo do implante e sua supraestrutura. Abutment Cilindro de Ouro Implante Coroa protética Parafuso de fixação do Abutment Parafuso de ouro FIG. 4.1 Modelo do implante e supraestrutura Osso 1ª Cortical Osso Trabecular Osso 2ª Cortical FIG. 4.2 Modelo do segmento ósseo com o implante monoancorado. 39 1ª Cortical óssea Osso Trabecular 2ª Cortical óssea FIG. 4.3 Modelo do segmento ósseo com o implante biancorado. 4.2 MODELO DE ELEMENTOS FINITOS 4.2.1 CONFECÇÃO DO MODELO O modelo de elementos finitos desenvolvido representou um corte buco-lingual de um segmento ósseo humano mandibular com um implante instalado em tecido ósseo, pilar intermediário, parafuso de fixação do pilar intermediário, cilindro de ouro, parafuso de ouro e coroa protética. Desta forma, determinou-se a localização dos pontos do modelo e gerou-se uma malha de elementos finitos que permitiu uma discretização das estruturas que compunham o modelo, tendo sido realizada a análise de convergência da malha. (FIG. 4.4, FIG. 4.5 e FIG. 4.6). 40 Abutment Cilindro de Ouro Implante Coroa protética Parafuso de fixação do Abutment Condições de Contorno Parafuso de Ouro Y X FIG. 4.4 Malha de elementos finitos do implante e supraestrutura 1ª Cortical óssea Osso Trabecular 2ª Cortical óssea Condições de Contorno Y X FIG. 4.5 Malha de elementos finitos do segmento ósseo com o implante monoancorado. 41 1ª Cortical óssea Osso Trabecular 2ª Cortical óssea Condições de Contorno Y X FIG. 4.6 Malha de elementos finitos do segmento ósseo com o implante biancorado. As propriedades mecânicas dos materiais envolvidos neste trabalho são apresentadas na TAB. 4.1 TAB. 4.1 Propriedades mecânicas dos materiais. MÓDULO DE COEFICIENTE ELASTICIDADE DE POISSON REFERÊNCIAS (E) GPa (υ ) Osso cortical 13,70 0,30 (a) Osso trabecular 1,37 0,30 (a) Titânio 110,00 0,33 (b) Liga de ouro 90,00 0,30 (c) Porcelana 70,00 0,22 (d) Resina compósito (Charisma) 14,10 0,24 (e) Resina compósito (Artglass) 10,00 0,30 (e) Resina acrílica (Biotone) 2,26 0,35 (e) (A) BARBIER ET AL., 1998; MENICUCCI ET AL., 1998; TORTAMANO & VIGORITO, 1998. (B) BARBIER ET AL., 1998; HOLMGREN ET AL., 1998. (C) BARBIER ET AL., 1998; STEGAROIU ET AL., 1998, 13: 781-790; STEGAROIU ET AL., 1998, 13: 82-90; BENZING ET AL., 1995; VAN ZYL ET AL., 1995. (D) STEGAROIU ET AL., 1998, 13: 82-90 (E) ÇIFTÇI & CANAY, 2000. MATERIAL 42 4.2.2 HIPÓTESES SIMPLIFICADORAS Para a viabilização deste trabalho, buscando tornar a modelagem e a solução do processo possível, foram adotadas algumas hipóteses simplificadoras. Os materiais envolvidos nesta análise foram considerados homogêneos, isotrópicos e linearmente elásticos. Uma estrutura axissimétrica definida com sua direção axial ao longo do eixo y do sistema de coordenadas cartesianas ortogonais e com sua direção radial paralela ao eixo x, pode ser representada por um modelo de elementos finitos no plano xy. O uso de um modelo axissimétrico é apropriado para estruturas que apresentam simetria ao redor de eixos carregados, tendo ainda a vantagem de reduzir o tempo de modelagem e análise. O modelo deste trabalho foi desenvolvido segundo um modelo axissimétrico, ou seja, as estruturas foram representadas levando-se em consideração sua simetria em torno de um eixo central (simetria axial). Uma secção longitudinal das estruturas foi modelada. O modelo foi construído a partir de pontos, denominados nós. Os nós foram localizados no espaço, segundo o sistema de coordenadas cartesianas ortogonais. Os nós originaram pequenas formas geométricas triangulares ou quadrangulares denominadas de elementos. Estes elementos quando parecidos com triângulos eqüiláteros ou quadrados resultam em uma análise mais acurada. Obteve-se assim, um modelo geométrico bidimensional. 4.2.3 DESCRIÇÃO DO MODELO O modelo foi desenvolvido utilizando-se o elemento estrutural sólido PLANE 82 do programa Ansys. Este elemento é bidimensional, pode ser usado como elemento axissimétrico e é indicado para modelar contornos curvos e formas irregulares. Apresenta oito nós. Cada nó tem dois graus de liberdade e as translações são nas direções cartesianas nodais x e y. 43 FIG. 4.7 Elemento Plane 82. As estruturas foram modeladas como sendo uma única peça, considerando-se as uniões entre os componentes como uma união rígida, não permitindo qualquer movimentação relativa entre os componentes, o que tornou a análise linear. Esta análise é estática. A análise efetuada constituiu na variação do tipo de carregamento imposto à supraestrutura, sendo analisadas quatro condições de carregamento. A partir daí, foram analisadas algumas alternativas envolvendo variação: i) do ângulo da cúspide (30 ° e 45 °); ii) do tipo de ancoragem do implante (monocortical e bicortical); iii) do tipo de material da coroa protética (porcelana, resina compósito Charisma, resina compósito Artglass, resina acrílica Biotone); iv) variação do diâmetro do implante (3,75 mm e 5,00 mm) e v) variação da largura da mesa oclusal (larga e estreita). Segundo BEER & JOHNSTON (1995), os elementos estruturais e os componentes de máquinas são projetados com material dúctil para não apresentarem fratura imprevisível pela ação das cargas a que serão submetidos. Quando um elemento ou componente estrutural 44 estiverem sob ação de um estado uni-axial de tensão, o valor da tensão normal (σx), responsável pelo escoamento do material, pode ser comparado ao obtido em um ensaio de tração do mesmo material, uma vez que o elemento ou o componente e o corpo de prova estão sob o mesmo tipo de solicitação e sob o mesmo estado de tensões. Consideramos que a peça estrutural submetida a carregamentos não cíclicos estará segura sempre que a tensão normal for menor que a tensão de escoamento do material. Porém, quando o elemento estrutural estiver submetido a um estado plano de tensões, as tensões máximas não podem ser simplesmente comparadas com as tensões de escoamento uniaxial do material. É necessário estabelecermos então um critério que considere o mecanismo real de ruptura do material, permitindo a comparação dos efeitos causados pelos dois estados de tensão no material em estudo. O critério utilizado no presente trabalho para a análise destes dados é o critério de Von Mises (1883-1953), especialista em matemática aplicada, que avalia a máxima energia de distorção. O método baseia-se na determinação da energia de distorção de um determinado material, isto é, da energia relacionada com mudanças na forma do material. Segundo este critério, um componente estrutural estará em condições de segurança, se o maior valor de energia de distorção por unidade de volume do material, permanecer abaixo da energia de distorção por unidade de volume, necessária para provocar o escoamento do corpo de prova do mesmo material submetido a ensaio de tração. Acima desse valor o material sofreria uma deformação permanente. Podemos ainda dizer que o componente escoa quando a energia de distorção em um estado complexo de tensões é igual à energia de distorção em tração (ou compressão) uniaxial. Desta forma, levando-se em consideração as variações dos parâmetros da supraestrutura e as condições de carregamento obteve-se a partir do programa Ansys, as imagens gráficas das tensões de Von Mises presentes nos componentes das estruturas que compõem o sistema de implante osseointegrado. 4.3 APLICAÇÃO DO CARREGAMENTO Os carregamentos atuantes nas estruturas usadas no presente trabalho são diversificados, e optamos por considerar situações críticas envolvendo condições de carregamento axial. Os esforços foram aplicados através de cargas concentradas em pontos 45 também reconhecidos como críticos do ponto de vista da estrutura em serviço. O valor da força aplicada foi retirado da literatura. (CAPUTO & STANDLEE, 1987; RICHTER, 1995). Fez-se a análise do comportamento biomecânico das estruturas de suporte, estruturas internas e externas que compõem um implante osseointegrado, de sua coroa protética com aplicação de carga concentrada axialmente ao implante. Inicialmente, foram analisados quatro carregamentos de 100 N, aplicados de diferentes maneiras na superfície superior da coroa protética nas seguintes condições: Carregamento 1: carga concentrada aproximadamente na metade do raio da coroa protética (carga distribuída ao longo de uma linha concêntrica ao eixo de simetria); apresentada na FIG. 4.8, Carregamento 2: carga distribuída em um segmento de 1,2 mm próximo ao centro da coroa protética ( carga distribuída em uma área); apresentada na FIG. 4.9, Carregamento 3: carga distribuída em um segmento de 1,55 mm próximo a extremidade da coroa protética (carga distribuída em uma área); apresentada na FIG. 4.10 e, Carregamento 4: carga distribuída em toda a superfície da coroa protética (carga distribuída em uma área); apresentada na FIG. 4.11 Para o emprego do MEF é necessário definir as condições de contorno para o modelo, ou seja, determinar os pontos que irão fixar o modelo no espaço e se opor às forças externas. Na análise dos carregamentos de 1 a 4, as condições de contorno foram estabelecidas restringindo-se os movimentos dos nós do implante que estão em contato com o tecido ósseo, como podemos observar nas FIG. 4.8, FIG. 4.9, FIG. 4.10 e FIG. 4.11. 46 FIG. 4.3.2 Carregamento 2 e condições de contorno FIG. 4.8 Condições de contorno para carregamento 1. FIG. 4.9 Condições de contorno para carregamento 2. 47 FIG. 4.10 Condições de contorno para carregamento 3. FIG. 4.11 Condições de contorno para carregamento 4. 48 A partir da análise dos quatro carregamentos, foram selecionados o primeiro e o terceiro, para se estudar a influência de algumas variações dos parâmetros relevantes citados na literatura, são eles: a) Utilizando-se o modelo desenvolvido para a condição de carregamento 1 a.1. Analisou-se a distribuição das tensões variando-se o ângulo de inclinação da cúspide em 30° (FIG. 4.8) e 45° (fig. 4.12); a.2. O tipo de ancoragem do implante sendo monocortical (FIG. 4.13) ou bicortical (FIG. 4.14); a.3. O tipo de material da coroa protética sendo porcelana, resina compósito Charisma, resina compósito Artglass e resina Biotone. Nesta análise, o mesmo modelo foi usado para os quatro tipos de materiais (FIG. 4.8). FIG. 4.12 Condições de contorno para ângulo de inclinação da cúspide de 45°. 49 FIG. 4.13 Condições de contorno para ancoragem monocortical. FIG. 4.14 Condições de contorno para ancoragem bicortical. 50 Na análise que envolveu o tipo de ancoragem do implante, tanto para o implante monoancorado como para o implante biancorado, foram restringidos os nós da base do osso da 2ª cortical bem como de toda lateral do tecido ósseo presente nestes modelos, conforme FIG. 4.13 e FIG. 4.14. Em todas as outras análises, as condições de contorno foram as mesmas utilizadas nos carregamentos de 1 a 4, ou seja, foram restringidos os movimentos dos nós do implante que estão em contato com o tecido ósseo, como podemos observar na figura: FIG. 4.8. b) Utilizando-se o modelo desenvolvido para a condição de carregamento 3 a.1. Analisou-se a distribuição das tensões variando-se o diâmetro do implante em 3,75 mm (FIG. 4.10) e 5,0 mm (FIG. 4.15); a.2. A largura da mesa oclusal sendo estreita (FIG. 4.10) e larga (FIG. 4.16). FIG. 4.15 Condições de contorno para implante com diâmetro de 5,00 mm. 51 FIG. 4.16 Condições de contorno para mesa oclusal larga. 4.4 REGIÕES DE TENSÕES A SEREM ANALISADAS Foram analisadas as regiões correspondentes ao implante osseointegrado, aos componentes de sua supraestrutura e seu tecido ósseo de suporte. Os valores das tensões foram obtidos a partir das nas 12 imagens gráficas das tensões de von Mises obtidas com o programa Ansys. 4.5 PROCEDIMENTOS DE ANÁLISE Após a análise matemática feita pelo programa Ansys fez-se a avaliação qualitativa e quantitativa dos resultados. A análise qualitativa foi realizada através de observação visual das imagens gráficas das tensões de von Mises ocorridas nas estruturas e que foram geradas pelo programa. 52 A análise quantitativa foi realizada através do gradiente de cores que fornece o valor máximo e mínimo para cada cor que representa a intensidade de tensão ocorrida em uma região. O resultado quantitativo expresso no gradiente de cores apresenta valores de tensões em N/mm² ou MPa. 53 5. RESULTADOS Os dados obtidos na revisão da literatura nos alertam para uma preocupação dos pesquisadores com a distribuição das tensões nas estruturas que compõem o sistema osso/implante/coroa protética. No presente trabalho fez-se a análise das tensões conforme descrito a seguir: 5.1 TENSÕES DE VON MISES PARA O CARREGAMENTO 1 A FIG. 5.1 mostra a distribuição das tensões de Von Mises obtido para um implante de 3,75 mm de diâmetro, com ângulo de inclinação da cúspide de 30 °, mesa oclusal estreita e coroa protética de porcelana, quando submetido a uma carga concentrada de 100 N, na direção do eixo do implante, aplicada aproximadamente na metade do raio da coroa protética (carga distribuída ao longo de uma linha concêntrica ao eixo de simetria). FIG. 5.1 Tensões de Von Mises para o carregamento 1. 54 5.2 TENSÕES DE VON MISES PARA O CARREGAMENTO 2 A FIG. 5.2 mostra a distribuição das tensões de Von Mises obtido para um implante de 3,75 mm de diâmetro, com ângulo de inclinação da cúspide de 30 °, mesa oclusal estreita e coroa protética de porcelana, quando submetido a uma carga de 100 N, na direção do eixo do implante, distribuída em um seguimento de 1,2 mm próximo ao centro da coroa protética (carga distribuída em uma área). 0 FIG. 5.2 Tensões de Von Mises para o carregamento 2. 55 5.3 TENSÕES DE VON MISES PARA O CARREGAMENTO 3 A FIG. 5.3 mostra a distribuição das tensões de Von Mises obtido para um implante de 3,75 mm de diâmetro, com ângulo de inclinação da cúspide de 30 °, mesa oclusal estreita e coroa protética de porcelana, quando submetido a uma carga de 100 N, na direção do eixo do implante, distribuída em um seguimento de 1,55 mm próximo a extremidade da coroa protética (carga distribuída em uma área). 0 FIG. 5.3 Tensões de Von Mises para o carregamento 3. 56 5.4 TENSÕES DE VON MISES PARA O CARREGAMENTO 4 A FIG. 5.4 mostra a distribuição das tensões de Von Mises obtido para um implante de 3,75 mm de diâmetro, com ângulo de inclinação da cúspide de 30 °, mesa oclusal estreita e coroa protética de porcelana, quando submetido a uma carga de 100 N, na direção do eixo do implante, distribuída em toda a superfície da coroa protética (carga distribuída em uma área). FIG. 5.4 Tensões de Von Mises para o carregamento 4. 57 5.5 TENSÕES DE VON MISES PARA ÂNGULO DE INCLINAÇÃO DA CÚSPIDE DE 30 ° A FIG. 5.1 mostra a distribuição das tensões de Von Mises obtido para um implante de 3,75 mm de diâmetro, com ângulo de inclinação da cúspide de 30 °, mesa oclusal estreita e coroa protética de porcelana, quando submetido a uma carga concentrada de 100 N, na direção do eixo do implante, aplicada aproximadamente na metade do raio da coroa protética (carga distribuída ao longo de uma linha concêntrica ao eixo de simetria). 5.6 TENSÕES DE VON MISES PARA ÂNGULO DE INCLINAÇÃO DA CÚSPIDE DE 45 ° A FIG. 5.5 mostra a distribuição das tensões de Von Mises obtido para um implante de 3,75 mm de diâmetro, com ângulo de inclinação da cúspide de 45°, mesa oclusal estreita e coroa protética de porcelana, quando submetido a uma carga concentrada de 100 N, na direção do eixo do implante, aplicada aproximadamente na metade do raio da coroa protética (carga distribuída ao longo de uma linha concêntrica ao eixo de simetria). FIG. 5.5 Tensões de Von Mises para ângulo de inclinação da cúspide de 45°. 58 5.7 TENSÕES DE VON MISES PARA IMPLANTE MONOANCORADO A FIG. 5.6 mostra a distribuição das tensões de Von Mises obtido para um implante monoancorado de 3,75 mm de diâmetro, com ângulo de inclinação da cúspide de 30 °, mesa oclusal estreita e coroa protética de porcelana, quando submetido a uma carga concentrada de 100 N, na direção do eixo do implante, aplicada aproximadamente na metade do raio da coroa protética (carga distribuída ao longo de uma linha concêntrica ao eixo de simetria). FIG. 5.6 Tensões de Von Mises para implante monoancorado. 59 5.8 TENSÕES DE VON MISES PARA IMPLANTE BIANCORADO A FIG. 5.7 mostra a distribuição das tensões de Von Mises obtido para um implante biancorado de 3,75 mm de diâmetro, com ângulo de inclinação da cúspide de 30 °, mesa oclusal estreita e coroa protética de porcelana, quando submetido a uma carga concentrada de 100 N, na direção do eixo do implante, aplicada aproximadamente na metade do raio da coroa protética (carga distribuída ao longo de uma linha concêntrica ao eixo de simetria). FIG. 5.7 Tensões de Von Mises para implante biancorado. 60 5.9 TENSÕES DE VON MISES PARA COROA PROTÉTICA DE PORCELANA A FIG. 5.1 mostra a distribuição das tensões de Von Mises obtido para um implante de 3,75 mm de diâmetro, com ângulo de inclinação da cúspide de 30 °, mesa oclusal estreita e coroa protética de porcelana, quando submetido a uma carga concentrada de 100 N, na direção do eixo do implante, aplicada aproximadamente na metade do raio da coroa protética de porcelana (carga distribuída ao longo de uma linha concêntrica ao eixo de simetria). 5.10 TENSÕES DE VON MISES PARA COROA PROTÉTICA DE RESINA COMPÓSITO CHARISMA A FIG. 5.8 mostra a distribuição das tensões de Von Mises obtido para um implante de 3,75 mm de diâmetro, com ângulo de inclinação da cúspide de 30 °, mesa oclusal estreita e coroa protética de resina compósito Charisma, quando submetido a uma carga concentrada de 100 N, na direção do eixo do implante, aplicada aproximadamente na metade do raio da coroa protética de resina compósito Charisma (carga distribuída ao longo de uma linha concêntrica ao eixo de simetria). FIG. 5.8 Tensões de Von Mises para coroa protética de resina compósito Charisma. 61 5.11 TENSÕES DE VON MISES PARA COROA PROTÉTICA DE RESINA COMPÓSITO ARTGLASS A FIG. 5.9 mostra a distribuição das tensões de Von Mises obtido para um implante de 3,75 mm de diâmetro, com ângulo de inclinação da cúspide de 30 °, mesa oclusal estreita e coroa protética de resina compósito Artglass, quando submetido a uma carga concentrada de 100 N, na direção do eixo do implante, aplicada aproximadamente na metade do raio da coroa protética de resina compósito Artglass (carga distribuída ao longo de uma linha concêntrica ao eixo de simetria). FIG. 5.9 Tensões de Von Mises para coroa protética de resina compósito Artglass. 62 5.12 TENSÕES DE VON MISES PARA COROA PROTÉTICA DE RESINA ACRÍLICA BIOTONE A FIG. 5.10 mostra a distribuição das tensões de Von Mises obtido para um implante de 3,75 mm de diâmetro, com ângulo de inclinação da cúspide de 30 °, mesa oclusal estreita e coroa protética de resina acrílica Biotone, quando submetido a uma carga concentrada de 100 N, na direção do eixo do implante, aplicada aproximadamente na metade do raio da coroa protética de resina acrílica biotone (carga distribuída ao longo de uma linha concêntrica ao eixo de simetria). FIG. 5.10 Tensões de Von Mises para coroa protética em resina acrílica Biotone. 63 5.13 TENSÕES DE VON MISES PARA IMPLANTE COM DIÂMETRO DE 3,75 MM A FIG. 5.3 mostra a distribuição das tensões de Von Mises obtido para um implante de 3,75 mm de diâmetro, com ângulo de inclinação da cúspide de 30 °, mesa oclusal estreita e coroa protética de porcelana, quando submetido a uma carga concentrada de 100 N, na direção do eixo do implante, distribuída em um seguimento de 1,55 mm próximo a extremidade da coroa protética (carga distribuída em uma área). 5.14 TENSÕES DE VON MISES PARA IMPLANTE COM DIÂMETRO DE 5,00 MM A FIG. 5.11 mostra a distribuição das tensões de Von Mises obtido para um implante de 5,00 mm de diâmetro, com ângulo de inclinação da cúspide de 30 °, mesa oclusal estreita e coroa protética de porcelana, quando submetido a uma carga concentrada de 100 N, na direção do eixo do implante, distribuída em um seguimento de 1,55 mm próximo a extremidade da coroa protética (carga distribuída em uma área). FIG. 5.11 Tensões de Von Mises para implante com diâmetro de 5,00 mm. 64 5.15 TENSÕES DE VON MISES PARA MESA OCLUSAL ESTREITA A FIG. 5.3 mostra a distribuição das tensões de Von Mises obtido para um implante de 3,75 mm de diâmetro, com ângulo de inclinação da cúspide de 30 °, mesa oclusal estreita e coroa protética de porcelana, quando submetido a uma carga concentrada de 100 N, na direção do eixo do implante, distribuída em um seguimento de 1,55 mm próximo a extremidade da coroa protética (carga distribuída em uma área). 5.16 TENSÕES DE VON MISES PARA MESA OCLUSAL LARGA A FIG. 5.12 mostra a distribuição das tensões de Von Mises obtido para um implante de 3,75 mm de diâmetro, com ângulo de inclinação da cúspide de 30 °, mesa oclusal larga e coroa protética de porcelana, quando submetido a uma carga concentrada de 100 N, na direção do eixo do implante, distribuída em um seguimento de 1,55 mm próximo a extremidade da coroa protética (carga distribuída em uma área). FIG. 5.12 Tensões de Von Mises para mesa oclusal larga. 65 6 ANÁLISE E DISCUSSÃO Mostra-se na TAB. 6.1 os valores das tensões máximas nos diferentes componentes do sistema de implante osseointegrado para as diferentes condições de carregamento. TAB. 6.1 Tensões máximas nos componentes com a variação do carregamento.(N/mm2). Componentes Carregamento Carregamento Carregamento Carregamento 1 2 3 4 Coroa protética 6,9 25,0 0,7 4,0 Parafuso ouro 2,3 5,6 0,4 1,3 Cilindro ouro 2,3 2,8 0,9 0,9 Pilar intermediário 3,1 2,8 1,3 1,0 Parafuso de fixação do 2,3 2,8 0,9 0,9 pilar intermediário O carregamento 1 (FIG. 5.1), apresentou tensão máxima para o componente coroa protética, na região de aplicação da carga, sendo observado o valor de 6,9 N/mm2 (TAB. 6.1) e média em torno de 2,3 N/mm2 para a região afetada pelo perfil de tensões e valores não significativos para as demais regiões da coroa. No parafuso de ouro foi observado o valor máximo de 2,3 N/mm2 em sua parte superior. No cilindro de ouro verificou-se uma diminuição gradativa das tensões a medida em que nos afastamos do ponto de aplicação da carga, apresentando o valor mínimo de 0,8 N/mm2 e valor máximo de 2,3 N/mm2 . Para o pilar intermediário, manteve-se a tendência de diminuição gradativa a medida em que consideramos regiões mais afastadas do ponto de aplicação da carga. 66 Para o carregamento 1 foi identificado um ponto concentrador de tensões localizado na região inferior do pilar intermediário. Nesta região, a tensão máxima foi de 3,1 N/mm2. A ocorrência da concentração de tensões na região inferior do pilar intermediário pode ser explicado pelo modelamento do sistema, que considerou as estruturas como sendo uma única peça, não permitindo qualquer movimentação relativa entre os componentes, ou ainda pela combinação de geometria e carregamento. Analisando-se o parafuso de fixação do pilar intermediário e o implante no carregamento 1, observou-se tensões máximas de 2,3 N/mm2 para ambos os componentes. A princípio a distribuição de carga reduz a condição de transmissão de tensões entre os componentes. O perfil de distribuição de tensões para o carregamento 2 (FIG. 5.2), apresentou um valor máximo de 25 N/mm2 (TAB. 6.1), sendo este valor aproximadamente o triplo do encontrado para o carregamento 1. Apesar do carregamento 2 ser distribuído na coroa protética, ele foi distribuído em um segmento localizado próximo ao centro da coroa protética. A coroa protética apresentou concentração de tensões na área de aplicação da carga e tensão média de 2 N/mm2 nas outras regiões. O parafuso de ouro apresentou uma diminuição gradativa dos níveis de tensões a medida que consideramos regiões mais afastadas do área de aplicação de carga. Em sua região superior as tensões atingiram o valor de 5,6 N/mm2 e em sua região inferior o valor foi de 2,8 N/mm2. O cilindro de ouro, o pilar intermediário, o parafuso de fixação do pilar intermediário e o implante, foram pouco atingidos pelo perfil de tensões para o carregamento 2, apresentando tensões que não ultrapassaram o valor de 2,8 N/mm2. Este valor encontrado não apresentou diferenças significativas quando comparados com os do carregamento 1 para os mesmos componentes. O carregamento 3 (FIG. 5.3), apresentou um perfil de distribuição de tensões com a tendência de diminuição gradativa a medida em que consideramos regiões mais afastadas do ponto de aplicação da carga. analisados. Fato observado também para os demais carregamentos Porém, como nos casos anteriores, observou-se pontos de concentração de tensões devido ao modelamento adotado ou ainda pela combinação de geometria e carregamento. O valor máximo de tensão observado para este carregamento foi de 1,3 N/mm2 (TAB. 6.1) e localizou-se na parte inferior do pilar intermediário. Este resultado à primeira 67 vista pode parecer anômalo, uma vez que nos casos anteriores as tensões máximas ocorreram no ponto de aplicação da carga. Como foi dito, este resultado pode ser explicado pela combinação de geometria e carregamento. Pode-se observar na FIG. 5.3, que esta condição de carregamento induziu o deslocamento da estrutura, tendendo a abrir em torno do seu eixo de simetria, o que promoveu uma concentração de tensões para a região inferior do pilar intermediário. Estes resultados corroboram as observações encontradas na literatura, segundo as quais as forças axiais são mais favoráveis, distribuindo o esforço com mais regularidade por todo o implante (RANGERT ET AL., 1989; RICHTER, 1995; NAERT, 1998; BRUNSKI, 1998). Forças verticais excêntricas geram um momento (MEIJER ET AL., 1993; RANGERT ET AL., 1995; RICHTER, 1998). A coroa protética apresentou tensão máxima de 0,7 N/mm2 e média de 0,4 N/mm2, cerca de seis vezes menor que a média do carregamento 1 e cerca de dez vezes menor que o valor máximo. O valor de tensão máxima no parafuso de ouro foi de 0,4 N/mm2 , cerca de seis vezes menor que o valor encontrado para o carregamento 1. Para o cilindro de ouro não houve diferença qualitativa no perfil de distribuição de tensões quando comparado com o carregamento 1 e foram encontrados valores máximos de 0,9 N/mm2, cerca de 2,5 vezes menor que os do carregamento 1. O pilar intermediário, o parafuso de fixação do pilar intermediário e o implante apresentaram tensões menores que o carregamento 1. No carregamento 3 a tensão foi cerca de 2,5 vezes menor para o pilar intermediário, para o parafuso de fixação do pilar intermediário e para o implante. Os níveis de tensão gerados nos diferentes componentes com o carregamento 3 não são críticos diante da resistência mecânica dos diferentes materiais usados na fabricação. O maior valor de tensão observado no carregamento 4 (FIG. 5.4) ocorreu na coroa protética e foi de 4 N/mm2 (TAB. 6.1). O parafuso de ouro apresentou tensões com valor máximo de 1,3 N/mm2 na sua porção superior e média de tensão de 0,4 N/mm2. Para o cilindro de ouro e para o parafuso de fixação do pilar intermediário não houve diferença qualitativa no perfil de distribuição de tensões quando comparado com o do 68 carregamento 3. A tensão máxima observada foi de 0,9 N/mm2 , valor também observado no carregamento 3 para ambos os componentes. O pilar intermediário e o implante não apresentaram diferença qualitativa no perfil de distribuição de tensões quando comparado com o do carregamento 3. As tensões observadas foram cerca de 1,5 vezes menores para o pilar intermediário e 10 % menor para o implante. Entre todos os carregamentos analisados, a condição de carregamento 4 permitiu uma melhor distribuição das tensões entre os diferentes componentes do sistema de implante osseointegrado analisado. Analisando-se a variação do ângulo de inclinação da cúspide com 30 ° (FIG. 5.1) e 45° (FIG. 5.5), para a condição de carregamento 1, observou-se tensões máximas no ponto de aplicação da carga na coroa protética, para ambos os modelos, tendo sido encontrados os valores de 6,9 N/mm2 e 10 N/mm2 respectivamente (TAB. 6.2). O aumento da inclinação da cúspide em 50 %, induziu aumento da tensão em 40 % na coroa protética. TAB. 6.2 Tensões máximas nos componentes com a variação do ângulo de inclinação da cúspide. (N/mm2). Ângulo de inclinação Ângulo de inclinação da cúspide 30 ° da cúspide 45° Coroa protética 6,9 10,0 Parafuso de ouro 2,3 3,3 Cilindro de ouro 2,3 2,2 Pilar intermediário 3,1 2,2 Parafuso de fixação do pilar intermediário 2,3 2,2 Implante 2,3 2,2 Componentes 69 Para o parafuso de ouro os valores máximos de tensões encontrados foram de 2,3 N/mm2 e 3,3 N/mm2 respectivamente para o modelo com ângulo de inclinação de 30 ° e 45 °. Assim como na coroa protética, ocorreu aumento de aproximadamente 40 % no nível de tensão observada no parafuso de ouro com inclinação da cúspide de 45 °. Para o cilindro de ouro, pilar intermediário, parafuso de fixação do pilar intermediário e implante, as tensões máximas encontradas foram de 2,2 N/mm2. Os níveis de tensões encontrados para estes componentes foram portanto, similares para ambos os modelos. WEINBERG (1993) concluiu que o ângulo de inclinação da cúspide da coroa protética é um fator importante nas reabilitações com implantes e sugere uma inclinação pequena da cúspide. WEINBERG & KRUGER (1995), afirmaram que: 1) para cada 10 graus de aumento na inclinação da vertente da cúspide, existe aproximadamente 30% de aumento da carga transferida ao sistema implante/prótese. KAUKINEN ET AL (1996), estudaram a influência da forma oclusal na transferência de forças mastigatórias em próteses implanto suportadas. Variando o ângulo de inclinação da cúspide em 0 ° e 30 °, verificaram que os modelos de 0 ° apresentaram redução de 50 % nas cargas dissipadas na prótese e no tecido ósseo. Observaram que quanto menor a inclinação das vertentes das cúspides, menores seriam as forças laterais ou transversais, o que beneficia a manutenção e preservação da osseointegração e dos componentes do sistema. No presente trabalho, um aumento de 15 ° na inclinação da cúspide, gerou um aumento de 40 % nas tensões transferidas aos componentes coroa protética e parafuso de ouro. Este resultado está de acordo com os encontrados por WEINBERG & KRUGER (1995) e KAUKINEN (1996), mostrando que a redução da inclinação das cúspides é mais favorável, promovendo melhor dissipação das cargas nos componentes do sistema prótese-implante. Na presente análise a largura da mesa oclusal foi mantida e apenas a inclinação da cúspide foi alterada. Com o aumento do ângulo de inclinação da cúspide, verificamos um aumento da área da coroa protética e um aumento das tensões cisalhantes. Comparando-se a cúspide com um plano inclinado, o ângulo de inclinação da cúspide será o ângulo que o plano inclinado faz com a horizontal. Então, uma força aplicada na coroa protética na direção do longo eixo do implante, ou em um plano inclinado, apresenta duas componentes. Uma componente normal ao plano inclinado no ponto de aplicação e outra componente paralela ao plano no mesmo ponto. A componente paralela ao plano terá valor igual ao produto da força aplicada pelo seno do ângulo de inclinação. Portanto, quanto maior o ângulo de inclinação deste plano, ou quanto maior o ângulo de inclinação da cúspide, maior será a componente que 70 é paralela ao plano, e maiores serão então as tensões de cisalhamento. O fato das forças anguladas ou transversais gerarem componentes de cisalhamento, prejudiciais aos implantes, foi também relatado por RANGERT ET AL., 1989; RICHTER, 1995; NAERT, 1998 E BRUNSKI, 1998. O processo de mastigação produz principalmente forças verticais na dentição. São também criadas forças transversais em função do movimento horizontal da mandíbula e da anatomia dentária (inclinação das cúspides dentárias). Estas forças são transferidas através da prótese ao implante e finalmente ao osso. As forças axiais são mais favoráveis, distribuindo o esforço com mais regularidade por todo o implante (RANGERT ET AL., 1989; RICHTER, 1995; NAERT, 1998; BRUNSKI, 1998). Uma carga axial aplicada na coroa protética, produz uma força resultante, cuja linha de ação é perpendicular à inclinação da cúspide. O momento produzido por esta força em relação ao implante é igual ao produto da força aplicada pela distância perpendicular entre a linha de ação da força e o implante. Com o aumento do ângulo de inclinação da cúspide, a distância perpendicular entre a linha de ação da força e o implante aumenta. Assim, temos um aumento do momento na estrutura. Este fato poderia explicar o aumento das tensões para a condição de carregamento com inclinação da cúspide de 45 °, observada no presente trabalho. A condição de carregamento com inclinação da cúspide de 45 °, mostrou-se crítica em relação a de 30 °. Com o objetivo de se analisar a influência do tipo de ancoragem dos implantes, foram feitas simulações supondo-se inicialmente a ancoragem apenas na primeira cortical e a seguir simulações com ancoragem na primeira e segunda cortical. Nestas simulações não se variou outros parâmetros e a condição de carregamento foi a presença de carga axial de 100 N concentrada aproximadamente na metade do raio da coroa protética (carregamento 1). Comparando-se o implante com ancoragem monocortical (FIG. 5.6) e o implante com ancoragem bicortical (FIG. 5.7), verificou-se que as tensões máximas foram encontradas na coroa protética, no ponto de aplicação da carga, com valores de aproximadamente 4,5 N/mm2 e 7,0 N/mm2 respectivamente (TAB. 6.3), o que representou tensões 1,5 vezes maiores para o implante biancorado. 71 TAB. 6.3 Tensões máximas nos componentes com a variação da ancoragem do implante.(N/mm2). Implante Implante monoancorado biancorado Coroa protética 4,5 7,0 Parafuso de ouro 3,5 5,4 Cilindro de ouro 2,5 3,1 Pilar intermediário 2,5 3,1 Parafuso de fixação do pilar 2,5 3,1 Implante 2,0 4,6 1ª cortical óssea 1,0 0,7 Osso trabecular 0,5 0,7 Componentes intermediário Para o parafuso de ouro, a tensão máxima encontrada foi de 3,5 N/mm2 e 5,4 N/mm2 para o implante mono e biancorado, respectivamente. Para o cilindro de ouro, pilar intermediário e parafuso de fixação do pilar intermediário as tensões foram semelhantes. Foram encontradas tensões máximas de 2,5 N/mm2 para estes componentes no implante monoancorado e 3,1 N/mm2 no implante biancorado. Observou-se assim que além da coroa protética e do parafuso de ouro, estes componentes também apresentaram um aumento das tensões para a condição de ancoragem bicortical. A região de osso cortical próxima ao pescoço do implante apresentou tensões máximas de 1 N/mm2 e 0,7 N/mm2 para o implante mono e biancorado, respectivamente. Mostrando que as tensões no osso cortical próximas ao pescoço do implante, diminuem em 40 % quando emprega-se a ancoragem em duas corticais em relação aos casos em que o implante apresenta ancoragem monocortical. No osso trabecular foram observados os valores máximos de 0,5 N/mm2 e 0,7 N/mm2 para ancoragem mono e bicortical, respectivamente. Foram observadas na região correspondente ao terço médio do implante, tensões máximas com valores de 2,0 N/mm2 respectivamente. e 4,6 N/mm2, para o implante mono e biancorado, Para esta região as tensões foram cerca de 2,5 vezes maior para a ancoragem bicortical.. 72 Os resultados encontrados na literatura são contraditórios quanto à eficiência entre o implante mono e o bicorticalizado. IVANOFF ET AL. (1996), estudaram a influência da mono e da bicorticalização de implantes de 10 mm e de 16 mm de comprimento por 3,75 mm de diâmetro instalados em tíbias de coelhos. Realizaram ensaios de remoção por torque e concluíram que os implantes biancorados necessitavam de um torque duas vezes maior que os monocorticais após 6 semanas e um torque três vezes maior após 12 semanas para sua remoção. Por outro lado, pode-se explicar que o implante bicorticalizado apresenta maior área de interface osso-implante e de melhor qualidade para ocorrer a osseointegração. O osso cortical é um osso de melhor qualidade que o osso trabecular, mais compacto, mais denso e apresenta maior módulo de elasticidade, sendo portanto mais resistente e promove assim uma melhor fixação e ancoragem do implante. Em conseqüência, necessita-se de maior torque para remover e fraturar a interface osso-implante. Resultado aparentemente contraditório foi obtido por IVANOFF ET AL. (2000), os quais analisaram a influência do tipo de ancoragem dos implantes em uma retrospectiva de 15 anos com casos clínicos. Concluíram que os implantes com ancoragem bicortical apresentaram uma taxa de fratura 3 vezes maior que os implantes monoancorados. Comparando-se os resultados obtidos no presente trabalho com os de IVANOFF ET AL. (2000), pode-se afirmar que os resultados do presente trabalho são semelhantes. Havendo bicorticalização, a distribuição de tensão no implante torna-se mais heterogênea, a qual é agravada pela forma de parafuso do implante que possui áreas de concentração de tensão. Em conseqüência, a possibilidade de fratura aumenta. O implante quando ancorado em duas regiões, como no caso do bicorticalizado, apresentou tensões maiores que o monoancorado. Estas tensões foram observadas no implante e também nos componentes da supraestrutura. O osso cortical é mais denso, mais compacto e tem maior módulo de elasticidade, sofre uma deformação menor que o osso trabecular. Este fato poderia explicar o aumento nas tensões no implante e supraestrutura para o implante com ancoragem bicortical, observado neste trabalho. O nível de tensão observada no tecido ósseo cortical foi menor para a ancoragem bicortical, o que está de acordo com o trabalho de RANGERT ET AL. (1989), onde afirmaram que os implantes biancorados apresentaram diminuição dos níveis de tensões no osso cortical ao redor do pescoço do implante. Este resultado corrobora ainda com os resultados de Bidez & MISCH (1992), que afirmaram que uma carga elevada, aplicada a um implante osseointegrado, pode gerar um dano aos tecidos ósseos adjacentes e influenciar na 73 longevidade do tratamento. Estas cargas elevadas poderiam levar à perda da osseointegração, mostrando assim, a importância da bicorticalização dos implantes na transmissão de cargas. Quando a ancoragem é feita em apenas uma cortical, o osso trabecular, menos denso e com menor módulo de elasticidade, está presente na base do implante, como no caso dos implantes monocorticalizados. O osso trabecular, com menor módulo de elasticidade, apresenta menor resistência ao carregamento aplicado, uma deformação maior. Como conseqüência, maiores tensões são observadas na região de osso cortical para os implantes monocorticalizados. Na análise da variação do material da coroa protética sendo porcelana (FIG. 5.1), resina de compósito Charisma (FIG. 5.8), resina compósito Artglass (FIG. 5.9) e resina acrílica Biotone (FIG. 5.10), não foram observadas diferenças qualitativas significantes nos perfis de distribuição de tensões. Para a condição de carregamento 1, verificou-se que mesmo variando-se o material da coroa protética, as tensões máximas foram encontradas na coroa protética, no ponto de aplicação da carga. Para a coroa protética de porcelana o valor máximo foi de aproximadamente 6,9 N/mm2. Para as coroas protéticas em resinas Charisma, Artglass e Biotone, a tensão máxima encontrada foi de aproximadamente 7,4 N/mm2 , 7,3 N/mm2 e 9,6 N/mm2 , respectivamente.(TAB. 6.4). TAB. 6.4 Tensões máximas nos componentes com a variação do material da coroa protética. (N/mm2). Porcelana Resina compósito Resina compósito Resina acrílica Componentes Charisma Artglass Biotone Coroa protética 6,9 7,4 7,3 9,6 Parafuso de ouro 2,3 2,4 3,2 5,4 Cilindro de ouro 2,3 3,3 3,2 3,2 Pilar intermediário 3,1 2,4 2,4 2,1 Parafuso de fixação do 2,3 3,3 3,2 3,2 2,3 2,4 2,4 2,1 pilar intermediário Implante 74 Analisando-se os quatro materiais avaliados, a coroa protética de porcelana apresentou a menor deformação, em função de ser o material com maior módulo de elasticidade, indicando que este material teria menor possibilidade de fraturar ao ser submetido às cargas mastigatórias. Na região inferior do pilar intermediário, próxima à região do pescoço do implante, ou ainda, região próxima ao tecido ósseo cortical de suporte, foram observadas as maiores tensões para esta região, quando a coroa protética foi de porcelana. Estas tensões atingiram o valor máximo de aproximadamente 3,1 N/mm2, o que poderia ser explicado por ser o material com o maior módulo de elasticidade dentre os observados neste trabalho (TAB. 4.1), sofrendo uma deformação menor (FIG. 5.1), porém, transmitindo tensões mais elevadas para as estruturas de suporte. Este resultado está de acordo com CAPUTO & STANDLEE (1987) e WEINBERG (1993), que concluem que uma estrutura rígida irá transmitir as tensões para as estruturas de suporte, principalmente nas regiões de apoio, próximas ao pescoço do implante. Também compartilham deste resultado, BORCHERS & RECHARDT (1983), que, utilizando o método de elementos finitos, analisaram as tensões geradas por um implante cerâmico. As maiores tensões foram observadas na região de crista óssea. Para eles, a ausência do ligamento periodontal nos implantes osseointegrados, provoca de forma quase que imediata a transmissão de cargas ao osso que rodeia o implante. Propuseram então, o uso de materiais com baixo módulo de elasticidade, a fim de minimizar as tensões transmitidas ao tecido ósseo. As coroas de resina compósito Charisma e resina compósito Artglass, apresentaram níveis de tensões similares de aproximadamente 7,4 N/mm2 e 7,3 N/mm2 , respectivamente. A deformação apresentada por estas coroas foi maior que a apresentada pela coroa de porcelana, pois ambas as resinas compósito têm módulo de elasticidade menor que a porcelana. Estes materiais têm maior possibilidade de fratura quando comparados com a porcelana. Para a região inferior do pilar intermediário, próxima ao tecido ósseo cortical de suporte, foram observadas tensões que atingiram o valor máximo de 2,4 N/mm2 para ambas as resinas, o que poderia ser explicado pelo fato de ambas as resinas apresentarem módulo de elasticidade com valores muito próximos (TAB. 4.1). Estes valores foram menores que o transmitido para esta região com a coroa de porcelana, conforme resultados de BORCHERS & RECHARDT (1983), CAPUTO & STANDLEE (1987) E WEINBERG (1993), os quais 75 afirmaram que materiais com menor módulo de elasticidade transmitem menores tensões para as estruturas de suporte. A coroa de resina acrílica Biotone, apresentou comportamento inverso ao da coroa de porcelana. Observou-se que a mesma apresentou as maiores tensões, as quais poderiam promover a fratura do material resinoso da coroa protética, de acordo com JEMT & LEKHOLM (1993). As tensões na coroa de resina acrílica Biotone, atingiram o valor máximo de 9,6 N/mm2 . As tensões transmitidas para a área próxima ao osso cortical de suporte, quando utilizouse coroa de resina acrílica Biotone, atingiram o valor máximo de 2,1 N/mm2. Empregando-se a resina Biotone a transmissão de carregamento foi a menor valor dentre os quatro materiais analisados, fato que explicasse por ser este o material com o menor módulo de elasticidade dentre os quatro tipos analisados neste trabalho (TAB. 4.1). Além disto a resina Biotone sofreu a maior deformação.(FIG. 5.10) e apresentou as maiores tensões. Porém, transmitiu tensões menos elevadas para as estruturas de suporte. Este resultado está de acordo com BORCHERS & RECHARDT (1983), que defendem a utilização de um elemento responsável pela redução de cargas para os implantes, comumente chamados de elementos absorvedores de tensões. Sugerem a utilização de materiais com baixo módulo de elasticidade, a fim de minimizar a transmissão de tensões às regiões de suporte. Os autores HOBKIRK (1992) , DAVIS ET AL. (1988) E ÇIFTÇI & CANAY (2000), demonstraram que a resina acrílica reduz as forças oclusais e atua como absorvedor de choques. Porém, o desgaste é maior quando o antagonista é um dente natural ou coroa de porcelana. De acordo com VAN ROOSEN (1990), MEIJER, (1993), STEGAROIU ET AL.(1998, 13:82-90), BRUNSKI (1988) E BRUNSKI (2000), os fatores biomecânicos têm importante função na sobrevida de implantes orais. A seleção da posição dos implantes, desenho da prótese e material da supraestrutura são críticos para a longevidade e estabilidade de próteses suportadas por implantes. A natureza e a magnitude das cargas necessárias para causar a perda dos implantes são desconhecidas, sendo assim, tem sido recomendado que estas sejam as menores possíveis. Os implantes osseointegrados estão em contato direto com o osso e não apresentam o ligamento periodontal e as cargas são transmitidas aos implantes. Devido a ausência de micromovimentos nos implantes osseointegrados, a distribuição de forças fica concentrada na crista óssea, o que pode levar à uma reabsorção óssea e subseqüente perda do implante. Uma possibilidade, não analisada no presente trabalho, mas que vem sendo sugerida por alguns autores, é o emprego de elementos absorvedores de tensões ou redutores 76 de carga, incorporados nas supraestruturas de implantes osseointegrados, para reduzir as cargas sobre os implantes. O sistema de implantes IMZ apresenta um absorvedor interno de tensões, em polioximetileno, com módulo de elasticidade menor que o do titânio, com o objetivo de simular a resposta dos dentes naturais às cargas geradas durante a mastigação normal e durante as cargas de impacto encontradas quando da mastigação de objetos sólidos. No componente parafuso de ouro, foram encontrados os valores máximos de 2,3 N/mm2, 2,4 N/mm2, 3,2 N/mm2 e 5,4 N/mm2 para porcelana, resina compósito Charisma, resina compósito Artglass e resina acrílica Biotone, respectivamente. Para o cilindro de ouro e parafuso de fixação do pilar intermediário os valores máximos das tensões foram semelhantes para estes componentes. Encontrou-se 2,3 N/mm2 , 3,3 N/mm2, 3,2 N/mm2 e 3,2 N/mm2, para a coroa de porcelana, resina compósito Charisma, resina compósito Artglass, resina acrílica Biotone, respectivamente. Os valores máximos encontrados no implante foram semelhantes aos já mencionados e encontrados na região inferior do pilar intermediário. A influência do tipo de material das coroas protéticas no sucesso dos tratamentos com implantes parece ser significativo, já que não temos a presença do ligamento periodontal. GRACIS ET. AL. (1991), estudaram o comportamento de cinco materiais de coroas protéticas. Dois tipos de ligas de ouro, um tipo de porcelana e dois tipos de resinas. Concluíram que as duas resinas reduziram a força em 50 % sobre a estrutura devido à absorção de carga, quando comparadas às ligas de ouro ou à porcelana. Resultado semelhante foi encontrado no presente trabalho, onde verificou-se uma redução de 50 % nas tensões transmitidas para a região inferior do pilar intermediário quando comparamos a coroa de porcelana e a coroa de resina acrílica Biotone. ÇIFTÇI & CANAY (2000), analisaram a distribuição de tensões no osso ao redor de implantes utilizando o método de elementos finitos. Cinco modelos foram construídos variando-se o tipo de material da coroa protética sendo porcelana, liga de ouro, resina compósito, resina compósito reforçada e resina acrílica. Concluíram que as tensões parecem estar concentradas no osso cortical ao redor da área do pescoço do implante. A liga de ouro e a porcelana produziram os maiores valores de tensões para esta região. As tensões criadas por resina acrílica e resina compósito reforçada foram 25 % e 15% menores respectivamente, quando comparadas com porcelana ou liga de ouro. No presente trabalho a coroa de porcelana também produziu os maiores valores para a região de osso cortical, próxima a área de pescoço do implante. Já as tensões criadas por resina acrílica e resina compósito 77 foram 50 % e 30 % menores respectivamente quando comparadas com a porcelana. Os percentuais apresentaram-se mais elevados, porém, a proporção entre eles se manteve. Os resultados obtidos no presente trabalho, mostraram que a distribuição de tensões está diretamente relacionada com o módulo de elasticidade do material da coroa protética, isto é, quanto maior a rigidez do material, maiores tensões serão transmitidas para as estruturas de suporte. (TAB. 6.4). Uma seleção apropriada do material irá minimizar as cargas sobre os implantes e reduzir as tensões no tecido ósseo de suporte. A coroa de porcelana tem a vantagem de favorecer a estética (TAYLOR ET AL., 2000), apresentar maior módulo de elasticidade que as resinas compósito e acrílica e ter menor possibilidade de fratura. No entanto, de acordo com os resultados obtidos no presente trabalho, a coroa de porcelana transmite maiores tensões para a região próxima ao osso cortical quando comparada com as coroas de resina, o que pode comprometer a longevidade do implante devido a reabsorção óssea. O uso de resina acrílica reduz as tensões que são transmitidas para as estruturas de suporte. Outra vantagem de sua utilização, seria a facilidade de reparação quando necessário. Todavia, a baixa resistência ao desgaste e fratura são desvantagens para a sua utilização. Utilizando-se a condição de carregamento, carga distribuída ao longo de um segmento de 1,5 mm próximo à extremidade da coroa protética (carregamento 3) e variando-se o diâmetro do implante, analisou-se o perfil de distribuição de tensões nos componentes do sistema de um implante osseointegrado. Neste trabalho, como citado, foram analisados o diâmetro de 3,75 mm (FIG. 5.3) e o diâmetro de 5,0 mm (FIG. 5.11). As tensões máximas foram observadas na região inferior do pilar intermediário para ambos os modelos, o que poderia ser explicado pela combinação da geometria da estrutura e carregamento com carga distribuída em um segmento próximo à extremidade da coroa protética. Estas tensões atingiram o valor máximo de 1,3 N/mm 2 e 0,8 N/mm 2 para diâmetro de 3,75 mm e 5,00 mm, respectivamente. (TAB. 6.5). Para o implante com diâmetro de 3,75 mm, a tensão máxima encontrada na coroa protética foi de 0,7 N/mm 2 . Para o implante com diâmetro de 5,00 mm, deste valor foi de 0,5 N/mm 2 , cerca de 40 % menor. Para o cilindro de ouro as tensões máximas foram 0,9 N/mm2 e 0,5 N/mm diâmetro de 3,75 mm e 5,00 mm, respectivamente. 78 2 para TAB. 6.5 Tensões máximas nos componentes com a variação do diâmetro do implante.(N/mm2). Componentes Diâmetro de 3,75 mm Diâmetro de 5,00 mm Coroa protética 0,7 0,5 Parafuso de ouro 0,4 0,4 Cilindro de ouro 0,9 0,5 Pilar intermediário 1,3 0,8 Parafuso de fixação do pilar intermediário 0,9 0,7 Implante 1,0 0,6 O parafuso de ouro apresentou tensões máximas de 0,4 N/mm 2 tanto para diâmetro de 3,75 mm como para o de 5,00 mm. Para o parafuso de fixação do pilar intermediário e para o implante o nível de tensões foi reduzido também para estes componentes no modelo com o implante de 5,00 mm de diâmetro, ou implante de largo diâmetro. Esta redução no nível de tensões pode ser atribuída a um aumento da área da seção resistente da estrutura, decorrente do aumento do diâmetro do implante. No presente trabalho, os valores das tensões na região inferior do pilar intermediário, foram reduzidas em cerca de 60 % quando da utilização do implante com diâmetro de 5,00 mm. Este resultado corrobora com RICHTER (1989), que afirmou que para minimizar os problemas oriundos das cargas horizontais deve-se usar implantes com maiores diâmetros. As cargas horizontais aplicadas ao implante causam maiores tensões no osso cortical, o que é mecanicamente desfavorável já que o osso cortical é um elemento de suporte do implante. Surgem assim, áreas de destruição óssea na região próxima ao pescoço do implante. MATSHUSHITA ET AL. (1990), mediante simulação bidimensional por elementos finitos, também concordam com este resultado, quando concluíram que quanto maior o diâmetro do implante, menores são as tensões no osso cortical, ou seja, o maior diâmetro favorece a distribuição das tensões geradas. BALSHI (1996), afirmou que o índice de fratura em implantes é pequeno, porém, quando ocorre gera problemas para o paciente e para o clínico. As causas das fraturas estão relacionadas com os defeitos inerentes do próprio material, falta de passividade na adaptação 79 da estrutura metálica da prótese e sobrecarga fisiológica ou biomecânica. O autor conclui que as forças oclusais são a principal causa das fraturas em implantes, já que estas ocorrem principalmente na região posterior. Sugere que implantes de maior diâmetro sejam utilizados, quando possível, na reposição de implantes fraturados nesta região, o que já havia sido indicado também por EVIAN & CUTLER (1995), objetivando com isso reduzir as tensões transmitidas para as estruturas de suporte. IVANOFF ET AL. (1997), com o objetivo de estudar a influência do diâmetro do implante na osseointegração, realizaram ensaios de remoção por torque em implantes instalados em tíbia de coelhos. Os testes mostraram que o torque de remoção é diretamente proporcional ao diâmetro do implante. Concluíram que a resistência ao deslocamento está relacionada com a superfície do implante em contato com a cortical óssea e que a previsibilidade de sucesso do implante aumenta quando seu diâmetro é maior. O aumento da previsibilidade de sucesso para o implante de maior diâmetro, estaria relacionado com o aumento da área de superfície para a osseointegração. Além disso, conforme os resultados do presente trabalho, o decréscimo do nível de tensões para os implantes com 5,00 mm de diâmetro, apresentou-se como decorrência do aumento da área da seção resistente do implante, bem como pela redução dos efeitos das carga excêntricas na estrutura, quando do aumento do diâmetro do implante. LANGER ET AL. (1993) sugeriram o uso de implantes de maior diâmetro como alternativa de tratamento em situações especiais do tecido ósseo tais como pouca altura. Desde então, implantes de maior diâmetro vêm sendo prescritos como alternativa para alguns casos clínicos (BECKER & BECKER, 1995; BAHAT & HANDELSMAN, 1996; TAYLOR ET AL., 2000; BRUNSKI ET AL., 2000). MC GLUMPHY ET AL. (1998), sugerem a colocação de implantes de maior diâmetro para reduzir o braço de alavanca do momento gerado pelas forças oclusais excêntricas. O aumento do diâmetro do implante, promove a redução do braço de alavanca das cargas excêntricas, centralizando-as na direção do longo eixo do implante, e reduzindo assim, as tensões na estrutura, conforme os resultados apresentados no presente trabalho. BINON (2000), fazendo uma revisão da literatura sobre os componentes dos implantes ossseointegrados, refere-se as vantagens clínicas dos implantes de maior diâmetro por aumentarem a superfície disponível para osseointegração e por reduzirem a transferência de carga para a região de osso cortical ao redor do implante, fato que também pode ser observado neste trabalho. 80 Implantes de maior diâmetro quando indicados para áreas posteriores poderiam promover maior estabilidade e resistência às cargas mastigatórias elevadas que estão presentes nesta região. Implantes de largo diâmetro também aumentam a estabilidade dos pilares intermediários por reduzirem a largura da mesa oclusal. Quanto ao aumento do diâmetro do implante na distribuição de tensões nos componentes dos sistemas de implantes, os resultados obtidos no presente trabalho corroboram com os encontrados na literatura. O aumento do diâmetro aumenta a área para a osseointegração, aumenta a área da seção resistente do implante, diminui o braço de alavanca das cargas excêntricas e favorece a distribuição das tensões. Como pode-se observar na TAB. 6.5, os valores das tensões para o implante de 5,00 mm são menores para todos os componentes da supraestrutura. Mantendo-se todos os parâmetros constantes e variando-se a largura da mesa oclusal para o carregamento 3, pode-se constatar que o aumento da largura da mesa oclusal não apresenta diferenças qualitativas significantes entre os dois perfis de distribuição de tensões. (FIG. 5.3 e FIG. 5.12). Mas, há diferença no valor das tensões quando modifica-se a largura da mesa oclusal. As maiores tensões observadas, ao analisarmos a mesa oclusal estreita (2,5 mm) e a larga (3,5 mm), ocorreram na região inferior do abutment, e atingiram o valor máximo de 1,3 N/mm2 e 3,1 N/mm2, respectivamente. (TAB. 6.6). Sendo o segundo valor cerca de 140 % maior que o primeiro. Este fato foi comentado quando da análise da variação do diâmetro do implante, considerando-se o modelamento adotado e a combinação dos fatores geometria e carregamento, utilizado nestas duas análises. Ao analisarmos as tensões para a condição de mesa oclusal maior, verficamos um aumento do nível de tensões em todos os componentes do sistema de implante osseointegrado, quando comparado com a condição de mesa oclusal estreita. Na coroa protética observou-se o valor máximo de 0,7 N/mm2 e 1,0 N/mm2 para mesa oclusal estreita e mesa oclusal larga, respectivamente. Para o implante os valores foram 1,0 N/mm2 e 1,7 N/mm2 , respectivamente. Estes valores correspondem a tensões aumentadas para o implante em aproximadamente 70 % para a condição de mesa oclusal larga quando comparada com a condição de mesa oclusal estreita. 81 TAB. 6.6 Tensões máximas nos componentes com a variação da largura da mesa oclusal.(N/mm2). Mesa oclusal Mesa oclusal estreita (2,5 mm) larga (3,5 mm) Coroa protética 0,7 1,0 Parafuso de ouro 0,4 0,7 Cilindro de ouro 0,9 1,7 Pilar intermediário 1,3 3,1 Parafuso de fixação do pilar intermediário 0,9 1,7 Implante 1,0 1,7 Componentes Para o parafuso de ouro, cilindro de ouro e parafuso de fixação do pilar intermediário, as tensões máximas encontradas foram 90 % maiores para a condição de mesa oclusal larga quando comparada com as observadas para a condição de mesa oclusal estreita. Segundo RICHTER (1989), para minimizar os problemas causados por cargas horizontais, é aconselhável o aumento do diâmetro do implante e o estreitamento da mesa oclusal. Resultado semelhante foi obtido por WEINBERG (1993), o qual analisou a largura da mesa oclusal ou largura da coroa protética, concluindo que uma mesa oclusal estreita reduziria as cargas sobre os implantes, resultado que também foi encontrado neste trabalho, onde observou-se a redução dos níveis de tensões para todos os componentes do sistema de implante osseointegrado analisado, para a condição de mesa oclusal estreita. RANGERT ET AL (1995), em análise retrospectiva afirmaram que a sobrecarga induz a uma reabsorção óssea e que esta parece preceder e contribuir para a fratura dos componentes do implante. Sugerem a diminuição dos braços de alavanca, estreitamento da mesa oclusal, e a centralização dos contatos oclusais com o objetivo de reduzir a ocorrência de cargas excêntricas, responsáveis pela flexão da estrutura e por gerarem um momento maior. Estas cargas associadas a uma mesa oclusal larga, geram tensões elevadas na região inferior do pilar intermediário na região de osso cortical, podendo levar à uma severa reabsorção óssea e 82 conseqüentemente a perda do implante, conforme foi dito anteriormente e pode ser observado na FIG. 5.13. MC GLUMPHY ET AL. (1998), afirmam que mesas oclusais largas promovem contatos excêntricos. Os resultados encontrados no presente trabalho, mostraram que a mesa oclusal mais larga deve ser evitada, uma vez que gerou tensões mais elevadas nos componentes do sistema. Para se manter os componentes dos sistemas de implantes em condições de suportarem as cargas mastigatórias, deve-se ajustar a oclusão de forma a direcionar as forças na direção do longo eixo do implante, reduzindo-se o braço de alavanca, e a ocorrência de contatos excêntricos. Os resultados de simulação por elementos finitos variando-se a largura da mesa oclusal, mostram que quanto maior a mesa oclusal, mais desfavorável é a distribuição de tensões. Este comportamento pode ser atribuído ao aumento do momento gerado pelas cargas excêntricas, as quais estão presentes na estrutura quando em função. 83 7. CONCLUSÕES E SUGESTÕES 7.1 CONCLUSÕES 1. O presente trabalho confirma a aplicabilidade do método de elementos finitos MEF em análises de sistemas com geometrias complexas como a dos componentes de um sistema de implante osseointegrado, o qual permite a sua verificação e/ou modificação para correção de eventuais problemas com tensões. 2. Nos diferentes carregamentos analisados não se observou diferença qualitativa significativa nos perfis de tensão desenvolvidos no cilindro de ouro, pilar intermediário, parafuso de fixação do pilar intermediário e implante, havendo diferença no nível de tensão na coroa protética e no parafuso de ouro. 3. Nos carregamentos analisados, foi observado um ponto de concentração de tensão na parte inferior do abutment, fato este explicado pela combinação da geometria da estrutura modelada e carregamento. 4. Analisando-se a variação do ângulo de inclinação da cúspide de 30 ° para 45° , verificou-se que o aumento da inclinação aumenta as tensões na coroa protética e no parafuso de ouro. Para o cilindro de ouro, pilar intermediário, parafuso de fixação do pilar intermediário e implante, os níveis de tensões encontrados foram similares em ambos os modelos. 5. A ancoragem bicortical apresentou tensões reduzidas na região de osso cortical e tensões elevadas para o ponto de aplicação da carga e porção média do implante, em relação à monocortical. 6. A coroa de porcelana transmitiu para a região inferior do pilar intermediário, próxima ao osso cortical de suporte, as maiores tensões em relação às coroas de resina compósito Charisma, resina compósito Artglass e resina acrílica Biotone. 84 7. Com o implante de maior diâmetro os níveis de tensões são inferiores para todos os componentes do sistema de implante quando comparado com o implante de menor diâmetro. 8. O aumento da largura da mesa oclusal elevou as tensões em todos os componentes do sistema de implante osseointegrado analisado. 7.2 SUGESTÕES Em trabalhos futuros, sugere-se: 1. Análise comparativa dos resultados encontrados utilizando modelos tri-dimensionais de elementos finitos, levando-se em consideração o contato entre os componentes. 2. Análise comparativa dos resultados encontrados utilizando a fotoelasticidade. 3. Realizar simulações com dois ou mais implantes, levando-se em consideração o contato entre os componentes. 85 8. REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS APICELLA, A., MASI, E., NICOLAIS, L. A finite-element model study of occlusal schemes in full-arch implant restoration. Journal of materials science: materials in medicine 9:191-196, 1998. ADELL, R., ERIKSSON, B., LEKHOLM, U., BRÅNEMARK, P. I., JENT, T. 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