que outros trabalhos (AKÇA & IPLIKÇIOGLU, 2001; IPLIKÇIOGLU & AKÇA, 2002) falharam em averiguar a possibilidade máxima de desalinhamento e discutiram-no somente em termos de conceitos de engenharia sem, no entanto, considerar os limites anatômicos dos dentes (RANGERT et al., 1997) e do próprio osso onde são instalados os implantes. Infelizmente a reabsorção óssea após a perda dos dentes ocorre rapidamente, causando a diminuição de espessura do rebordo (CAWOOD &
HOWELL, 1991), o que limita ou impede o desalinhamento. Por outro lado, mesmo havendo a disponibilidade óssea, a largura dos dentes não permite grande desalinhamento (SÜTPIDELER et al., 2004). Segundo ASH & NELSON (2003), a média de largura dos dentes posteriores é de 8 mm ou menos. Nas próteses a serem executadas nesta região, a distância do centro do implante às faces lingual e bucal das coroas tem de ser considerada. O desalinhamento do implante para um lado ou outro pode distanciá-lo de uma das faces da coroa e gerar sobrecontorno e momentos indesejáveis. RENOUARD & RANGERT (1999) também consideraram o distanciamento do implante do centro da coroa um fator de risco. A utilização de implantes angulados (SCHROEDER et al., 1988; TEN BRUGGENKATE et al., 1992;
FERREIRA, 2003), que podem ser alinhados sobre o rebordo, não necessitando, por isso, de grande espessura óssea para sua instalação e ao mesmo tempo terem suas
“raízes” desalinhadas, criando o efeito de trípode internamente no osso, poderia ser uma solução interessante sob o ponto de vista biomecânico. Além disso, a redução do tamanho e da forma das coroas, dando-se a elas a anatomia de pré-molares, poderia eliminar o sobrecontorno (RENOUARD & RANGERT, 1999), reduzir o torque durante a atuação das cargas oclusais e diminuir ainda a área de captação destas cargas. No trabalho de ÇAGLAR et al. (2006), os implantes inclinados utilizados na região posterior da maxila, após a instalação dos pilares, comportaram-se
verdadeiramente como implantes angulados, e os resultados descritos pelos autores podem ser extrapolados para estes últimos, mostrando um desempenho biomecânico favorável para este tipo de implante.
O presente estudo comparou dois sistemas, o primeiro utilizando implantes retilíneos e o segundo, uma associação do retilíneo com dois implantes angulados para gerar o desalinhamento desejado, dentro da estrutura óssea. Em ambos, as coroas protéticas foram projetadas com as características anatômicas de pré-molares. Nos dois sistemas, uma carga axial de 100 N foi aplicada no centro da coroa do implante médio (#2), e outra horizontal, de 20 N, na face vestibular na direção do ponto de aplicação da carga vertical. Com relação aos métodos de avaliação do comportamento biomecânico dos implantes, como é o caso aqui estudado, até pouco tempo, os critérios utilizados eram baseados somente em estudos clínicos. Após a instalação e o período de osseointegração, os implantes eram submetidos a carregamentos, sendo seu desempenho e funcionalidade avaliados em estudos em animais e controlados clinicamente em humanos. Os primeiros trabalhos apresentaram estudos experimentais em animais (BRÅNEMARK et al., 1969) e em humanos (BRÅNEMARK et al., 1977), avaliando o comportamento clínico e biomecânico de implantes osseointegrados. ALBREKTSSON et al. (1986) analisaram o comportamento clínico dos implantes e sugeriram, baseados nestes estudos, os critérios de avaliação e sucesso que foram revistos por SMITH & ZARB (1989). Por meio destas metodologias, de estudos em animais e estudos clínicos, foram testadas geometrias, materiais, superfícies, técnicas cirúrgicas, respostas teciduais, entre outros. Apesar da grande contribuição destes métodos e da sua necessidade como avaliação final, outros métodos de análise são hoje importantes, pois podem reduzir os custos, o tempo, e simplificar questões que, de outra maneira,
levariam anos. Entre eles pode citar-se a fotoelasticidade e a análise numérica. No tocante à fotoelasticidade, BRÅNEMARK et al. (1977), KINNI et al. (1987) e DEINES et al. (1993) apresentaram análises utilizando-a, para verificar o comportamento biomecânico de implantes. A análise numérica, pelo método dos elementos finitos (MEF), tem sido, no entanto, mais utilizada e com melhores resultados. O MEF foi desenvolvido inicialmente para resolução de problemas estruturais, na década de 50, na indústria aeronáutica. A partir daí, o seu uso ampliou-se muito, sendo utilizado, hoje, em áreas bastante distintas, entre as quais se pode citar estudos de transferência de calor (CAMARÃO, 1994), mecânica dos sólidos, mecânica dos fluidos, eletromagnetismo, biologia, área têxtil e, com especial interesse para a Odontologia, nos estudos da biomecânica (BIDEZ & MISCH, 1993), área que trata dos estudos do movimento mecânico dos corpos biológicos. Estes estudos incluíram também a interação entre os organismos vivos e outros materiais, como implantes e próteses. A arquitetura do sistema estomatognático está preparada para receber as cargas funcionais, originadas pelas funções desta área. O conhecimento do comportamento de toda a estrutura e os efeitos das tensões provocadas por estas cargas são de bastante interesse. Pouco se tem aproveitado das análises mecânicas para qualificar e quantificar o estado de tensões no interior destas estruturas. Existe, portanto, um vasto campo de exploração científica neste aspecto, que pode tornar mais sólidas as bases do conhecimento sobre estes problemas, e a ferramenta capaz de conduzir esses estudos é justamente o método dos elementos finitos. WEINSTEIN et al., que realizaram o primeiro trabalho de análise de tensões via MEF em Odontologia, em 1976, afirmaram que muito pouco se tem aplicado dos conhecimentos técnicos da engenharia de projeto na concepção dos implantes, e que a técnica dos elementos finitos pode avaliar estes projetos sem os riscos e os
custos associados com os ensaios clínicos empíricos. O trabalho de KEYAK et al.
(1993) inseriu o MEF sob bases quantitativas em aplicações ortopédicas.
O desenvolvimento de um modelo que represente exatamente o comportamento biomecânico de uma interface porosa é difícil devido à complexidade da geometria das rugosidades, como afirmaram COOK et al. (1982a).
Além disso, as condições da interface têm de considerar os índices de osseointegração. Conforme afirmado por MURPHY et al. (1995) e WADAMOTO et al. (1996), os estudos de COOK et al. (1982a,b) sobre as condições de interface implante/osso permitiram concluir que a osseointegração realmente não ocorre na totalidade da superfície interfacial. O valor do módulo elástico ótimo seria fornecido para uma situação inferior a 22,7% de osseointegração, isto é, em torno de 120 MPa. Porém, este índice de osseointegração não deve ser tomado como base face às simplificações introduzidas nos cálculos do modelo desenvolvido por COOK et al.
(1982a), como, por exemplo, uniformidade da distribuição das partículas do material poroso, carregamento uniformemente distribuído entre o número de vigas em balanço (na realidade, as vigas próximas ao ponto de carregamento são mais solicitadas), suposição de que todas as vigas sofrerão a mesma deflexão, e provavelmente simplificações em relação ao carregamento aplicado (não foram fornecidos dados sobre direção, sentido e magnitude do carregamento). Mas o módulo de elasticidade E=120 MPa pode ser uma boa aproximação do que ocorre na interface osso/material poroso do modelo real, uma vez que está fundamentado em resultados experimentais. Os autores (COOK et al., 1982a,b) ressaltaram também a habilidade do MEF para modelar estruturas anatômicas geometricamente complexas. RIEGER et al. (1990a) deram ênfase aos valores de tensões capazes de causar perda ou ganho ósseo. Os autores se referiram ao valor ótimo de tensões
abaixo do qual ocorre atrofia e acima do qual acontece aposição do tecido ósseo e reabsorção patológica. As análises quantitativas, no entanto, não podem ser levadas tão a sério e os valores encontrados devem ser relacionados com controles clínicos, última palavra na verificação destes fenômenos. Os valores das tensões encontrados nestas análises devem servir como referência para se traçar um perfil da distribuição das tensões, e não como valores de referências absolutos, que induzam ou não a osteólise ou a osteogênese.
RIEGER et al. (1990b) utilizaram a modelagem de elementos finitos em outro estudo, utilizando dez modelos de implantes comerciais e um experimental.
Neste, o padrão de distribuição de tensões foi determinado para onze implantes, com o propósito de separar uma lista de características que poderiam ser usadas para desenhar um implante ideal. O potencial do método dos elementos finitos para analisar campos de tensões e deformações complexos em torno de implantes foi ressaltado pelos autores e utilizado como instrumento em um processo geométrico interativo. Muitos sistemas de implantes têm sido propostos e testados clinicamente.
Todos estes sistemas exercem a função de suporte de próteses, porém, o grande problema ainda é encontrar uma geometria que ofereça uma distribuição de tensões fisiologicamente compatível com as características do tecido ósseo, afirmaram os autores. Segundo os autores, conclusões interessantes puderam ser obtidas da análise destes onze modelos de implantes, como a que as geometrias cônicas são mais favoráveis nas distribuições de tensões. Descreveram que implantes cilíndricos tendem a concentrar tensões no topo e no ápice. Um dos implantes analisados apresentava roscas retas, profundas, estreitas e bastante espaçadas. A intenção era que estas roscas trabalhassem a flexão como lajes contínuas em balanço. Os filetes das roscas, segundo os autores, trabalhavam a flexão, verificando-se, porém,
grande concentração de tensões na extremidade livre do balanço. Na opinião dos autores, estas tensões, sendo transmitidas para pequenas áreas do tecido ósseo, poderiam concentrar-se, causando a reabsorção óssea. O oposto também ocorreria, pois o espaço livre entre as roscas apresentava tensões muito baixas, que poderiam conduzir à atrofia óssea. Assim, acontecia em regiões muito próximas dois efeitos negativos, que certamente comprometeriam a estabilidade do implante. De acordo com a assertiva dos autores, tensões muito baixas são tão problemáticas quanto as muito altas. De acordo com suas conclusões, para reduzir as tensões de punção no ápice do implante, as geometrias cônicas foram mais benéficas que as cilíndricas, pois promoveram melhor distribuição de tensões ao longo do corpo.
Com relação aos fatores de perda óssea ao redor do colo dos implantes, parece que, de uma maneira geral, os autores concordaram que, nos casos de normalidade dos tecidos moles, esta perda não está ligada a fatores bacterianos e sim biomecânicos (LEKHOLM et al., 1986; RIEGER et al., 1989b; INOU et al., 1996;
SANZ et al., 1991; HOSHAW et al., 1994; RANGERT et al., 1995; MIYATA et al., 2000), enquanto outros não foram capazes de estabelecer a associação da perda óssea com a sobrecarga (HÜRZELER et al., 1998; GOTFREDSEN et al., 2002).
Considerando a anisotropia dos sistemas biológicos, em especial o tecido ósseo, BIDEZ & MISCH (1993) descreveram módulos de elasticidade diferentes para diversas morfologias da estrutura óssea. Conhecendo-se a ordem de magnitude em alguns casos, são adotados valores máximos e mínimos para uma determinada direção. A anisotropia, portanto, devido a estas características morfológicas, existe e não se manifesta como uma lei de fácil representação, o que gera dificuldades ao se construir o modelo mecânico e quando se realiza a discretização da estrutura para análise via MEF. A anisotropia, assim, introduz erros
cujas magnitudes dependem do tipo de análise que se deseja realizar. Além disto, nas estruturas de Engenharia, freqüentemente é preciso considerar o fenômeno da fluência, estudando-se a evolução da deformação do material submetido a cargas permanentes. Em Odontologia cabem as mesmas considerações, sendo que se pode distinguir duas classes de fluência. Uma é muito similar à ocorrida em estruturas de Engenharia Civil, ou seja, puramente física, na qual acontece a evolução de deformações provenientes de carga permanente atuando em um material do tipo orgânico. A outra é chamada fluência biológica, surgindo como conseqüência de reação do organismo a tensões anômalas. LLOMBART &
LLOMBART (1996) afirmaram que a fluência biológica é praticamente impossível de prever e quantificar. Pode-se afirmar que um procedimento semelhante à metodologia aplicada em Engenharia Civil somente poderia ser desenvolvido, com alguma segurança, para cargas de curta duração, em que o fenômeno da fluência biológica não assumisse maiores proporções. Se todas as cargas atuantes fossem permanentes, as simplificações introduzidas poderiam comprometer os resultados.
Considerando-se que as forças mastigatórias constituem um sistema dinâmico, com períodos de curta duração e cargas relativamente pequenas, pode-se admitir, com uma boa aproximação, que a estrutura óssea comporta-se razoavelmente bem dentro dos domínios da elasticidade, e que um diagrama linear entre tensões e deformações para o material ósseo também é possível. Estes autores disseram, ao correlacionar problemas de Engenharia e Odontologia, que a análise destes últimos não deve ser realizada da mesma maneira que na Engenharia. Devem ser feitas considerações adicionais, visto que há claramente uma diferença nas características dos materiais envolvidos. Segundo esses autores, na Engenharia Civil, as condições de trabalho dos materiais estruturais em situação de serviço são tais que, na maior
parte dos casos, a análise estrutural realiza-se como se os materiais fossem perfeitamente elásticos e com comportamento linear, tanto individualmente, como no conjunto da estrutura. Esta estratégia é possível devido ao avançado nível de conhecimento acerca dos materiais de construção, obtido como conseqüência dos ensaios de laboratório, da experiência em relação ao comportamento real de obras realizadas em estado de serviço e das técnicas computacionais aplicadas na análise estrutural. Variações estruturais ocorrem com o tempo, como resultado da evolução das características internas e dos fenômenos reológicos. Com o objetivo de conhecer e simular tais variações, são necessários avanços no grau de complexidade dos cálculos, fazendo com que as técnicas de análise sejam revistas e atualizadas. Em alguns casos, o uso de equações não lineares torna-se necessário para simular os fenômenos adequadamente. Da mesma forma que há conhecimento e metodologia suficientes para abordar e tratar a análise estrutural no regime elástico e linear, existe também uma sólida base para buscar a resolução das incógnitas que surgem da análise que se efetua em um cálculo não linear. Para o caso elástico linear, os dois coeficientes pertinentes aos cálculos estruturais neste tipo de equação são o módulo de YOUNG, ou coeficiente de elasticidade longitudinal (E), e o coeficiente de POISSON (
υ
). No campo da biomecânica, segundo estes autores, existem incertezas na medida do módulo de elasticidade do tecido ósseo devido à diferença de comportamento entre os ossos de seres vivos e de cadáveres.Ensaios de laboratório foram realizados, determinando-se diagramas de tensão do tecido ósseo. Porém, o módulo de elasticidade obtido não representa a realidade, pois, pouco tempo depois da morte, o tecido ósseo altera o seu comportamento elástico. Além disso, outros parâmetros influenciam o comportamento do tecido
ósseo em vida, dentre os quais podemos citar a temperatura, a idade e a resposta fisiológica do organismo, que é variável de indivíduo para indivíduo.
Com relação ao ambiente utilizado nos maxilares para a análise com o MEF, diversos autores têm adotado a mandíbula (KNOELL, 1977; COOK et al., 1982a,b; RIEGER et al., 1989a,b; CRUZ et al., 2003; SÜTPIDELER et al., 2004;
YOKOYAMA et al., 2005; CRUZ et al., 2006). Esta opção pela mandíbula, principalmente, deve-se, ao contrário da maxila (ÇAGLAR et al., 2006), a ela estar separada do resto do esqueleto e permitir uma representação bem delimitada, uma modelagem mais precisa e, conseqüentemente, resultados mais aproximados. A forma de carregamento tem sido sempre, como representativo das cargas totais que incidem na mastigação, cargas axiais e inclinadas ou horizontais.
Quanto às condições de apoio, KNOELL (1977), em um trabalho de avaliação das condições de modelagem e apoio da mandíbula, afirmou que, para se obter resultados mais confiáveis, deve-se criar condições mais próximas possíveis da realidade, reproduzindo as ações dos músculos e as cargas que eles impõem à estrutura, contrapondo às cargas mastigatórias. No entanto, outros autores modelaram somente uma porção da mandíbula, desprezando a ação muscular e o apoio condilar (BORCHERS & REICHART, 1983; TAKUMA et al., 1988; SIEGELE &
SOLTÉSZ, 1989). KOOLSTRA & VAN EIJDEN (1992) chamaram atenção para este aspecto em um trabalho de avaliação da validade da aplicação de modelos tridimensionais da mandíbula, comparados com dados clínicos. Novamente, em 1997, estes mesmos autores avaliaram os movimentos de abertura e fechamento da mandíbula determinados em modelos tridimensionais. Afirmaram que, com este modelo, aproximaram-se mais da realidade e obtiveram melhores resultados.
MEIJER et al. (1992) modelaram somente a porção anterior da mandíbula e fizeram
apoio bilateral nas extremidades posteriores para permitir, segundo relataram, a deformação da porção intermediária. Em 1996, estes mesmos autores, para a análise da distribuição de tensões em implantes isolados e unidos por uma barra, modelaram somente uma porção anterior da mandíbula e utilizaram os apoios nas extremidades. Afirmaram que estas condições, aliadas à análise tridimensional, são suficientes para a reprodução do comportamento funcional da mandíbula e a obtenção de resultados confiáveis. INOU et al. (1996) utilizaram uma modelagem mais precisa em comparação com a real estrutura morfo-funcional da mandíbula, introduzindo apoios na região da articulação temporomandibular e forças musculares geradas pelos músculos de mastigação, para criar um ambiente mais aproximado.
Aplicaram cargas nas áreas de inserção dos músculos considerando as suas resultantes. Com relação ao apoio nas articulações temporomandibulares, DEVOCHT et al. (1999) definiram as condições e situações em um estudo das funções da ATM. Recentes trabalhos têm apresentado modelagens parciais (SÜTPIDELER et al., 2004; SEVIMAY et al., 2005) ou totais da mandíbula (YOKOYAMA et al., 2005) sem, no entanto, considerar todas as complexas condições de restrições e apoios do sistema estomatognático.
Estudos considerando soluções protéticas simples e complexas foram conduzidos pela metodologia descrita do MEF, buscando a compreensão unitária (COOK et al., 1982b; RIEGER et al., 1990a,b; CRUZ, 2001, 2003) ou em conjunto dos implantes e das próteses (TORTAMANO NETO, 1995; LEWINSTEIN et al., 1995; VAN ZYL et al., 1995). STEGAROIU et al. (1998) citaram como causas da perda do implante a higiene bucal deficiente, a baixa qualidade do tecido ósseo e os fatores biomecânicos. Para reduzir os índices de perda, indicaram um controle apropriado destes fatores. Condições de carregamentos desfavoráveis foram
apontadas como associadas à perda óssea em torno dos implantes. Uma vez que o carregamento é transmitido ao implante pela prótese, o planejamento e a execução cuidadosos desta prótese são fatores importantes para se alcançar uma distribuição de tensões favorável no tecido ósseo. O comportamento biomecânico de próteses implanto-suportadas totais difere do comportamento das próteses parciais, principalmente na região posterior, onde as últimas tendem a ser retilíneas (ECKERT & WOLLAN, 1998; ATTARD & ZARB, 2002; ÇAGLAR et al., 2006), enquanto as primeiras seguem o padrão curvilíneo da linha da arcada (ADELL et al., 1981; BRÅNEMARK, 1983). Testes clínicos controlados de próteses com desenhos retilíneos ou curvilíneos não estão ainda disponíveis, mas relatos de complicações como fraturas do implante, dos componentes protéticos ou da própria prótese sugerem resultados diferentes, quando são usados diferentes alinhamentos dos implantes. ECKERT et al. (2000) demonstraram um aumento de cinco vezes no índice de fratura dos implantes nos pacientes parcialmente edêntulos, quando comparados com os totalmente edêntulos. Isto se deve, possivelmente, à geometria curvilínea do sistema prótese-implante gerada pelo alinhamento dos implantes segundo a linha de arcada. Um estudo utilizando o MEF do comportamento de sistemas prótese-implante em monobloco ou em múltiplas estruturas, sobre oito implantes distribuídos na mandíbula edêntula de molar a molar, foi conduzido por YOKOYAMA et al. (2005), que descreveram resultados mais favoráveis para a peça protética em monobloco, mostrando que este modelo pode funcionar melhor que o retilíneo.
O arranjo linear dos implantes tem sido apontado como gerador de forças adversas, podendo levar a perdas das próteses ou dos próprios implantes (RANGERT et al., 1995; WEINBERG & KRUGER, 1995; RANGERT et al., 1997;
SATO et al., 2000). Por essa razão, WEINBERG & KRUGER (1996) e RANGERT et al. (1995, 1997) aconselharam o desalinhamento sobre a linha de arcada, para minimizar o momento. A razão desta afirmação é que esta configuração é mais estável do que a que apresenta todos os implantes alinhados (SÜTPIDELER et al., 2004). Esta indicação, no entanto, apesar de fazer sentido sob o ponto de vista mecânico, não é tão fácil de obter-se por razões anatômicas (CAWOOD & HOWELL, 1988, 1991), visto não haver, com freqüência, largura óssea na crista para se fazer tal desalinhamento (TAYLOR et al., 2000). Poucas informações existem sobre o efeito obtido quando este desalinhamento está confinado dentro dos limites anatômicos do rebordo. Segundo SÜTPIDELER et al. (2004), o máximo possível de desalinhamento, para não gerar momentos indesejáveis, é 3 mm, devido às dimensões anatômicas dos dentes. Estudos anteriores falharam em testar o máximo possível de desalinhamento ou apenas o discutiram como um conceito de engenharia, sem considerar as limitações anatômicas (AKÇA & IPLIKÇIOGLU, 2001;
IPLIKÇIOGLU & AKÇA, 2002).
Ao projetar qualquer sistema de prótese, o clínico deve buscar recriar a anatomia original do sistema estomatognático (SHILLINGBURG et al., 1994). Assim, um molar superior que possui três raízes com aproximadamente 450 mm2 de área radicular deveria ser substituído por implantes com área igual ou superior. Além disso, no dente, as raízes tendem a ser divergentes aumentando a estabilidade. Um projeto mais racional mecanicamente talvez devesse levar em conta o da dentição natural, procedendo ao alinhamento das coroas e ao desalinhamento do corpo dos implantes com a utilização de implantes inclinados ou angulados e o mesmo número ou mais de implantes que de raízes (RENOUARD & RANGERT, 1999). Os implantes angulados permitem o alinhamento das plataformas sobre a crista óssea, onde o
rebordo é mais estreito, enquanto o corpo do implante pode copiar as divergências típicas das raízes, promovendo o desalinhamento, onde o osso é mais espesso.
Esta condição pode impedir as cargas de flexão, criar um efeito de trípode e diminuir o efeito das forças que agem sobre o sistema, quando comparada com a dos implantes retilíneos instalados alinhados sobre o rebordo (RANGERT et al., 1997;
RENOUARD & RANGERT, 1999; SÜTPIDELER et al., 2004).
Os implantes angulados têm sido propostos com vistas a melhorar a inter-relação entre a forma do implante e a morfologia do rebordo residual, para aumentar as possibilidades cirúrgicas e protéticas (SCHROEDER et al., 1988; SUTTER et al., 1988; TEN BRUGGENKATE et al., 1992). Seu comportamento biomecânico foi avaliado por diferentes autores via MEF. Em um estudo comparativo entre um implante angulado e um retilíneo, CANAY et al. (1996) avaliaram via MEF a distribuição de tensões em torno destas duas geometrias. Foi utilizado um implante com 23º de angulação e um retilíneo. Um vínculo fixo entre osso e implante foi considerado ao longo da interface, significando que não havia movimento relativo entre ambos quando o carregamento era aplicado. Os implantes foram submetidos a uma força oclusal horizontal de 50 N e a uma força vertical de 100 N. Quando as cargas verticais foram aplicadas no implante vertical e no angulado, as tensões, especialmente as de compressão, geradas ao redor da região marginal do angulado, foram cinco vezes maiores que aquelas geradas ao redor do implante retilíneo. Para o carregamento horizontal não ocorreram diferenças significativas de medidas nos contornos e valores de tensões dos dois implantes. Em um estudo bastante semelhante, também via MEF, FERREIRA (2003) avaliou comparativamente um implante retilíneo e um angulado com 35º. Os implantes foram inseridos na mandíbula na região de pré-molares e submetidos a uma carga vertical de 100 N e
uma horizontal de 20 N. Os resultados revelaram uma pequena diferença no padrão de distribuição das tensões, ocorrendo valores ligeiramente menores para o implante angulado. Os maiores valores de tensões ocorreram na região do colo e os menores valores foram encontrados no ápice, para as duas geometrias. Em realidade, os autores não descreveram diferenças capazes de serem significativas clinicamente entre ambas as geometrias. Outros fatores devem ser considerados nos projetos protéticos como a altura da prótese, a área de recepção de carga em relação à área de distribuição das tensões (CRUZ, 2003), a forma, o comprimento e o posicionamento dos implantes e as cargas geradas no sistema. Quanto a estas últimas, sabe-se que as forças mastigatórias são constituídas por forças oclusais, pressão da língua, lábios, bochechas e bolo alimentar, o que gera vetores em todos os sentidos. Os modelos utilizados nas análises pelo MEF tentam se aproximar ao máximo das situações reais. No entanto, infelizmente há que se fazer o isolamento das forças para se poder analisar, de maneira mais clara, o efeito de cada uma sobre os sistemas estudados, o que na mastigação normal não é exatamente o que ocorre. Apesar disto, os resultados dos estudos, utilizando o MEF, ficam muito próximos da realidade (KOOLSTRA & VAN EIJDEN, 1992; KORIOTH et al., 1992;
BAIMONTE et al., 1996), mas o clínico deve, no entanto, considerar este aspecto ao transportar os dados para os casos reais. Os testes clínicos controlados e randomizados (RCT) oferecem na escala de validação científica o maior grau de confiabilidade, e hoje as conclusões obtidas por análises sistemáticas destes estudos são o melhor método para se estabelecer as evidências da eficácia ou não da técnica dos implantes, confirmando os achados via MEF (PJETURSSON et al., 2004; ECKERT et al., 2005; ESPOSITO et al., 2005).
Adotou-se neste estudo uma situação de osseointegração total, isto é, um contato direto e contínuo na interface osso/implante, sem permitir deslocamento relativo entre as superfícies dos dois materiais (RIEGER et al., 1989a,b; 1990 a,b;
VAN ROSSEN et al., 1990; LEWINSTEIN et al., 1995; TORTAMANO NETO, 1995;
VAN ZYL et al., 1995; AKPINAR et al., 1996; BAIAMONTE et al., 1996; CANAY et al., 1996). Outros estudos (WEINSTEIN et al., 1976; COOK et al., 1982a,b;
MURPHY et al., 1995; WADAMOTO et al., 1996) demonstraram que, na realidade, esta situação de total osseointegração não existe. Contudo, PAPAVASILIOU et al.
(1997) verificaram que diferentes graus de osseointegração não afetaram os níveis de distribuição destas tensões. Assim, a adoção de 100% de osseointegração para ambos os casos não afeta negativamente esta análise. Porém, devido à complexidade da estrutura envolvida, ocorrem limitações na construção do modelo e na geração da malha de elementos finitos, não permitindo uma reprodução mais fiel do problema real.
Considerando os resultados obtidos neste estudo, foi verificado o mesmo padrão de distribuição de tensões para os dois sistemas, i.e., a utilização dos implantes angulados não aumentou as tensões em pontos determinados, como nos ângulos internos ou externos, tanto para carga horizontal como vertical. Os valores encontrados nestes pontos, ângulos externos e internos dos implantes angulados, foram muito próximos dos outros pontos analisados ao longo do corpo, não havendo concentrações consideráveis nestes ângulos onde se esperava que poderia ocorrer, devido aos relatos de CANAY et al. (1996) e ÇAGLAR et al. (2006). Também não foram observadas concentrações nas reentrâncias, localizadas no corpo dos implantes, tanto dos retilíneos quanto dos angulados. Concentrações de tensões ocorreram no colo dos implantes das extremidades do Sistema Retilíneo e
Angulado. Os menores valores ocorreram ao longo do corpo, também nas duas formas de implantes analisadas. Os resultados, portanto, demonstraram a similaridade de comportamento dos dois sistemas. Os baixos valores encontrados no ápice e ao longo do corpo mantiveram-se dentro de parâmetros descritos em outros trabalhos (COOK, 1982a,b; RIEGER, 1990a,b; MEIJER et al., 1992; CRUZ, 2001; CRUZ et al., 2003; SÜTPIDELER et al., 2004), capazes de estimular a fisiologia e manter o volume ósseo.
Os resultados também confirmam os dados relatados por FERREIRA (2003), quando não encontraram diferenças no padrão de distribuição de tensões entre as geometrias angulada e retilínea. Entretanto, contradizem os achados de CANAY et al. (1996), que relataram uma diferença de cinco vezes mais tensões em torno do colo dos implantes angulados sob carga vertical, quando comparados com o implante retilíneo. Deve-se considerar, no entanto, que as geometrias analisadas por estes autores, cilindros ocos, eram bastante diferentes das utilizadas no presente estudo, implantes cuneiformes sólidos. Também diferem dos resultados de ÇAGLAR et al. (2006), que relataram um aumento nos índices de tensões quando se aumentava a inclinação dos implantes, assemelhando-se a implantes angulados.
A distribuição de tensões no sistema prótese-implante angulado, neste estudo, não induziu a concentrações de tensões e nem elevou os índices das mesmas comparativamente com o sistema prótese-implante retilíneo. Ao mesmo tempo, permitiu o desalinhamento interno dos implantes o que, segundo RANGERT et al. (1995, 1997) e RENOUARD & RANGERT (1999), pode aumentar a estabilidade do sistema, criando uma distribuição mais favorável das forças, protegendo os implantes, os componentes protéticos e o osso. SÜTPIDELER et al.
(2004) encontraram menores valores de tensões quando se aumentou o
desalinhamento dos implantes, sob cargas inclinadas. O desalinhamento interno dos implantes possibilitou, neste caso, esta condição favorável biomecanicamente, sem gerar concentrações de tensões, atendendo as indicações de WEINBERG &
KRUGER (1996), RENOUARD & RANGERT et al. (1999) e SÜTPIDELER et al.
(2004).