M apas de Tensão M áxima Principal
5 Implante unitário de 4,0x10 mm, cone morse, com coroa metalo-
cerâmica cimentada (Pilar Speed). Com angulação de 17°.
6 Implante unitário de 4,0x10 mm, cone morse, com coroa metalo-
cerâmica cimentada (Pilar Speed). Com angulação de 30°.
A coroa metalocerâmica foi modelada sobre o componente protético, com superfície oclusal padronizada obtida através da simplificação do desenho obtido a partir do escaneamento de superfície (MDX-20, Roland DG, São Paulo, Brasil) de um dente molar inferior de manequim odontológico (Odontofix Indústria e Comércio de Material Odontológico Ltda., Ribeirão Preto, Brasil). A coroa implantossuportada
foi considerada parafusada para as conexões de hexágono externo e cimentada para a conexão cone morse, sendo considerada uma linha de cimentação com espessura de 0,8 mm.29
Após finalização da modelagem, as geometrias foram exportadas para o programa de elementos finitos FEMAP 10.2 (Siemens PLM Software Inc., Califórnia, EUA) para pré-processamento, onde foram geradas as malhas de elementos finitos, com o elemento sólido tetraédrico parabólico (Fig 1).
As propriedades mecânicas correspondentes de cada material foram incorporadas às malhas, utilizando-se valores obtidos na literatura29-32 (Tabela 2). Todos os materiais foram considerados isotrópicos, homogêneos e linearmente elásticos.
FIGURA 1 - Malha de Elementos
Tabela 2 Propriedades dos materiais Estrutura Módulo de Elasticidade (E) (GPa) Coeficiente de Poisson (ν) Referência
Osso Trabeculado 1,37 0,30 Sevimay et al.
Osso Cortical 13,7 0,30 Sertgoz et al.
Titânio (intermediário, implante) 110,0 0,35 Sertgoz et al.
Liga NiCr 206,0 0,33 Anusavice &
Hojjatie
Porcelana Feldespática 82,8 0,35 Eraslan et al.
Cimento de Fosfato de Zinco 22,4 0,35 Anusavice &
Hojjatie
Os contatos entre porcelana/metal, implante/osso cortical, implante/osso trabecular, osso cortical/osso trabecular, componente protético/parafuso e implante/parafuso foram assumidos como colados, enquanto que os contatos entre coroa/intermediário e intermediário/implante foram assumidos como justapostos. As condições de contorno foram estabelecidas como fixados nos três eixos (x, y e z)
nas superfícies mesiais e distais do osso cortical e trabecular, estando todo o restante do conjunto livre de restrições. A carga axial aplicada no
modelo foi de 200N33 (dividida em 50N por cúspide) e oblíqua de 100N (dividida em 50N por cúspide lingual).
Em seguida, a análise foi gerada no programa FEMAP 10.2 e exportada para cálculo no programa de elementos finitos NeiNastran, versão 9.2 (Noran Engineering, Inc., Califórnia, EUA), executada em uma estação de trabalho (HP Z200, Hewlett-Packard Company., Califórnia, EUA). Os resultados foram importados novamente ao FEMAP10.2, para visualização e pós-processamento dos mapas de tensão de von Mises e tensão máxima principal.
3.4 Resultados
Osso Cortical
Os mapas de tensão máxima principal do osso cortical (vista superior) dos dois tipos de conexões analisados estão representados nas figuras 2 a 5. Sob carga axial, foram observadas áreas de tensões por compressão ao redor da plataforma do implante. Para os modelos de hexágono externo estas tensões foram em maior intensidade para o modelo 3, e em maior área para a vestibular (Fig 2). Nos modelos com implante do tipo cone morse (Fig 3), as concentrações de tensão por compressão se mostraram em menor intensidade e em menor área, quando comparados aos modelos de HE. Porém o modelo com maior inclinação (6) apresentou maiores áreas de tensão por compressão que os modelos 4 e 5. Os modelos com inclinação de 30º apresentaram as maiores áreas de tensão por compressão, com valores na faixa de -6,25 MPa – 25 MPa.
FIGURA 3 - Osso Cortical - Cone morse - Vista superior (Carga Axial)
Sob aplicação de carga oblíqua (Figs 4 e 5) nos dois tipos de conexões e para as três inclinações analisadas, observou-se tensões por compressão no sentido da aplicação da carga, sendo que para os modelos de cone morse foram em menores áreas. As áreas de tração localizaram-se do lado oposto às tensões de compressão. Para os dois tipos de conexões houve aumento de tensões por tração conforme a inclinação do implante, porém para os modelos cone morse, a área de abrangência dessas tensões foi cerca da metade da área dos modelos de hexágono externo, seguindo as respectivas inclinações. As maiores tensões de tração para o carregamento oblíquo localizaram-se na faixa de 15,23 MPa – 25 MPa
FIGURA 5 - Osso Cortical – Cone morse - Vista superior (Carga Oblíqua)
Analisando comparativamente, observou-se que tanto na aplicação de carga axial bem como na oblíqua, os modelos com conexão Cone morse apresentaram os mais baixos valores de tensão de tração e compressão. Porém, estas aumentaram a conforme a inclinação do implante para as duas conexões.
Na vista inferior do osso cortical, sob aplicação de carga axial (Figs 6 e 7), observaram-se áreas de tensão por tração ao redor do implante. As maiores áreas de tensões foram observadas nos modelos 3 e 6. As tensões mais críticas foram evidenciadas pela visualização da faixa de valor 9.37MPa – 25 MPa
.
FIGURA 7 - Osso Cortical – Cone morse - Vista inferior (Carga Axial)
Sob carga oblíqua, (Figs 8 e 9) os modelos mostraram tensões por tração próximas à plataforma do implante no sentido da aplicação da carga (face lingual). Os modelos 1 e 2 apresentaram a maior área é a mais alta tensão por tração visualizados na faixa de tensão de valor 12,5 MPa - 25 MPa. Nos modelos com conexão cone morse, além de apresentarem as mais baixas intensidades e pequenas áreas de tensão, o valor máximo se deu em 21,88 MPa, (Fig 9).
FIGURA 9 - Osso Cortical – Cone Morse - Vista inferior (Carga Oblíqua)
Osso trabecular
Os mapas de tensão do osso trabecular estão representados nas Figs 10 a 13. O padrão de distribuição das tensões foi semelhante para os dois tipos de conexão. As tensões por tração localizaram-se ao redor do corpo do implante sob carga axial. Observou-se uma maior área para o modelo 3 (30º)
Os modelos 3 e 6 mostraram altas tensões ao nível das roscas, principalmente no terço apical. Nos modelos cone morse, as tensões foram baixas ao nível das micro-roscas e as mais altas tensões localizaram-se ao nível do ápice do implante. Para todos os modelos, áreas de baixas tensões por compressão, foram observadas no ápice do implante.
Analisando comparativamente os modelos, notou-se que a conexão externa (Fig 10) apresentou as mais altas tensões e estiveram na faixa de valor 1.969 MPa – 3 MPa. E a medida que inclinou-se o implante, aumentaram-se as tensões.
FIGURA 11 - Osso Trabecular - Cone morse (Carga Axial)
Sob carga oblíqua (Figs 12 e 13), as tensões por tração foram mais concentradas e em maior área ao redor dos implantes de conexão externa, nas pontas das roscas do lado oposto ao da aplicação das cargas e em torno da plataforma do implante, no mesmo lado de aplicação das cargas, sendo o implante com maior angulação o que apresentou maiores tensões. Para a conexão cone morse as tensões por tração se concentraram ao nível da plataforma do implante nos modelos inclinados, tendo no modelo 5 as maiores áreas de tensões. Tensões por tração também foram observadas no modelo 1 (0º) nas pontas das roscas, com maior concentração ao nível da ultima rosca.
Somente os modelos de conexão externa apresentaram uma pequena área de tensão por compressão ao nível da primeira rosca do implante, do lado da aplicação da força.
FIGURA 12 - Osso Trabecular - Hexágono externo (Carga Oblíqua)
FIGURA 13 - Osso Trabecular - Cone morse (Carga Oblíqua)
Analisando comparativamente, notou-se que os modelos com conexão cone morse apresentaram as menores áreas de distribuição das tensões nos modelos com implantes reto e angulados.
3.5 Discussão
Analisando os resultados do presente estudo, observamos que, para todas as estruturas analisadas as tensões foram mais baixas para os modelos com implante cone morse. A maioria dos estudos34-36
demonstraram que a conexão de tipo cone morse apresenta uma maior estabilidade às cargas mastigatórias. Isso provavelmente se deve a uma conexão mais profunda e estável, devido a uma maior área de união entre as paredes do intermediário e as paredes internas do implante.37 Basicamente a conexão morse apresenta um comportamento biomecânico diferente da conexão externa, uma vez que na conexão cônica o carregamento é suportado principalmente pela interface. Esta impede a movimentação do intermediário, promovendo estabilidade do conjunto através das forças friccionais. Diferentemente, uma configuração de hexágono externo propicia um travamento rotacional, mas não há um travamento positivo, dessa maneira o carregamento lateral é absorvido principalmente pelo parafuso do intermediário.34
A concentração de tensões na interface de ambas conexões, reflete a forma e a intensidade que estas serão transmitidas ao osso circundante.26,38 Os resultados desse estudo mostraram que conforme o
grau de inclinação dos implantes, quanto maior a inclinação, maior será a concentração de tensões no osso cortical. Tais resultados estão de acordo com os achados de Clelland et al.22 e Watanabe et al.21 Isso
provavelmente ocorre, pois a distância do centro de rotação do implante à resultante da força aplicada, aumenta à medida que a inclinação é mais acentuada, produzindo um maior torque no conjunto implante/prótese.16 Mostraram ainda, que a conexão externa transfere as tensões para uma maior área ao redor do conjunto implante prótese. Esse fato provavelmente está relacionado com a própria configuração da conexão de hexágono externo, ao qual permite uma maior micromovimentação entre o intermediário e o implante.19
Analisando os mapas de tensão Máxima Principal do osso cortical por uma vista inferior, observa-se a diminuição de tensões por tração quando comparadas as conexões, sobretudo nas cargas oblíquas. Estes resultados corroboram com outros estudos,34,39 que indicam que o
implante cone morse é mais resistente às cargas laterais devido a sua configuração. As tensões são distribuídas sobre toda a área de conexão como observado em estudos de elementos finitos.34,36,40 Esta redução de
tensões no osso periimplantar pode estar relacionada aos achados de estudos de acompanhamento,41,42 onde não houve perda progressiva do osso ao redor do implante nesse tipo de conexão.
Outro fator que pode ter influenciado nas baixas tensões apresentadas nos modelos com conexão cone morse, pode estar relacionado às coroas implantossuportadas cimentadas, já que, segundo Pietrabissa e colaboradores,43 o cimento pode atuar como um dissipador de tensões. O uso das coroas cimentadas, clinicamente, é mais indicada
em próteses unitárias com conexão cone morse, principalmente na região posterior, porque após o torque, o componente protético dificilmente afrouxará.3
Os resultados para o osso trabecular mostraram um aumento nas concentrações de tensão por tração conforme o aumento da inclinação do implante, coincidindo com as áreas de maiores tensões no osso cortical. Provavelmente, essa transmissão de tensões pelos tecidos ósseos resulta em perdas, o que clinicamente é chamado de saucerização. No caso de continuidade desse fenômeno, progressão da perda óssea vertical, pode- se chegar à perda do implante.44 Quando comparados os tipos de
conexão, na carga axial os modelos comportaram-se de maneira semelhante. Para a carga oblíqua os modelos cone morse apresentaram menores áreas de tensão.
A utilização do hexágono externo não está contra-indicada, pois teoricamente está dentro dos limites fisiológicos45, entretanto os
resultados desse estudo mostraram relativamente um aumento de tensões principalmente com os implantes inclinados quando utilizadas conexão externa, que somados a outros fatores de risco e se tratando de prótese unitária podem inviabilizar a utilização. Com certeza é necessário um planejamento reverso.
3.6 Conclusão
Com base na metodologia empregada e nos resultados obtidos, foi possível concluir que:
1. Com o aumento da inclinação do implante, aumentaram-se as tensões independentemente do tipo de conexão.
3.7 Referências
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*O artigo está de acordo com as normas da Revista The International Journal of Oral and Maxillofacial Implants(Anexo B)
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ANEXO A - Detalhamento e ilustrações da Metodologia: Confecção dos modelos
9 Método dos elementos finitos
A metodologia utilizada para este estudo foi o método dos elementos finitos tridimensionais. A análise pelo método dos elementos finitos foi inicialmente aplicada nos anos 60 para resolver problemas estruturais na indústria aeroespacial. Desde então, suas aplicações têm sido estendidas para a resolução de problemas de transferência de calor, fluxo de fluidos, transporte de massa e no campo electromagnético14.
Este método é uma técnica pela qual pode-se reproduzir matematicamente o comportamento de um sistema físico determinado, ou seja, um protótipo físico pode ser estudado mediante a criação de um modelo matemático preciso. Para isso, necessitamos de um modelo com uma representação geométrica da estrutura física real a ser estudada10.
Esta representação é construída através da divisão do corpo, em um número discreto de elementos através de um procedimento denominado discretização. Estes elementos são unidos entre si através de pontos denominados “nós”, formando uma rede ou malha. O estudo das tensões geradas sobre este modelo após sua fixação, quando da aplicação de uma força, é calculada em cada um destes elementos e a integração do comportamento de cada elemento, resulta na determinação
da resposta da estrutura à solicitação externa com a formação de áreas de tensão14,10.
9 Softwares utilizados
Solidworks
O SolidWorks é um modelador sólido paramétrico 3D que permite a construção de modelos tridimensionais muito próximos da realidade. Possui uma serie de ferramentas, que permitem o desenvolvimento de peças e sua montagem, além de diversas funções como permitir o trabalho com chapas, moldes, estruturas metálicas e superfícies.
Rhinoceros
O Rhinoceros 3D é um software de modelagem tridimensional; que