MATERIAIS E MÉTODOS

O Método dos Elementos Finitos é um método computacional efetivo que tem sido adaptado da Engenharia para a biomecânica dos implantes dentais. A partir dele é possível calcular e visualizar tensões e deformações em estruturas complexas submetidas a simulação de cargas. Com o MEF, muitas otimizações dos aspectos e características dos desenhos dos implantes têm sido prognosticadas, podendo ser aplicadas a novos sistemas no futuro.

Neste trabalho, o programa Ansys Revisão 5.7^® foi utilizado para desenvolver a modelagem tridimensional do segmento posterior de uma mandíbula, composta por três pré-molares unidos e isolados (FIG. 1 e 2).

FIGURA 2 - Linhas do modelo 2 (três pré-molares isolados)

O modelo 3-D do MEF é uma representação aproximada de uma geometria in

vivo, com características físicas de um modelo real. Foram modelados uma coroa de segundo pré-molar inferior e um implante ITI Straumann®, de 6,00mm de comprimento, 4,1mm de diâmetro, com plataforma de 4,8mm. Adaptado ao implante, foi inserido um intermediário protético do tipo pilar sólido (ITI Strauman^®), com altura de 4,0mm, que recebeu uma coroa protética de um segundo pré-molar inferior, seguindo as especificações do fabricante e de acordo com o diâmetro da plataforma, para ser analisado a partir de duas configurações. A primeira contempla três implantes unidos. A segunda contempla três implantes isolados. O modelo apresenta algumas simplificações em sua geometria, sem correr risco de alterar os resultados em relação à forma dos implantes, com e sem roscas inseridos no osso, pelo simples fato de que a avaliação de tensões resultantes não será realizada em um ponto da rosca, mas na sua distribuição na interface osso-implante, mandíbula, componentes protéticos e cortical que envolve o implante.

A partir dessa geometria básica foram criados os volumes representativos dos implantes, pilares intermediários e coroas protéticas (FIG. 3 a 7). As coroas protéticas foram confeccionadas em porcelana . Entre a porcelana e o intermediário foi simulada uma superfície metálica de uma liga não nobre de NiCr.

FIGURA 4 – Volumes - Modelo 2

FIGURA 6 - Volume dos implantes

Foi modelada uma coroa protética com as mesmas dimensões das coroas presentes nos segundos pré-molares inferiores, tendo sido escolhida para este estudo a conexão do tipo rígida, conforme Lin.¹⁵ As dimensões principais segundo Ash & Nelson3 foram adotadas. No entanto, a modelagem do segundo pré-molar inferior é simbólica, prestando-se apenas à aplicação de cargas. A modelagem perfeita exige medidas adicionais feitas em espécime e radiografias.

Após a criação de todos os volumes apresentados, os modelos foram finalizados a partir de duas configurações:

PFIS contendo três implantes unidos – modelo 1 (FIG. 8);

PFIS contendo três implantes isolados – modelo 2 (FIG. 9, 10 e 11).

FIGURA 9 - Volumes - Modelo 2 (vista vestibular)

FIGURA 11 - Volumes da prótese fixa contendo 3 implantes e cortical

A partir da geometria básica criada e da atribuição das propriedades elásticas dos diversos materiais e estruturas associadas, procedeu-se à geração da malha de elementos finitos composta de 230.537 nós para o modelo 1, e de 230.201 nós para o modelo 2, bem como de 166.799 elementos para o modelo 1, e de 166.387 elementos para o modelo 2 (FIG. 12 e 13).

FIGURA 13 - Malha de elementos finitos do modelo 1

TABELA 1

Dados quantitativos dos modelos 1 e 2

Três implantes unidos

Modelo 1 ^{Três implantes isolados} Modelo 2

Keypoints 555 493 Linhas 1.414 1.246 Áreas 1.054 952 Volumes 191 189 Nós 230.537 230.201 Elementos 166.799 166.387

Foi realizada a modelagem geométrica em 3-D de uma PFIS, composta por 3 implantes e estruturas protéticas, atribuindo-se aos diversos materiais as suas respectivas propriedades elásticas e o coeficiente de Poisson, utilizando-se valores aproximados encontrados na literatura,^{27,5,19,14,25,29,17,10,8} conforme a TAB. 2.

TABELA 2

Propriedades elásticas dos vários materiais que compõem os modelos 1 e 2

Material ^{Módulo de Elasticidade} _(MPa) Coeficiente de Poisson

Titânio 110.000,0 0,35

Osso cortical 13.700,0 0,30

Osso medular 1.370,0 0,30

Níquel-cromo 204.000,0 0,30

Porcelana 66.900,0 0,29

As propriedades elásticas dos materiais foram adotadas no regime linear, em cuja hipótese a deformação dos corpos elásticos é proporcional à força aplicada. Além disso, essas propriedades foram consideradas constantes e isotrópicas (iguais em todas as direções). As estruturas foram modeladas como um corpo único, considerando-se as uniões entre os componentes como rígidas, não permitindo qualquer movimentação entre os mesmos, ou seja, ausência de desajuste (gap), resultando numa análise estática (cargas constantes ao longo do tempo) e linear (deformações proporcionais às tensões).

O estudo da Biomecânica aplicada à Odontologia analisa a distribuição de tensões para o osso quando os dentes estão ocluindo. Tem-se observado clinicamente que forças laterais não são bem toleradas pelas estruturas dentárias e ósseas como ocorre nas forças axiais. Dessa maneira, optou-se por aplicar uma carga vertical de 100N na face oclusal em todo o conjunto protético, aplicada e distribuída uniformemente, simulando uma função mastigatória, com bolo alimentar interposto, para posterior análise de tensões e deformações das estruturas. A carga de 100N foi dividida pelas superfícies oclusais, proporcionalmente, de acordo com a quantidade de elementos das respectivas superfícies (FIG. 14).

FIGURA 14 - Carregamento nodal equivalente a 100N para os modelos 1 e 2

A distribuição interna de tensões e deformações obtida via MEF quantifica a magnitude dessas tensões no modelo, proporcionando dados para comparação com observações clínicas. Trata-se de um método de simulação matemática da realidade e, portanto, não invasivo.

RESULTADOS

Os modelos idealizados foram submetidos a uma carga vertical, cujo efeito nas tensões foi avaliado qualitativa e quantitativamente em N/mm²(MPa). Através das imagens geradas pelo programa utilizado, foi possível compreender a distribuição das tensões no tecido ósseo, componentes protéticos e estruturas associadas.

Os resultados quantitativos estão resumidos na TAB. 3 com as plotagens das tensões de Von Mises (SEQV) para as coroas isoladas e esplintadas nos três implantes. Constam também da tabela os resultados do deslocamento máximo do conjunto (DMX).

TABELA 3

Resultados quantitativos das tensões de Von Mises

Região ^{Modelo 1 - Coroas esplintadas Modelo 2 - Coroas isoladas}

Seqv (MPa) DMX (µ) Seqv (MPa) DMX (µ)

Global 13 2,5 10,1 2,9

Metal 12 2,5 9,7 2,9

Porcelana 10 2,5 4,3 2,9

Implantes/cortical 8 2,5 10,1 2,9

Análises das tensões equivalentes de Von Mises na interface osso-implante revelaram que a tensão máxima (MX) ocorreu na crista óssea do osso cortical do implante intermediário no modelo 2, sendo 20% maiores do que no modelo 1 (FIG 15 a 17).

FIGURA 17 - SEQV global no modelo 2

Para o modelo 1, essas tensões equivalentes foram localizadas na área proximal da intersecção da barra metálica (FIG 18 a 20).

FIGURA 18 - SEQV metal no modelo 1

FIGURA 20 - SEQV global no modelo 1

Em uma análise qualitativa, pode-se observar que o deslocamento vertical (UY) das coroas esplintadas deu-se em menor proporção em relação às coroas isoladas devido à maior rigidez da estrutura (FIG 21 e 22).

FIGURA 21 - Deslocamentos UY (verticais) no modelo 1

Na plotagem das estruturas isoladas que compõem os modelos, verifica-se que o deslocamento máximo (DMX) do modelo 1 é 0,4µ menor que o modelo 2 devido à sua maior rigidez, tanto na análise global quanto isoladamente para metal, porcelana e implantes-cortical. Para as tensões equivalentes (SEQV), o modelo 1 apresentou valores 20% maiores para o metal em relação ao modelo 2. Para porcelana, o modelo 2 quase não sofre tensões, devido à sua menor rigidez estrutural.

A localização do valor máximo das tensões equivalentes nas estruturas dos modelos 1 e 2 indica que valores 20% maiores no modelo 2 não ultrapassam o limite de escoamento do titânio, e, portanto, não se faz necessária a esplintagem dos implantes para melhor distribuição das tensões.

DISCUSSÃO

Frequentemente, implantes curtos são inseridos em regiões com dimensões ósseas (altura e espessura) inadequadas. Os implantes exibem maiores riscos de insucesso em áreas da mandíbula, onde a densidade óssea é baixa, a altura óssea é reduzida e as cargas funcionais são altas.

Recentemente, o uso de implantes curtos tem sido proposto como uma alternativa para facilitar a confecção de restaurações protéticas em mandíbulas reabsorvidas. Embora implantes curtos tenham sido associados a baixas taxas de sucesso,4,31,30 estudos recentes sugerem que eles podem alcançar o mesmo nível de sucesso dos longos.12,2,13,20 Artigos que focalizaram apenas implantes curtos indicaram que estes apresentam resultados similares aos obtidos com implantes longos, com taxas de sobrevivência de 88-100%.26,6,7,9,13,20,12,24

No presente estudo, utilizando implantes de 6mm, o estresse ósseo foi concentrado na cortical da crista óssea na interface osso-implante. No osso medular, a tensão é toda dissipada no seu corpo, devido ao seu maior volume, tornando-se insignificante. Consequentemente, qualquer variação do comprimento do implante no osso medular exerce pouca influência no estresse ósseo, uma vez que, quando o implante é carregado, a maior parte do estresse é distribuído no nível das primeiras roscas para o osso cortical. Portanto, estando uma mínima altura do implante osseointegrada, a largura do implante é mais importante na distribuição das tensões do que um aumento no comprimento.^13,2

O estudo de Petrie & Willians,22 também utilizando o MEF, mostrou que, se o objetivo é minimizar as tensões na crista óssea alveolar, um implante largo, relativamente longo e não cônico é a melhor escolha. Os três fatores: diâmetro, comprimento e conicidade estão interrelacionados, porém a influência do diâmetro nas tensões sobre a crista prevalece sobre os fatores comprimento e conicidade.

Alguns fatores de risco, tais como elevação na altura da coroa e forças mais altas de mordida, podem aumentar o estresse, quando se utilizam implantes curtos. Para melhorar a situação biomecânica, é necessário encontrar métodos para reduzir as tensões nos implantes. Eliminar ou minimizar as forças laterais nas próteses e distribuir as forças pela esplintagem múltipla de implantes têm-se mostrado eficientes na redução do estresse nos implantes.¹⁸ No entanto, a esplintagem dos implantes no presente estudo gerou apenas tensões 20% menores, devido à sua maior rigidez, não sendo quantitativamente significante. Tal resultado é corroborado pelo estudo de Maló et al,¹⁶ que mencionaram que a esplintagem de implantes não constituiu um fator relacionado ao sucesso dos implantes curtos. A perda óssea após um ano foi comparável à de implantes longos, reafirmando o entendimento de que a maior parte da carga transferida ao osso ocorre nos primeiros milímetros do comprimento dos implantes, não havendo necessidade da utilização de implantes longos se a osseointegração estiver presente.¹³ Segundo Geng et al,¹¹ carga em um ponto da prótese causa concentração de estresse em todos os implantes esplintados, em variados graus.

Entretanto, Misch et al18 e Anitua et al2 concordam que as coroas esplintadas sobre implantes transmitem menos estresse para a interface osso-implante, resultando em taxas de sobrevivência mais altas (98,9% e 99,2%, respectivamente).

Adicionalmente, cargas que levam a movimentos na ordem de 100 a 200 mícrons podem inibir o crescimento ósseo, induzir a formação de uma camada fibrótica e aumentar o risco de perda do implante.²

Na tentativa de compreender tantas diferenças entre as taxas de sobrevivência de implantes curtos e longos, vários fatores têm sido sugeridos: estabilidade primária dos implantes, habilidade do cirurgião, superfície do implante e qualidade óssea do paciente. Griffen & Cheung¹³ propõem que a altura do rebordo tenha um mínimo de 6mm para a estabilização primária dos implantes. É válido lembrar que os artigos dedicados a implantes curtos, publicados entre 2003 e 2005, relataram taxas de sobrevivência variando entre 94,6%-99,4%, o que pode ser

explicado pelo tratamento de superfície dos implantes.24 Os desenhos e propriedades dos implantes atuais e sua condição de superfície podem modificar a porcentagem de contato osso-implante. Isso é de grande importância porque, quanto maior a porcentagem de contato ósseo, menor estresse é aplicado à interface osso-implante, e consequentemente maior sucesso a longo prazo será alcançado.

Um problema que necessita ser avaliado é a desfavorável proporção coroa-implante em arcos extremamente atróficos. A altura da coroa funciona como um cantilever vertical. Isso leva não somente a momentos de força mais altos nos implantes, mas também resulta em restaurações protéticas largas, que podem ser pesadas, esteticamente insatisfatórias e desconfortáveis para os pacientes.

Os fracassos dos implantes não devem ser avaliados por um único fator. Podem estar associados à pobre qualidade óssea, comprimento e diâmetro reduzidos, parafunção, gênero, infecções, área de implantação etc. Alguns desses fatores podem ser mais importantes que outros, mas a maioria das complicações residem na associação de dois ou mais fatores.²¹ O comprimento curto dos implantes, embora sendo um fator de risco, poderá comprometer o sucesso clínico, se for associado a outros fatores de risco. Infelizmente os dados apresentados pela maioria dos estudos revisados não permite uma análise a longo prazo dos insucessos relacionados ao comprimento dos implantes.

Um fator complicador na análise do estresse por elemento finito é a especificação das condições de interação entre as partes. Perfeita união não é uma suposição correta para implantes dentais e para condições específicas. Eventualmente mais deformação pode ser esperada sobre cargas. Numa análise estrutural do complexo implante-intermediário, a abordagem linear não evidencia o comportamento mecânico real dos implantes, particularmente sobre forças de flexão.¹

Em estudos de carga oclusal estática, é necessário incluir forças oclusais oblíquas para se encontrar um modelamento mais realístico.¹¹ Nosso estudo lidou apenas com cargas verticais estáticas, simulando o bolo alimentar, sobre toda superfície das coroas, uma vez que toda carga funcional é axializada, tendo 20% de decomposição lateral, que é neutralizada na área proximal.²⁸

Informações sobre as taxas individuais de sucesso para vários comprimentos dos implantes deveriam ser coletadas e analisadas em estudos futuros, uma vez que

as atuais são escassas. Além disso, faltam na literatura dados suficientes relacionados ao sucesso de implantes curtos utilizados isoladamente.

CONCLUSÕES

De acordo com os achados deste estudo, foi possível concluir que:

1. O modelo 1 é mais rígido do que o modelo 2 e, portanto, sofre deslocamentos menores;

2. O modelo 1 apresenta tensões concentradas na barra metálica, enquanto o modelo 2 evidencia tensões na região de contato entre o implante central e a cortical;

3. O modelo 2 apresenta tensões 20% maiores do que o modelo 1 na região de contato entre o implante central e a cortical;

4. Implantes curtos de 6mm podem ser utilizados, mas ainda preferencialmente unidos;

5. Esta análise teórica mostrou que próteses esplintadas exibiram valores desprezíveis de tensões em relação às próteses isoladas;

6. A utilização criteriosa de implantes curtos reduz a necessidade de procedimentos especiais, como enxertos ósseos, que aumentam os custos e podem gerar alta morbidade;

7. As informações contidas neste estudo podem ajudar os clínicos na tomada de decisões, visando ao sucesso, a longo prazo, na terapia com implantes;

8. O uso seguro de implantes curtos deverá tornar a terapia com implantes mais simples e acessível para um maior número de pacientes e profissionais;

9. O Método dos Elementos Finitos é uma ferramenta computacional efetiva, podendo futuramente ser aplicada a novos sistemas de implantes.

ABSTRACT

Tooth replacement for implants in partially edentulous jaws has currently become an alternative to traditional therapies, such as removable partial dentures

and fixed teeth supported prosthesis. Reduced bone height frequently is a challenge in the substitution of tooth for implants, particularly in partially posterior edentulous patients. Recent publications on clinical results using short implants have been negative and suggest its use may be limited. Using the Finite Element Method we modeled two fixed prosthesis over implants, containing 3 implants ITI with 6mm length each. In model 1, the crowns are rigid splinted, and in model 2 they are isolated. A 100N uniform vertical load is applied to the occlusal surface of the prosthetic set, simulating functional chewing. The analysis of principal tensions (Von Mises) in both models showed that for model 1, tensions are concentrated in the metallic bar in proximal areas. For model 2, tensions are concentrated in the contact region between the central implant and cortical bone. However, simulated tensions are not significant; leading us to conclude short implants can be used in isolation to substitute teeth in atrophic jawbones.

Keywords: Finite Element Analysis. Biomechanics. Stress. Short dental implants.

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