faculdade imed mestrado em odontologia pedro henrique … henrique wentz... · 2019-04-26 ·...
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FACULDADE IMED
MESTRADO EM ODONTOLOGIA
PEDRO HENRIQUE WENTZ TRETTO
AVALIAÇÃO DAS TENSÕES E DEFORMAÇÕES GERADAS COM O
USO DE IMPLANTES E PILARES DE MATERIAIS ALTERNATIVOS
AO TITÂNIO
DISSERTAÇÃO
PASSO FUNDO
2018
PEDRO HENRIQUE WENTZ TRETTO
AVALIAÇÃO DAS TENSÕES E DEFORMAÇÕES GERADAS COM O
USO DE IMPLANTES E PILARES DE MATERIAIS ALTERNATIVOS
AO TITÂNIO
Dissertação apresentada ao Programa de Pós-Graduação em Odontologia da Faculdade IMED, como requisito parcial à obtenção do título de Mestre em Odontologia
Professor orientador: Prof. Dr. Ataís Bacchi
PASSO FUNDO, 2018
CIP – Catalogação na Publicação
T799a TRETTO, Pedro Henrique Wentz
Avaliação das tensões e deformações geradas com o uso de implantes e pilares de materiais alternativos ao titânio / Pedro Henrique Wentz Tretto. – 2018.
47 f., il.; 30 cm. Dissertação (Mestrado em Odontologia) – Faculdade IMED, Passo
Fundo, 2018. Orientador: Prof. Dr. Ataís Bacchi.
1. Odontologia – Titânio. 2. Implantes dentários. 3. Odontologia – Estresse mecânico. I. BACCHI, Ataís, orientador. II. Título.
CDU: 616.314-089.843
Catalogação: Bibliotecária Angela Saadi Machado - CRB 10/1857
PEDRO HENRIQUE WENTZ TRETTO
Avaliação das Tensões e Deformações Geradas por Materiais Emergentes
Utilizados para a Confecção de Implantes Dentários e Pilares Protéticos: Análise
Tridimensional de Elementos Finitos de Múltiplas Variáveis
Dissertação apresentada ao Programa de Pós-Graduação em Odontologia da Faculdade IMED, como requisito parcial à obtenção do título de Mestre em Odontologia
Data da defesa: 18/12/2018
Banca examinadora:
___________________________________________________________________
Orientador Prof. Dr. Ataís Bacchi – Faculdade Meridional – IMED, Passo Fundo – RS.
___________________________________________________________________
Prof. Dr. Aloísio Oro Spazzin – Faculdade Meridional – IMED, Passo Fundo – RS.
___________________________________________________________________
Profª. Dra. Ana Paula Farina – Universidade de Passo Fundo – UPF, Passo Fundo –
RS.
Agradecimentos
À Faculdade Meridional (IMED), representada pelo seu Diretor Geral Prof. Dr.
Eduardo Capellari, o meu agradecimento.
À Escola de Odontologia, representada pelo seu Diretor Prof. Doutor Leodinei
Lodi, o meu agradecimento.
Ao Programa de Pós-Graduação em Odontologia, representado pela sua
Coordenadora Profª. Dra. Graziela Oro Cericato, o meu agradecimento.
Ao meu orientador Prof. Dr. Ataís Bacchi pela grande amizade, por todo
conhecimento passado e pela orientação e apoio na execução deste trabalho. A todos
professores do mestrado, pelos dois anos de muito aprendizado e crescimento
pessoal. Ao Prof. Mateus Bertolini Fernandes Dos Santos pelos ensinamentos
passados e pela colaboração neste trabalho.
A Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior – CAPES,
pela disponibilização de bolsa para execução do mestrado.
A minha família pelo apoio, suporte e confiança que sempre depositaram em
mim. Vocês foram fundamentais novamente, para o alcance de mais uma conquista.
Aos colegas de classe: Alânia, Carla, Gustavo, Kelly, Luiza, Rafaela, Ricardo e
Rodrigo, pela amizade e por essa excelente turma que formamos.
E um agradecimento especial aos queridos colegas bolsistas do PPGO ano
2018, Angélica, Elenusa, Emanuela, Letícia, Michele e Volni, pela verdadeira família
que formamos nesse ano de muita amizade e ajuda mútua. Fico muito feliz por ter tido
a oportunidade de convívio diário com pessoas tão fantásticas como vocês.
Notas Preliminares
O projeto de pesquisa relacionado à esta dissertação foi apresentado a banca
de qualificação no dia 12 de dezembro de 2017 e aprovado pela Banca Examinadora
composta pelos Professores Doutores Ataís Bacchi, Aloísio Oro Spazzin e Gabriel
Kalil Rocha Pereira.
RESUMO
TRETTO, Pedro Henrique Wentz. Avaliação das tensões e deformações geradas
por materiais emergentes utilizados para a confecção de implantes dentários e
pilares protéticos: análise tridimensional de elementos finitos de múltiplas.
2018. 48 p. Dissertação (Mestrado em Odontologia) – Programa de Pós-Graduação
em Odontologia. Faculdade Meridional, Passo Fundo, 2018.
Objetivo: O objetivo deste estudo foi avaliar os fatores relacionados aos implantes
modernos de materiais alternativos ao titânio, frente a diferentes macrogeometrias,
quanto à tensão e deformação óssea frente a aplicação de carga, por análise de
elementos finitos (AEF) sem simplificações de interface e de propriedade dos
materiais. Materiais e métodos: Modelos tridimensionais foram criados para simular
a situação clínica de reposição a um incisivo central superior com implantes, portanto
em osso tipo III, e coroa unitária provisória, suportando uma carga obliqua de 100N.
Os parâmetros da AEF estudados foram: implantes – cônico de roscas trapezoidais e
cilíndrico de roscas triangulares (4,3 mm de largura e 11 mm de comprimento);
materiais – titânio, titânio poroso, titânio-zircônia, zircônia, compósito de fibra de vidro
reforçado (CFVR) e polieteretercetona (PEEK). Dados de von Mises, cisalhamento,
tensões principais máxima e mínima no tecido ósseo peri-implantar foram
comparados. Resultados: Quando simulados implantes de diferentes materiais e pilar
de titânio, a tensão no implante foi maior quando CFVR foi usado; no tecido ósseo, a
tensão foi amplificada quando utilizado CFVR e PEEK. Quando simulado implante e
pilar protético de mesmo material, as tensões nos pilares foram menores com CFVR
e PEEK, porém no tecido ósseo foram maiores com os mesmos materiais. E quando
simulados pilares protéticos de diferentes materiais associados a um implante de
titânio, pilares de PEEK e CFVR levaram a maior concentração de tensão no implante
e maior tensão máxima principal tem tecido ósseo. Conclusão: Houve uma tendência
de maior tensão e deformação em tecido ósseo causada por materiais de menor
módulo de elasticidade (principalmente para PEEK e CFVR). Os mesmos
apresentaram também maior concentração de tensões no implante (especialmente
CFVR). Implantes de zircônia levaram a menores tensões no tecido ósseo. Pilares
menos rígidos (CFVR e PEEK) associados a implantes de Titânio levaram a tendência
de maior tensão no implante e em tecido ósseo. A macrogeometria cônica apresentou
a tendência de maior concentração de tensão no implante e no tecido ósseo.
Palavras-chave: Análise de Elementos Finitos; Implantes Dentários; Titânio; Estresse
Mecânico.
ABSTRACT
TRETTO, Pedro Henrique Wentz. Evaluation of stress and deformation generated
by emergent materials used for the production of dental implants and prosthetic
abutments: three - dimensional finite elements analysis of multiple variable.
2018. 48 p. Dissertation (Master degree in Dentistry). Graduate Program in Dentistry.
Meridional Faculty, Passo Fundo, 2018.
Objective: The aim of this study was to evaluate the factors related to modern implants
of alternative materials to titanium, in face of different macrogeometries, in terms of
stress and bone deformation with load application, by finite element analysis (FEA)
without interface simplification. Materials and methods: Three-dimensional models
were created to simulate the clinical situation of replacement to an upper central incisor
with implants, therefore in type III bone, and a provisional single crown, supporting an
oblique load of 100N. The FEA parameters studied were: implants – tapered of
trapezoidal threads and cylindrical of triangular threads (4.3 mm wide and 11 mm long);
materials – titanium, porous titanium, titanium-zirconia, zirconia, reinforced fiberglass
composite (RFC) and polyetheretherketone (PEEK). Von Mises, shear, maximum and
minimum principal stress in the peri-implant bone were compared. Results: When
simulated implants of different materials and titanium abutment, the implant stress was
higher when RFC was used, in the bone tissue the stress was amplified when using
RFC and PEEK. When simulated implant and prosthetic abutment of the same
material, the stress in the abutments were lower with RFC and PEEK, but in bone
tissue were higher with the same materials. When simulated prosthetic abutments of
different materials associated with a titanium implant, PEEK and RFC abutments led
to higher stress concentration in the implant and bone tissue. Conclusion: There was
a trend of increased stress and deformation in bone tissue caused by materials with
lower modulus of elasticity (mainly for PEEK and RFC). They also presented higher
concentration of stresses in the implant (especially RFC). Zirconia implants led to lower
stress and strains in bone tissue. Less rigid abutments (RFC and PEEK) associated
with Titanium implants led to the trend of higher stress in the implant and in bone tissue.
The conical macrogeometry showed a trend of higher stress concentration in the
implant and bone tissue.
Key Words: Finite Element Analysis; Dental Implants; Titanium; Stress, Mechanical.
SUMÁRIO
1. INTRODUÇÃO ...................................................................................................... 13
2. ARTIGO ................................................................................................................ 17
Resumo ................................................................................................................. 17
Introdução ............................................................................................................ 19
Materiais e Métodos............................................................................................. 22
Geração dos Modelos Sólidos ........................................................................ 22
Simulação Numérica ........................................................................................ 23
Análise dos resultados .................................................................................... 23
Resultados ........................................................................................................... 24
Discussão ............................................................................................................. 25
Conclusão ............................................................................................................ 29
Referências Bibliográficas .................................................................................. 30
Tabelas e Figuras................................................................................................. 36
3. CONSIDERAÇÕES FINAIS .................................................................................. 45
REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS ......................................................................... 46
13
1. INTRODUÇÃO
Em 1983, Brånemark sugeriu que os maxilares edêntulos fossem reabilitados
com próteses fixas suportadas por implantes dentários, seguindo o princípio da
osseointegração.[1] Método este que foi concebido para garantir a ancoragem
permanente de próteses dentárias, evitando assim, distúrbios sociais, estéticos e
funcionais como a retenção limitada que próteses removíveis totais ou parciais podem
vir a apresentar.[1–3]
A osseointegração é definida histologicamente como uma íntima conexão
estrutural e funcional entre osso e implante dentário, sendo diretamente responsável
pelo sucesso dos implantes em longo prazo.[4,5] Pode ser dividida em duas etapas,
a primeira etapa é mecânica, onde ocorre um travamento inicial que dependerá
diretamente do formato do implante dentário e das características ósseas do paciente,
definida como estabilidade primária. A segunda etapa é biológica, e se dará pelo
processo de cicatrização e remodelação do tecido ósseo, definida como estabilidade
secundária.[6,7]
Sendo o tecido ósseo particularmente importante para a obtenção da
osseointegração, o entendimento de suas características é um ponto fundamental
para o êxito na implantodontia. Sua qualidade pode estar relacionada com a posição
no arco dentário, a mandíbula geralmente apresenta uma camada cortical mais densa
e espessa do que a maxila, e ambas, tendem a apresentar uma camada mais fina e
porosa posteriormente, da mesma forma, o osso trabecular é mais denso na
mandíbula do que na maxila, se tornando nas duas, mais poroso posteriormente.[8] A
densidade do osso disponível em um sítio é um fator determinante para o plano de
tratamento, assim, Misch[9] propôs um sistema de classificação baseado nessa
questão, sendo quatro variantes: osso do tipo D1 – osso cortical denso; osso do tipo
D2 – osso cortical denso, espesso e poroso na margem e trabecular grosso no seu
interior; osso do tipo D3 – osso com margem cortical porosa mais fina e um osso
trabecular fino no seu interior e osso do tipo D4 – quase não apresenta margem
cortical na crista, sendo mais encontrados os ossos tipo D2 e D3.[9]
Os implantes vêm sendo amplamente utilizados para reabilitações bucais onde
se encontra elementos dentários ausentes. A alta previsibilidade para o tratamento
14
reabilitador, com índice de sucesso de cerca de 94,6%, encontrada em recente
revisão sistemática, contendo estudos com acompanhamento de até 20 anos, nos
permite lançar mão dessa opção de tratamento com segurança.[13] Isso não exclui a
necessidade de entendimento das causas de falha dos implantes dentários, esse
mesmo trabalho traz dados que a partir de 15 anos os índices de sobrevivência
diminuem (16 anos – 88.8% e 20 anos – 91.2%) e que aproximadamente 70% das
perdas de implante ocorreram após a colocação do pilar protético e o início do suporte
da carga protética, demonstrando que um maior número de falhas acontece após o
início função do implante.[13] Em outras palavras, as complicações mecânicas
excedem em número os problemas biológicos na implantodontia.[13–15]
Do ponto de vista biomecânico, a osseointegração bem-sucedida dos implantes
dentários depende da maneira como as tensões mecânicas e as deformações são
transferidas para os ossos e tecidos circundantes. Entre os fatores que afetam a
distribuição das tensões e a transferência de deformação, podemos incluir o tipo de
carga recebida, o tipo de interface osso/implante presente, o comprimento e o
diâmetro do implante, a geometria do implante e sua superfície, e a qualidade e
quantidade de osso circundante.[16]
As cargas recebidas pelos implantes dentários são transferidas aos tecidos de
suporte, dessa forma, o macrodesign tem como objetivo principal, dissipar as tensões
geradas de maneira adequada aos tecidos circundantes.[17] Seu projeto deve
maximizar o contato inicial, aumentar a área de superfície e facilitar a dissipação de
tensões na interface osso/implante,[18] ficando claro sua importância na otimização
biomecânica.[19] Os implantes dentários que proporcionarem instalação otimizada,
melhor distribuição das tensões e menores graus de micromovimentos, melhorando
as condições de remodelação óssea e de carregamento, serão cruciais na reabilitação
com implantes.[20]
Um princípio da engenharia chamado de análise de feixe de compósito
estabelece que quando dois materiais de diferentes módulos de elasticidade são
colocados juntos sem nenhum material interferente e um é carregado, um aumento
do perfil da tensão será observado onde os dois materiais entram em contato primeiro.
Assim, na interface osso/implante, esses perfis de tensão são de maior magnitude na
região da crista óssea, e nos mostra a relevância do material utilizado na confecção
do implante dentário.[21]
15
Por cerca de cinco décadas, implantes dentários de titânio puro ou compostos
de ligas de titânio vem sendo considerados o padrão ouro na implantodontia, obtendo
taxas de sobrevivência de 93% a 95% após 10 anos de carregamento com uma
restauração fixa.[22,23] Buscando melhorar o desempenho de fadiga de implantes de
diâmetro estreito, utilizados para tratamentos em zonas críticas, foi desenvolvida uma
nova liga, titânio-zircônia, que apresentou taxas de sucesso e de reabsorção óssea
peri-implantar semelhantes ao titânio[24] e módulo de elasticidade ligeiramente
inferior.[25] Apesar dos altos índices de sucesso encontrados, os implantes de titânio
apresentam algumas desvantagens, como potencial de descoloração do tecido
gengival peri-implantar e possível hipersensibilidade.[26] Outro ponto desfavorável é
o alto módulo de elasticidade em comparação ao tecido ósseo, que resultando na
pesquisa de uma liga que apresentasse níveis mais próximos ao do osso, chegando
ao titânio poroso, com destaque para a liga titânio-nióbio com 70% de porosidade, que
apresentou boa biocompatibilidade e permitiu maior crescimento ósseo, e também
demonstrou resistência à corrosão superior ao titânio puro.[27]
Como material alternativo as ligas metálicas, a cerâmica, mais especificamente
a zircônia tetragonal estabilizada com ítria, uma cerâmica policristalina, surge
apresentando taxa de sobrevivência e perda óssea marginal promissores,
comparáveis aos encontrados com implantes de titânio.[28] Outro material alternativo
é o compósito reforçado por fibra, que estabeleceu nível de osseointegração
semelhante aos implantes de titânio[29] e apresenta como característica positiva
principal o baixo módulo de elasticidade, semelhante ao do osso, podendo levar a
uma faixa de tensão próxima a um nível de ótima estimulação de crescimento ósseo
e a uma distribuição mais uniforme que os implantes de titânio.[29–31] O
Polieteretercetona (PEEK) é outra possibilidade de substituição aos materiais
metálicos, principalmente por apresentar módulo de elasticidade semelhante ao
osso,[26,32,33] mas também alta estabilidade química e maior resistência a corrosão
e ao desgaste em comparação a liga Ti-6Al-4V.[34] Fica evidente a necessidade do
entendimento da dissipação das tensões geradas no tecido ósseo utilizando os
diferentes materiais alternativos ao titânio.
Para avaliar o comportamento de estruturas e tensões produzidas de forma
numérica, utilizamos um método computadorizado denominado análise de elementos
finitos (AEF). Foi primeiramente utilizada na área de engenharia,[35] mas vem sendo
amplamente utilizada na implantodontia, simulando condições clínicas que seriam
16
complicadas ou inviáveis de serem examinadas com outros métodos.[36] Com isso,
muitos trabalhos foram desenvolvidos utilizando diferentes metodologias para a AEF,
podendo levar a resultados diferentes quando uma mesma situação clínica é
testada.[37]
Simplificações na AEF como a definição de propriedades ósseas isotrópicas e
homogêneas, características de interface de linearidade e ausência de coeficiente de
fricção são usualmente encontradas na literatura,[36,38–40] a fim de facilitar a
modelagem no programas 3-D e os processamentos dos dados nos programas de
análise.[37] Questionamentos quanto a utilização dessas simplificações surgiram, e
com isso, pesquisas foram realizadas e mostraram que deve-se evitar usa-las, pois
causam influências relevantes nos resultados.[37,41]
Conforme referido anteriormente, a dispersão das tensões é um fator chave no
sucesso da osseointegração, assim, esse estudo tem como objetivo avaliar os fatores
relacionados aos implantes modernos de materiais alternativos ao titânio, com
diferentes macrogeometrias, quanto à tensão e deformação óssea frente a aplicação
de carga, por análise de elementos finitos sem simplificações de interface e de
propriedade dos materiais.
As hipóteses deste estudo foram as de que não haveria diferença na tensão no
pilar, implante, parafuso e na estrutura óssea causada pelos diferentes materiais
usados como (I) implante ou (II) pilar protético
17
2. ARTIGO
AVALIAÇÃO DAS TENSÕES E DEFORMAÇÕES GERADAS COM O USO DE
IMPLANTES E PILARES DE MATERIAIS ALTERNATIVOS AO TITÂNIO
Resumo
O objetivo deste estudo foi avaliar os fatores relacionados aos implantes modernos de
materiais alternativos ao titânio, frente a diferentes macrogeometrias, quanto à tensão
e deformação óssea frente a aplicação de carga, por análise de elementos finitos
(AEF) sem simplificações de interface e de propriedade dos materiais. Modelos
tridimensionais foram criados para simular a situação clínica de reposição a um
incisivo central superior com implantes, portanto em osso tipo III, e coroa unitária
provisória, suportando uma carga obliqua de 100N. Os parâmetros da AEF estudados
foram: implantes – cônico de roscas trapezoidais e cilíndrico de roscas triangulares
(4,3 mm de largura e 11 mm de comprimento); materiais – titânio, titânio poroso,
titânio-zircônia, zircônia, compósito de fibra de vidro reforçado (CFVR) e
polieteretercetona (PEEK). Dados de von Mises, cisalhamento, tensões principais
máxima e mínima no tecido ósseo peri-implantar foram comparados. Quando
simulado implantes de diferentes materiais e pilar de titânio, a tensão no implante foi
maior quando CFVR foi usado, no tecido ósseo a tensão foi amplificada quando
utilizado CFVR e PEEK. Quando simulado implante e pilar protético de mesmo
material, as tensões nos pilares foram menores com CFVR e PEEK, porém no tecido
ósseo foram maiores com os mesmos materiais. E quando simulados pilares
protéticos de diferentes materiais associados a um implante de titânio, pilares de
PEEK e CFVR levaram a maior concentração de tensão no implante e maior tensão
máxima principal tem tecido ósseo. Houve uma tendência de maior tensão e
deformação em tecido ósseo causada por materiais de menor módulo de elasticidade
(principalmente para PEEK e CFVR). Os mesmos apresentaram também maior
concentração de tensões no implante (especialmente CFVR). Implantes de zircônia
levaram a menores tensões no tecido ósseo. Pilares menos rígidos (CFVR e PEEK)
associados a implantes de Titânio levaram a tendência de maior tensão no implante e
em tecido ósseo. A macrogeometria cônica apresentou a tendência de maior
concentração de tensão no implante e no tecido ósseo.
18
Palavras-chave: Análise de Elementos Finitos; Implantes Dentários; Titânio;
Estresse Mecânico.
19
Introdução
O alto índice de sucesso dos implantes dentários, cerca de 94,6% em pelo
menos 10 anos[1] de acompanhamento, o tornou uma excelente opção para o
tratamento e reabilitação bucal de pacientes que apresentam elementos dentários
ausentes. Isso não exclui a necessidade de entendimento das causas de falha dos
implantes dentários, onde aproximadamente 70% das perdas ocorrem após a
colocação do pilar protético e início da carga oclusal.[1] Em outras palavras, as
complicações mecânicas excedem os problemas biológicos na implantodontia.[1–3]
É sugerido que a dissipação das tensões geradas pelas cargas oclusais na
interface osso/implante possa desempenhar um papel importante para o sucesso dos
implantes dentários.[4] Do ponto de vista biomecânico, a osseointegração bem-
sucedida dos implantes dentários depende da maneira como as tensões mecânicas e
as deformações são transferidas para os ossos e tecidos circundantes.[4] Entre os
fatores que afetam a distribuição das tensões e a transferência de deformação,
podemos incluir o tipo de carga recebida, o comprimento e o diâmetro do implante, a
geometria do implante e sua superfície, a qualidade e quantidade de osso
circundante[4] e o material de fabricação do implante.[5]
O titânio ainda é o material padrão ouro para utilização em implantes dentais,
essencialmente pela sua biocompatibilidade e habilidade de gerar osseointegração.[6]
No entanto, existe uma linha de pensamento que entende que este material possa ser
considerado como biomecanicamente incompatível, devido ao seu maior módulo de
elasticidade comparado ao do osso. Além disso, íons metálicos e detritos liberados
pelo material estão fortemente associados as tendências de corrosão do titânio em
condições fisiológicas,[7] e também podem estar relacionados com destruição óssea
peri-implantar.[8] Por isso, ligas alternativas com titânio têm sido desenvolvidas, tendo
diferentes linhas de interesse, como a busca de materiais de menor módulo de
elasticidade, mais próximo ao do tecido ósseo, e que não causem corrosão.
Duas novas ligas de titânio foram desenvolvidas. A liga de titânio-zircônia
apresentou taxas de sucesso e de reabsorção óssea peri-implantar semelhantes ao
titânio[9] e módulo de elasticidade ligeiramente inferior.[10] Já a liga de titânio-nióbio
com 70% de porosidade, conhecido como titânio poroso, alcançou módulo de
elasticidades mais próximo ao do osso, boa biocompatibilidade, maior crescimento
ósseo e demonstrou resistência à corrosão superior ao titânio puro.[11]
20
Apesar dos altos índices de sucesso encontrados com os implantes de titânio,
eles apresentam algumas desvantagens, como, potencial de descoloração do tecido
gengival peri-implantar e possível hipersensibilidade,[12] assim, materiais alternativos
ao titânio, livres de metal, também foram pesquisados.
A cerâmica, mais especificadamente a zircônia tetragonal estabilizada com
ítrio, uma cerâmica policristalina, surge apresentando alta taxa de sobrevivência e
pouca perda óssea marginal, comparáveis aos encontrados com implantes de
titânio.[13,14] Não há relatos de acúmulo substancial de bactérias.[14] Quanto as
propriedades mecânicas, possui resistência a fratura suficiente para suportar as
cargas mastigatórias. Além dos pontos biológicos e mecânicos, a zircônia se torna
uma alternativa estética aos implantes de titânio.[14]
Outro material alternativo ao titânio, o compósito de fibra de vidro reforçado,
estabeleceu nível de osseointegração semelhante ao padrão ouro,[15] e também,
apresentou como característica positiva, o baixo módulo de elasticidade, sendo
semelhante ao do tecido ósseo, podendo assim, levar a uma faixa de tensão próxima
a um nível de ótima estimulação de crescimento ósseo e a uma distribuição mais
uniforme que os implantes de titânio.[15–17]
Recentemente foi introduzido o polieteretercetona (PEEK), outra possibilidade
de substituição aos materiais metálicos, principalmente por apresentar módulo de
elasticidade mais próximo ao do tecido ósseo,[12,18,19] mas também alta estabilidade
química e maior resistência a corrosão e ao desgaste em comparação a liga Ti-6Al-
4V.[20] O PEEK não modificado é menos osseocondutivo e bioativo do que o
titânio,[21] porém, modificações formando um compósito com PEEK, podem alterar
esse quadro. O compósito polieteretercetona/nano-fluorohidroxiapatita é
citocompatível após tratamento de superfície, possui boa atividade antibacteriana e
desencadeia um conjunto de eventos in vitro que seguem o padrão temporal da
osteogênese, além disso, demonstra bioatividade melhorada, integração óssea e
contato osso/implante in vivo, o que abre caminho para o composto a base de PEEK
ser usado como material de implante dentário.[22]
As tensões causadas pelos diferentes materiais podem estar diretamente
associadas a macrogeometria do implante. As cargas recebidas pelos implantes
dentários são transferidas aos tecidos de suporte, dessa forma, a macrogeometria tem
como objetivo principal dissipar as tensões geradas de maneira adequada aos tecidos
circundantes,[23] e será um dos importantes parâmetros para obtenção e manutenção
21
da osseointegração a longo prazo.[24] Seu projeto deve maximizar o contato inicial,
aumentar a área de superfície e facilitar a dissipação de tensões na interface
osso/implante,[25] ficando claro sua importância na otimização biomecânica.[26] O
estresse excessivo no osso pode causar reabsorção tecidual e dificultar uma boa
estabilidade do implante a longo prazo.[27] Os implantes dentários que
proporcionarem instalação otimizada, melhor distribuição das tensões e menores
graus de micromovimentos, melhorando as condições de remodelação óssea e de
carregamento, serão cruciais na reabilitação com implantes.[28]
A resposta mecânica do sistema restauração-implante-osso pode ser
investigada por meio da análise de elementos finitos.[27,29–32] Foi primeiramente
utilizada na área de engenharia,[33] mas vem sendo amplamente utilizada na
implantodontia, simulando condições clínicas que seriam complicadas ou inviáveis de
serem examinadas com outros métodos.[17,18,34] Ela representa uma metodologia
valiosa, usada por vários autores para investigar as distribuições de tensões em
sistemas de implante ósseo,[35] bem como em restaurações de dentes tratados
endodonticamente[36] e restaurações,[37–39] considerando diferentes condições de
carga.
Conforme referido anteriormente, a dispersão das tensões é um fator chave no
sucesso da osseointegração, assim, esse estudo tem como objetivo avaliar os fatores
relacionados aos implantes de materiais alternativos ao titânio, frente a diferentes
macrogeometrias, quanto à tensão e deformação óssea frente a aplicação de carga,
por análise de elementos finitos sem simplificações de interface e de propriedade dos
materiais.
As hipóteses deste estudo foram as de que não haveria diferença na tensão no
pilar, implante, parafuso e na estrutura óssea causada pelos diferentes materiais
usados como (I) implante ou (II) pilar protético.
22
Materiais e Métodos
Dois implantes do mesmo fabricante (Nobel Biocare) foram considerados e
analisados para investigar a influência da macrogeometria e do material utilizado para
a fabricação do implante e do pilar protético na dispersão, das tensões geradas pela
carga oclusal, entre os componentes e no tecido ósseo peri-implantar. Os implantes
foram designados como: A (Nobel Active – cônico de roscas trapezoidais); B (Nobel
Straight – cilíndrico de roscas triangulares). Os materiais estudados foram: titânio;
titânio poroso; liga de titânio-zircônia; zircônia; CFVR e PEEK.
Os parâmetros utilizados para a AEF foram: análise não-linear; propriedades
ósseas ortogonalmente anisotrópicas e contato osso/implante (COI) de 60%, por ser
compatível com uma condição de contato osso-implante encontrada em cortes
histológicos em períodos iniciais.[40]
A situação clínica simulada foi a reabilitação de um incisivo central superior, em
osso tipo III, com uma coroa unitária provisória, suportando uma carga perpendicular
ao longo eixo do implante de 100N (Figura 1).
Três análises foram realizadas: 1 – pilar protético de titânio com implantes de
diferentes materiais; 2 – implantes e pilares protéticos de mesmo material em corpo
único e 3 – implante de titânio com pilares protéticos de diferentes materiais. Todas
as análises foram realizadas com as duas macrogeometrias dos implantes.
Geração dos Modelos Sólidos
A geometria óssea maxilar foi estabelecida usando imagens de tomografia
computadorizada com espessura do corte de 1mm. A maxila foi seccionada para focar
a análise na porção anterior com o implante (figura 2) e como foi baseada em uma
situação real com a utilização de uma tomografia computadoriza, a espessura da
camada cortical foi de 1 mm em média. As características ósseas foram simuladas
representando um osso tipo D3 de acordo com a classificação de Misch.[41]
Foram desenhados dois modelos sólidos de implantes dentários cone morse
NOBEL BIOCARE®, sendo um cônico e um cilíndrico, com plataforma de Ø4,3 mm x
11 mm de comprimento.
Os modelos tridimensionais de elementos finitos foram construídos utilizando o
software de modelagem 3-D SolidWorks 2010, SolidWorks Corp., Concord, MA, EUA.
23
Ao montar os componentes, as operações booleanas foram usadas para
subtrair áreas de interferência que se cruzam com outros componentes, a fim de
garantir a congruência dos limites interfaciais das estruturas.
Simulação Numérica
Os modelos de elementos finitos foram obtidos importando os modelos sólidos
para o software de simulação mecânica (ANSYS Workbench 16, Ansys Inc.,
Canonsburg, Pensilvânia, EUA). A forma dos elementos utilizada foi tetraédrica com
10 nós, e o comprimento médio do bordo de cada elemento foi de 0,1 mm.
Refinamento da malha foi feita usando ferramenta de refinamento de malha nas
estruturas ósseas até que eles atingiram menos de 6% de alteração no teste de
convergência para garantir que os resultados numéricos fossem independentes da
malha. A malha final para estruturas ósseas foi de 0,25 mm e o número total de nós e
elementos gerados nos modelos elementos finitos foram: 667.035 nós e 394.311
elementos; 655.854 nós e 387.700 elementos para modelos cilíndricos e cônicos,
respectivamente.
Após a devida importação das geometrias, foi realizada a verificação da
consistência das grandezas físicas utilizadas no modelo de estudo com aquelas
utilizadas no sistema métrico internacional. Todos os materiais foram considerados
elasticamente não-lineares, homogêneos e anisotrópicos. A Tabela 1 apresenta os
valores das propriedades elásticas dos diferentes materiais que foram utilizados no
estudo.
Análise dos resultados
A análise dos resultados foi feita de duas maneiras: 1 – análise qualitativa por
meio de figuras e gradientes de cores de acordo com a concentração de tensões em
cada região; e 2 – análise quantitativa por meio da leitura numérica das tensões em
determinados nós da malha do modelo na superfície óssea em contato com o
implante, por meio do software. Todas as análises foram realizadas considerando a
tensão de Von Mises, máxima principal, mínima principal, cisalhamento e a
microdeformação.
24
Resultados
A tabela 2 representa os resultados para o uso de implantes de diferentes
materiais e um pilar padrão (em titânio). A tensão no implante foi maior quando
material de CFVR foi usado, para ambas as macrogeometrias, acompanhado de
PEEK para configuração Nobel active. Tensão no tecido ósseo foi em geral
inversamente proporcional ao módulo de elasticidade do material do implante,
independentemente da macrogeometria, sendo desta forma que a tensão foi
amplificada quando do uso de CFVR e PEEK. Implantes de zircônia levaram às
menores tensões em tecido ósseo. Ligeiro aumento na tensão foi observado em tecido
ósseo com titânio poroso quando comparado com o grupo controle. Ti-Zr não diferiu
do controle quanto a tensão causada em tecido ósseo. A figura 3 mostra diferenças
na tensão em tecido ósseo quando utilizados implantes de CFVR, PEEK e zircônia
em comparação ao titânio.
A tabela 3 mostra os resultados para modelos de implante/pilar de corpo único.
Estruturas de PEEK e CFVR concentraram menores tensões no pilar, porém
estruturas de CFVR levaram a maior concentração de tensão no implante na
configuração Nobel active. Entretanto, estruturas de PEEK e CFVR causaram maiores
tensões e microdeformações em tecido ósseo, para ambas macrogeometrias.
Estruturas de zircônia levaram a tensões e microdeformações ligeiramente menores
que titânio em tecido ósseo para ambas macrogeometrias. A figura 4 mostra as
diferenças na tensão em tecido ósseo quando utilizados implantes/pilares de
diferentes materiais.
A tabela 4 mostra os resultados para o uso de diferentes materiais de pilar
associados a um implante de titânio. Pilares de CFVR e PEEK levaram a maior
concentração de tensão no implante e maior tensão máxima principal em tecido
ósseo, para ambas macrogeometrias. CFVR e PEEK proporcionaram menor tensão
no pilar quando utilizadas com a macrogeometria de Nobel straight. O uso de
diferentes materiais não causou diferença relevante na tensão ou deformação nas
demais análises. A figura 5 mostra maior tensão causada no implante quando usados
pilares de CFVR e PEEK em comparação ao controle de titânio.
25
Discussão
A primeira hipótese deste estudo, de que o material do implante não causaria
influência nas tensões no tecido ósseo, pilar e implante, foi negada. Em geral, tanto
para implantes/pilares de corpo único quanto para caso de implante de diferentes
materiais com um pilar de titânio, materiais de menor módulo de elasticidade (CFVR
e PEEK) causaram maiores níveis de tensões e deformações em tecido ósseo,
enquanto material de maior módulo, neste caso zircônia, proporcionou os menores
valores. Uma hipótese para esses achados é a de que implantes de maior módulo
sofrem menor deformação quando carregados, levando à menor tensão no tecido
ósseo adjacente. Do contrário, implantes como os de CFVR e PEEK ao sofrerem
maior deformação quando carregados, realizam maior transmissão de tensões aos
tecidos adjacentes (tecido ósseo).
Isso vai ao encontro a uma hipótese sugerida na literatura,[42] que os materiais
de baixo módulo de elasticidade (mais próximos ao do osso) seriam mais
complacentes do que o tecido ósseo, e assim receberiam maior força, levando a uma
maior tensão no tecido ósseo peri-implantar, não tendo assim, nenhum efeito de
proteção sobre o a concentração de tensão ou micromovimentos. A similaridade do
módulo de elasticidade do implante com o osso não traria nenhuma vantagem em
ralação a materiais mais rígidos, pelo contrário, estaria sendo prejudicial em termos
de dispersão das tensões geradas pelas cargas de trabalho. Outra hipótese é a de
que materiais de baixo módulo de elasticidades tenham uma tendência de
concentração de tensão no colo do implante, devido a uma menor transferência de
carga pelo corpo do implante, diferente dos materiais de maior módulo de elasticidade,
onde as cargas foram transmitidas de forma mais homogênea ao tecido ósseo.[18]
Resultados opostos foram encontrados em um estudo da literatura simulando
um compósito de fibra de vidro reforçado como material experimental para um
implante dental, este com mais baixo módulo de elasticidade em comparação ao
titânio e com características anisotrópicas. A faixa de estresse obtida com o implante
de CFVR estava próxima do nível de estresse para o crescimento ideal e a dispersão
da tensão no osso peri-implantar foi mais uniforme que a alcançada com o implante
de titânio.[17] Esta diferença nos resultados para o presente trabalho pode ser devido
à ausência dos elementos parafuso, pilar protético e coroa provisória no estudo citado,
como também a configuração da direção das fibras utilizadas na construção do
26
modelo do implante de compósito de fibra de vidro reforçada, estabelecimento de uma
ligação total entre osso e implante ou a AEF ser presumida como linear elástica.
Os menores valores encontrados de tensão peri-implantar no presente estudo
sempre foram com os implantes de zircônia, que apresentam o maior módulo de
elasticidade, o mesmo alcançado em outro estudo.[43] Esses resultados não
compactuam com o princípio da engenharia da análise de feixe de compósito,[44] que
estabelece que quando dois materiais de diferentes módulos de elasticidade são
colocados juntos sem nenhum material interferente e um é carregado, ocorrerá
aumento do perfil da tensão onde os dois materiais entram em contato primeiro, pois
as tensões geradas com os materiais de maior módulo de elasticidade na região do
colo dos implantes foram menores que as apresentadas com os materiais de módulo
de elasticidade similar ao do tecido ósseo. Um segundo ponto contrastante é relatado
na pesquisa ortopédica,[45] que sugere que o menor módulo elástico intrínseco em
estruturas porosas de PEEK pode fornecer um ambiente mecânico mais favorável
para a formação e manutenção óssea sob magnitudes de carga espinhal, baseando-
se possivelmente no conceito de blindagem contra tensão (stress shielding), que diz
que um material com grande rigidez, pode vir a conter toda tensão gerada pela carga
recebida, deixando o tecido ósseo com mínima ou ausência tensão, levando ele a
reabsorção e atrofia por desuso.[46] Nossos resultados sugerem exatamente o
oposto, da mesma forma como apontado por outro estudo[42] que relatou que o
paradigma atual, que favorece a redução da rigidez do material do implante devido à
preocupação com o estresse ou a proteção contra tensão, não é apoiado pelas
pesquisas recentes.
Foi observada também tendência de maior tensão no implante com materiais
de menor módulo de elasticidade. Isso pode ser causado pela maior deformação
sofrida pela estrutura quando carregada e a resultante pressão exercida sobre a
estrutura óssea adjacente. Os achados de um estudo prévio[47] fundamentam nossa
hipótese, onde a resistência a compressão estática do PEEK foi em média 7,5 vezes
menor que a do titânio, sendo assim, mais susceptível a deformação, ocasionando
maior pressão ao tecido ósseo peri-implantar e por consequência, maior tensão,
resultado que também foi mostrado no trabalho utilizando a simulação com AEF, tendo
o material com menor módulo de elasticidade (PEEK) a maior tensão no osso cortical
adjacente ao implante e o material com maior módulo elástico (zircônia) a menor
tensão.
27
Quando utilizado implante de corpo único as menores tensões nos pilares
foram obtidas com materiais de menor módulo. Pode ser sugerido que, diferentemente
do implante, que fica cercado de osso em toda a sua estrutura, o pilar não encontra
anteparos que evitem a sua deformação, concentrando, assim, menor tensão em sua
estrutura, e a transferindo para as estruturas de suporte (implante e tecido ósseo).
A segunda hipótese nula deste estudo também foi parcialmente rejeitada, uma
vez que pilares de menor módulo levaram a maiores tensões no implante e no tecido
ósseo. Apenas não houve diferença na tensão sobre o parafuso.
Em relação as tensões no implante e tecido ósseo, como mencionado
anteriormente, isso pode ser explicado pelo fato de que o pilar de menor módulo irá
sofrer maior deformação por não ter contato lateral com outra estrutura, transferindo
assim a tensão para o implante e tecido ósseo peri-implantar. Resultados diferentes
foram encontrados em um estudo[48] de análise de elementos finitos que comparou
pilares de zircônia e PEEK sobre implantes de titânio, onde a distribuição de tensão
no implante e no osso periférico foram semelhantes com ambos materiais. Isso pode
estar relacionado com a utilização de um pilar base de titânio que foi o suporte para
os pilares de zircônia e PEEK, dessa forma a conexão pilar/implante foi realizada
somente com um material, o titânio. Um segundo ponto interessante, é que com a
utilização do pilar de PEEK a tensão dentro da estrutura foram menores que os
achados na estrutura de zircônia, porém, o estresse gerado nas coroas restauradoras
foram maiores utilizando o pilar de PEEK, possivelmente por ocorrer maior
deformação no pilar de mais baixo módulo, levando a maior tensão na coroa
restauradora, o que côngrua com a nossa hipótese. Também, todos os modelos
simulados foram considerados homogêneos, isotrópicos e lineares elásticos. A
utilização de simplificações nos parâmetros AEF como osso isotrópico e análise linear,
não devem ser utilizadas, visto que demostraram não serem adequadas, pois
proporcionam diferenças relevantes nos resultados[49], podendo ser outro ponto
relacionado aos diferentes resultados nas tensões do implante e tecido ósseo obtidos.
Em relação ao parafuso, o fato de não haver diferença na tensão causada por
diferentes materiais pode estar relacionada ao fato de ambos implantes possuírem
encaixe cônico, a perfeita adaptação interna do pilar no interior do implante favorece
a pouca tensão resultante no parafuso, fazendo que o material do pilar não se torne
absolutamente relevante.
28
Quanto a macrogeometria, os maiores valores de concentração de tensão
foram encontrados nos implantes cônicos, mesmo resultado que foi encontrado em
outros estudos,[34,50] e pode relacionar-se com o proposto pelo projeto de cada
geometria. O desenho do implante cônico foi pensado afim de obter-se uma melhor
estabilidade primária, ou seja, um melhor torque de inserção do implante,
principalmente em situações de sítio cirúrgico localizado em região de tecido ósseo
tipo III e IV de MISCH e em implantes instalados imediatamente após a realização de
uma exodontia.[51] Assim como essa macrogeometria tem a vantagem de obter
estabilidade primaria mais facilmente, ela pode induzir maior perda óssea ao gerar
uma maior concentração de tensão no osso circundante.[52,53]
Como limitações, nosso trabalho fez o uso de uma simplificação na FEA,
definição de contato sem atrito, o que pode proporcionar diferença nos resultados
como definido no trabalho.[49]
Como perspectivas futuras apontamos a realização de estudos experimentais
comparando os materiais apresentados nesse estudo, ainda ausentes na literatura,
como também com novos materiais que começam a ser pesquisados como o
grafeno.[54,55] A utilização na implantodontia dos materiais de baixo módulo de
elasticidade também deve continuar sendo estudada, a busca de obtenção de uma
maior resistência, sem aumento da rigidez, pode ser um caminho. Teste mecânicos
realizados com PEEK reforçado com fibras de carbono mostraram significante
aumento da resistência flexural, mostrando que novos compósitos podem vir a ser um
material alternativo ao titânio.[56] Uma segunda alternativa é a sequência de estudos
com os materiais já consagrados na implantodontia, titânio e zircônia, afim de obter
ligas com menor módulo de elasticidade, que no caso específico do titânio já
apresentam resultados positivos.[57]
29
Conclusão
Os materiais adotados demonstraram diferença relevante no comportamento
biomecânico no presente estudo.
Quando implantes de diferentes materiais foram utilizados (em duas peças ou
corpo único), houve uma tendência de maior tensão e deformação em tecido ósseo
causada por materiais de menor módulo de elasticidade (principalmente para PEEK e
CFVR). Os mesmos apresentaram também maior concentração de tensões no
implante (especialmente CFVR). Implantes de zircônia levaram a menores tensões no
tecido ósseo.
Pilares menos rígidos (CFVR e PEEK) associados a implantes de titânio
apresentaram uma tendência de maior concentração de tensão no implante e no
tecido ósseo peri-implantar.
A macrogeometria cônica com roscas trapezoidais apresentou a tendência de
maior concentração de tensão no implante e no tecido ósseo.
Agradecimento
O presente trabalho foi realizado com apoio da Coordenação de Aperfeiçoamento de
Pessoal de Nível Superior – Brasil (CAPES) – Código de Financiamento 001
30
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36
Tabelas e Figuras
Tabela 1
Tabela 1 – Propriedades dos materiais que serão empregados no trabalho
Material (Ref)
Módulo de
elasticidade
(GPa)
Coeficiente de
Poisson (v)
Módulo de Cisalhamento
(MPa)
Implante Titânio[43] 115 0.35
Implante Titânio
Poroso[58] 62 0.32
Implante Titânio-
Zircônia[10] 100 0.30
Implante
Zircônia[43] 200 0.31
Implante de
CFVR[17]
x = 46
y = 7
z = 7
x = 0.29
y = 0.39
z = 0.39
x = 17800
y = 2500
z = 2500
Implante PEEK[56] 4.1 0.4
Resina Acrílica[59] 2.979 0.40
Osso Cortical[49]
x = 12.6
y = 12.6
z = 19.4
xy = 0.300
yz = 0.300
xz = 0.253
xy = 4850
yz = 5700
xz = 5700
Osso Medular[49]
x = 1.148
y = 0.210
z = 1.148
xy = 0.055
yz = 0.010
xz = 0.322
xy = 68
yz = 68
xz = 434
Parafuso
Titânio[43] 115 0.35
Intermediário
Titânio[43] 115 0.35
37
Tabela 2. resultados da tensão no implante (von Mises) MPa e em tecido ósseo quando usado um pilar de titânio para implantes de diferentes materiais.
Implante Tecido ósseo
Microstrain
Cisalhamento MPa
Tensão Principal MPa
Max Min
Max Min
Nobel Active
Ti 393.46 0.0054756 -0.0062193 60.62 110.15 -106.37 Ti Poroso 437.04 0.0064954 -0.0079729 81.44 126.89 -115.14
Ti-Zr 416.87 0.0057093 -0.0064625 64.15 111.48 -104.25
Zr 393.16 0.0049222 -0.0047751 53.52 90.427 -88.51 CFVR 729.58 0.020567 -0.022295 192.54 306.37 -363.38
PEEK 533.86 0.016067 -0.023485 166.28 272.33 -316.37
Nobel Straight
Ti 236.29 0.0027342 -0.0027811 29.53 38.73 -39.33 Ti Poroso 227.75 0.0031535 -0.003293 31.29 50.77 -47.32 Ti-Zr 238.43 0.0028231 -0.0028698 30.39 41.58 -40.98
Zr 267.01 0.0026038 -0.0024341 28.00 31.07 -35.26
CFVR 271.62 0.010213 -0.0065234 71.69 130.02 -85.87
PEEK 215.34 0.011046 -0.010222 99.75 215.5 -142.23
38
Tabela 3. tensões em pilar e implante (von Mises) MPa e em tecido ósseo quando avaliados implantes e pilares de único material.
Pilar Implante Tecido ósseo
Microstrain Cisalhamento MPa Tensão Principal MPa
Max Min Max Min
Nobel Active
Ti 1087.10 393.46 0.0054756 -0.0062193 60.62 110.15 -106.37
Zr 1112.9 408.73 0.00495 -0.0048597 53.24 91.11 -90.63
CFVR 834.05 718.85 0.020308 -0.023359 196.99 303.22 -378.49
PEEK 912.10 402.93 0.01617 -0.024326 170.70 273.01 -326.74
Nobel Straight
Ti 1103.7 236.29 0.0027342 -0.0027811 29.53 38.73 -39.33
Zr 1120.50 258.87 0.0026351 -0.0024143 27.84 30.10 -34.99
CFVR 866.52 297.26 0.014393 -0.012566 108.06 267.47 -51.34
PEEK 927.00 214.22 0.019164 -0.016512 165.37 401.72 -239.40
39
Tabela 4. tensão em parafuso, pilar e implante (von Mises) MPa e em tecido ósseo quando utilizado implante de titânio com pilares de diferentes materiais.
Parafuso Pilar Implante Tecido ósseo
Microstrain Cisalhamento
MPa
Tensão Principal MPa
Max Min Max Min
Nobel Active
Pilar Ti 37.08 1087.10 393.46 0.0054756 -0.0062193 60.62 110.15 -106.37
Pilar Zr 37.09 1099.30 423.33 0.0054201 -0.0062699 61.05 107.65 -107.82
Pilar CFVR 36.95 1244.30 880.51 0.0059126 -0.0062168 60.67 118.98 -99.812
Pilar PEEK 37.136 1055.00 856.43 0.0060752 -0.0058447 62.20 122.42 -93.843
Nobel Straight
Pilar Ti 85.51 1103.7 236.29 0.0027342 -0.0027811 29.53 38.73 -39.33
Pilar Zr 84.86 1115.70 235.82 0.0027942 -0.0027331 29.55 37.58 -38.91
Pilar CFVR 87.71 980.43 563.48 0.0034266 -0.0029371 32.55 57.25 -42.22
Pilar PEEK 88.54 936.55 520.57 0.002874 -0.0028878 30.03 48.03 -40.95
40
Figura 1. (A) situação clínica simulada e a incidência da carga obliqua de 100N.(B)
refinamento da malha na área de maior interesse.
41
Figura 2. (A) maxila seccionada com implante Nobel Active. (B) maxila seccionada
com implante Nobel Straight.
42
Figura 3. Mostra diferenças na tensão em tecido ósseo quando utilizado pilar
protético de titânio e implantes de zircônia, CFRV e PEEK em comparação ao
implante de titânio.
43
Figura 4. Mostra as diferenças na tensão em tecido ósseo quando utilizados
implantes/pilares de corpo único com diferentes materiais.
44
Figura 5. Mostra maior tensão causada no implante de titânio e em tecido ósseo quando usados pilares de CFVR e PEEK em
comparação ao controle de titânio. (P. = Pilar protético)
45
3. CONSIDERAÇÕES FINAIS
Nosso estudo foi baseado em análise de elementos finitos e compara a
dispersão da tensão gerada pela carga oclusal nos componentes (prótese, pilar
protético, parafuso e implante dentário) presentes na reabilitação implanto-suportada
e no tecido peri-implantar, simulando materiais alternativos ao titânio para fabricação
dos pilares protéticos e dos implantes.
Materiais alternativos ao titânio são interessantes por diferentes motivos, como
melhora da estética peri-implantar, diminuição do custo da reabilitação a tornando
mais acessível à população, o uso de um material que promova menor corrosão e
também o tratamento de pacientes que possam apresentar alguma intolerância ao
titânio.
Como vimos nos resultados, diferentemente do que é estabelecido -
principalmente na literatura médica - com o conceito de blindagem à tensão, nossa
simulação mostrou que os materiais com baixo módulo de elasticidade levam aos
maiores valores de tensão no implante e no tecido ósseo. Entendemos que isso pode
estar relacionado com a maior deformação que esse material está sujeito a
apresentar, em decorrência da sua menor rigidez, levando a uma maior tensão na
interface osso/implante.
Acreditamos que são necessários novos estudos experimentais comparando
os materiais apresentados nesse estudo, ainda ausentes na literatura, como também
com novos materiais que começam a ser pesquisados, como o grafeno, visto que
esses materiais já obtiveram bons resultados biológicos em pesquisas recentes. Uma
segunda linha a ser desenvolvida está relacionada com o desenvolvimento de
materiais de baixo módulo elástico, mas com alta resistência, podendo assim,
chegarmos a obtenção de uma melhor distribuição e a menores valores de tensão no
complexo prótese/implante/tecido ósseo.
46
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