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José Francisco Sales Barbosa
PRÓTESE FIXA IMPLANTO-DENTO-
SUPORTADA SOB CARGA DINÂMICA:
Análise através do Método de Elementos Finitos 3D
Dissertação apresentada ao Programa deMestrado da Faculdade de Odontologia daPontifícia Universidade Católica de MinasGerais para obtenção do título de Mestre emClínicas Odontológicas, ênfase em PróteseDentária. Orientadora: Prof. Dra.Lylian Vieira de Paula Co-orientador: Prof. Dr. Janes Landre Júnior
Belo Horizonte 2003
FICHA CATALOGRÁFICA
Elaborada pela Biblioteca da Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais
Barbosa, José Francisco Sales B238p Prótese fixa implanto-dento-suportada sob carga dinâmica : análise através
do Método de Elementos Finitos 3D / José Francisco Sales Barbosa. – Belo Horizonte, 2003.
94f. : il.
Orientadora: Profª Drª Lylian Vieira de Paula. Co-orientador: Prof. Dr. Janes Landre Júnior. Dissertação (mestrado) – Pontifícia Universidade Católica de Minas
Gerais, Faculdade de Odontologia. Bibliografia.
1. Prótese dentária. 2. Implantes dentários. I. Paula, Lylian Vieira de. II. Landres Júnior, Janes. III. Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais. Faculdade de Odontologia. IV. Título.
CDU: 616.314-08Bibliotecária – Marlene de C. Silva Santisteban – CRB 6/1434
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FACULDADE DE ODONTOLOGIA Coordenação do Programa de Mestrado em Odontologia
PUC Minas
PRÓTESE FIXA IMPLANTO-DENTO-SUPORTADA SOB CARGA
DINÂMICA: ANÁLISE ATRAVÉS DO MODELO DE ELEMENTOS
FINITOS 3D
JOSÉ FRANCISCO SALES BARBOSA
ORIENTADORA: Profa. Dra. Lylian Vieira de Pauta
COMPOSIÇÃO DA BANCA EXAMINADORA:
1- Profa. Dra. Lylian Vieira de Paula -PUC MINAS 2- Prof. Dr. Paulo Isaias Seraidarian -PUC MINAS 3- Prof. Dr. Fernando Amorim de Paula -UFMG
DATA DA APRESENTAÇÃO E DEFESA: 10 de dezembro de 2003
A dissertação nesta identificada foi aprovada pela Banca Examinadora
Belo Horizonte, 10 de dezembro de 2003
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DEDICATÓRIA
À Gislana, minha esposa, pelo amor, carinho, companheirismo e dedicação
à família.
Aos meus filhos Júlia e Vinícius, por tudo que representam na minha vida.
À minha mãe, irmãos e sobrinhos pelo carinho e afeto.
iv
AGRADECIMENTOS
À Prof. Lylian Vieira de Paula pela orientação.
Ao Prof. Paulo Isaías Seraidarian , minha grande
admiração, obrigado pela confiança, incentivo e
oportunidades, que redirecionaram minha carreira, abrindo
novos caminhos.
Ao Prof. Janes , que com sua dedicação e paciência,
revelou-me novas fontes do conhecimento.
Ao amigo Antônio Henrique , exemplo de seriedade,
compromisso e competência, meu muito obrigado pela
sincera amizade.
Minha i rmã Célia , por sua constante disponibi l idade, apoio
e grande incentivo.
Aos meus Colegas , pelo prazer da convivência,
companheir ismo e est ima.
v
EPÍGRAFE
“Toda a nossa ciência, comparada com a nossa
realidade, é primit iva e infanti l – e, no entanto, é a
coisa mais preciosa que temos”.
Albert Einstein (1897-1955)
vi
RESUMO
O uso de próteses fixas unindo dentes a implantes, com conexões rígidas ou
semi-rígidas, tem sido uma prática comum, apesar de grande controvérsia e debate na
literatura. Vários relatos de sucessos têm sido publicados, assim como inúmeras
complicações. Um dos problemas mais constantes vem sendo o fenômeno da intrusão
dental, especialmente quando o dente pilar está próximo a um implante com conexão
rígida. Esse fenômeno pode acontecer se o dente estiver entre implantes, ou na
extremidade da prótese, na mandíbula ou maxila. A vibração da estrutura protética
decorrente da sua maior rigidez, por causa dos implantes, tem sido apontada como
provável causa da ativação dos osteoclastos, com conseqüente intrusão dental. Antes
que se estabeleça a relação entre intrusão e vibração, é preciso em primeiro lugar,
averiguar a ocorrência dessa vibração, e depois medi-la. Usou-se a metodologia dos
Elementos Finitos 3D para avaliar um modelo digitalizado de uma prótese fixa de quatro
elementos na mandíbula, unindo rigidamente um dente em uma extremidade a um
implante em outra e então, aplicada uma força. Posteriormente, um pôntico foi removido
para a redução da distância entre os pilares, a fim de verificar se essa vibração
permaneceria mais tempo sobre o dente. Os resultados mostraram que as tensões
geradas na PFIDS de três elementos foram maiores, além da ocorrência de vibração, que
permaneceu por um tempo maior sobre o dente pilar na prótese de três elementos, após
aplicação da carga. Surgiu o fenômeno da ressonância em ambas as próteses, porém
com maior intensidade na menor. Concluiu-se que houve vibração, ela permaneceu por
um período maior sobre o dente com a aproximação dos pilares e, juntamente com as
evidências da literatura, poderia ser uma das prováveis causas da intrusão dental.
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PALAVRAS CHAVE Carga dinâmica, dente, elemento finito, implante, intrusão, intrusão dental,
método do elemento finito, ressonância, prótese, prótese implanto-dento-suportada, prótese sobre implante, tensão, união dente-implante, vibração.
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ABSTRACT
The use of tooth-implant prostheses has been a common practice
lately, despite the great controversy on literature. One of the problems described in
literature is the dental intrusion phenomenon, which may happen when the tooth is
between implants or when it’s located at the end of the prosthesis, either on mandible
or maxilla. The vibration of the structure of the prosthesis, because of implants
stiffness, has been pointed out as the possible cause of osteoclast activation, with
the consequent dental intrusion. It is necessary, in the first place, to investigate the
occurrence of vibration, and then measure it, before a relationship is made between
dental intrusion and that vibration. The 3D Finite Element Method was used to
analyze a digital reproduction of a four elements fixed prosthesis on the mandible,
having the implant and the tooth as terminals abutments. A force was applied right at
the center of the occlusal surface of the pontic. Afterwards, a pontic were removed
and the distance between abutments were reduced, in order to investigate if there
would be a lower dissipation of vibration over natural abutment. The results showed
occurrence of vibration, and it lasted a longer over tooth on the three-unit prosthesis.
Resonance occurred more intensively on the smaller prosthesis. The conclusions are
that vibration occurred on the tooth-implant prostheses digital 3D model, it remained
longer over tooth when abutments got closer. According to results and evidence in
literature, it could be a possible cause of the dental intrusion phenomenon.
ix
KEY WORDS Dynamic load, finite element, finite element method, implant, implant
supported prosthesis, intrusion, prosthesis, resonance, stress, tooth, tooth-implant connection, tooth-implant supported fixed prosthesis, vibration.
x
LISTA DE FIGURAS
1 - Qualidades dos tipos de osso...................................................................... 50
2 - Modelo da PFIDS em resina acrílica............................................................ 61
3 - Posicionamento das hastes de grafite......................................................... 62
4 A - Calibrador de cortes..................................................................................... 63
4 B - Modelo montado sobre o aparelho.............................................................. 63
5 A - Calibrador preso ao cortador de gesso........................................................ 63
5 B - Macrômetro do calibrador............................................................................ 63
6 - Cortes digitalizados: exemplos 1, 2, 5, 7 e 11............................................. 64
7 - PFIDS de quatro elementos........................................................................ 65
8 - 1º pré-molar inferior direito........................................................................... 65
9 - PFIDS de quatro elementos......................................................................... 66
10- PFIDS de quatro elementos com estrutura metálica interna....................... 56
11 A - PFIDS de três elementos com segmento ósseo.......................................... 67
11 B - PFIDS de quatro elementos com segmento ósseo...................................... 67
12 - Malha da PFIDS de quatro elementos......................................................... 68
13 - Aplicação da carga na PFIDS de quatro elementos com restrição.............. 72
14 - Aplicação da carga na PFIDS de três elementos com restrição.................. 72
15 - Tensão na PFIDS de três elementos........................................................... 74
16 - Tensão na PFIDS de quatro elementos....................................................... 45
17 - Deslocamentos (mm) da PFIDS de três elementos após aplicação de
carga de 1N..................................................................................................
76
xi
18 - Deslocamentos (mm) da PFIDS de quatro elementos após aplicação de
carga de 1N..................................................................................................
77
19 - Pontos de coleta de dados da PFIDS de três elementos............................ 78
20 - Pontos de coleta de dados da PFIDS de quatro elementos........................ 78
xii
LISTA DE TABELAS
TABELA 1 Propriedades mecânicas dos materiais................................................ 47 TABELA 2 Medidas médias do primeiro pré-molar inferior.................................... 49 TABELA 3 Propriedades dos materiais do estudo................................................. 71
xiii
GRÁFICO
1 Deslocamento versus tempo das duas PFIDS................................................... 79
xiv
LISTA DE ABREVIATURAS E SÍMBOLOS
PFIDS Prótese Fixa Implanto-Dento-Suportada
IMZ Intra Mobil Zylinder
MEF Método de Elementos Finitos
MEF 2D Método de Elementos Finitos em Duas Dimensões
MEF 3D Método de Elementos Finitos em Três Dimensões
MPa Megapascal
E Módulo de Elasticidade ou Módulo de Young
v Coeficiente de Poisson
σ Tensão
∈ Deformação
η Coeficiente de Amortecimento
∆l Aumento em comprimento
A Área transversa
l0 Comprimento original
D Energia dissipada por unidade de volume
U Energia elástica por unidade de volume
P Carga ou força aplicada
N Newton
N/mm2 Newton por milímetro ao quadrado
µs milisegundo
Ncm Newton Centímetro
µm Micrômetro
lbs/pol2 Libras por polegada quadrada
xv
SUMÁRIO
1 INTRODUÇÃO................................................................................................... 16 2 REVISÃO DE LITERATURA............................................................................. 19
2.1 Prótese fixa implanto-dento-suportada (PFIDS)....................................... 19 2.2 Intrusão..................................................................................................... 29 2.3 Modelo de Elementos Finitos (MEF)......................................................... 41
2.3.1 Definição de MEF.......................................................................... 41 2.3.2 Implantodontia e o MEF................................................................. 42 2.3.3 Propriedades mecânicas dos materiais e características da
estruturas envolvidas..................................................................... 48 2.4 Forças oclusais......................................................................................... 53
3 PROPOSIÇÃO................................................................................................... 58 4 MATERIAL E MÉTODOS.................................................................................. 59
4.1 Objeto de estudo....................................................................................... 59 4.2 Obtenção do modelo digitalizado.............................................................. 61 4.3 Ajuste do modelo matemático................................................................... 68 4.4 Definição dos testes.................................................................................. 70
5 RESULTADOS................................................................................................... 74 6 DISCUSSÃO...................................................................................................... 80 7 CONCLUSÓES.................................................................................................. 89 8 REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS.................................................................. 90
xvi
16
1 INTRODUÇÃO
O fenômeno da intrusão dental das próteses fixas implanto-dento-suportadas
(PFIDS) tem sido motivo de grande preocupação. Um dos primeiros relatos foi feito
por Cho e Chee em 1992, quando o problema ocorreu em um pilar intermediário.
Rieder e Parel (1993) fizeram um levantamento entre profissionais e verificaram que
a intrusão era um problema freqüente, que poderia acontecer em qualquer região de
ambos os arcos dentários e não havia evidências que correlacionassem esse
fenômeno com qualquer tipo de planejamento protético.
Em 1998, Garcia e Oesterle verificaram que a intrusão ainda era um problema
às respostas obtidas em um levantamento realizado entre os membros da Academia
de Osseointegração, nos Estados Unidos, onde constataram que 44% deles já
vivenciaram casos de intrusão dental. Enquanto Block et al. (2002) observaram uma
elevada taxa de intrusão, chegando a 66% dos casos, durante um acompanhamento
de cinco anos de 30 próteses combinadas.
Inicialmente, o protocolo original de Brånemark, Zarb e Albrektsson (1985)
preconizava o isolamento dos implantes em próteses totalmente implanto-
suportadas. O motivo principal para tal recomendação era a presença de ligamento
periodontal nos elementos naturais, conferindo-lhes uma mobilidade inexistente nos
implantes. Além do isolamento, foi recomendado o uso de material resiliente na
superfície oclusal, para melhor absorção das cargas oclusais e um planejamento no
qual se pudesse remover e refazer a prótese, sem comprometimento dos implantes.
As PFIDS tornaram-se populares em meados dos anos 80, (POW, WAT,
CHOW; 2000), assim como o emprego da metalocerâmica e a eliminação do acesso
ao parafuso de fixação da prótese (SHEETS, EARTHMAN, 1997). Porém, essa
17
combinação entre dente e implante tem sido motivo de grande debate na
implantodontia, conforme Stauts (1997), Fugazzotto, et al. (1999), Becker et al.
(2000), Hosny et al. (2000), entre outros.
Apesar de toda a polêmica, é quase um consenso não planejar esse tipo de
prótese como primeira escolha. Vários autores, entre eles Ingber (1997), Clepper
(1997) e Pow, Wat e Chow (2000), admitiram ser difícil não adotá-la em algumas
situações. A falta de espaço para fixação de mais implantes, perda de um implante,
falha do enxerto ósseo, anatomia desfavorável e qualidade óssea são alguns dos
motivos mais citados.
Depois da identificação do fenômeno da intrusão dental, várias teorias foram
propostas na tentativa de explicá-lo; porém, Sheets e Earthman (em 1993, e
novamente em 1997) alegaram a ocorrência de ondas vibratórias como a causa
mais provável. De acordo com esses autores, ondas vibratórias seriam formadas em
decorrência das forças oclusais, como conseqüência da maior rigidez das próteses
sobre os implantes. Por causa dessa rigidez, essas próteses seriam conservadoras
de energia, pois sofreriam deformação predominantemente elástica e pouca
deformação plástica. Parte dessas ondas seria absorvida pelo dente suporte, por
causa de suas propriedades físicas, mas a outra parte chegaria ao periodonto, o que
levaria à ativação dos osteoclastos, resultando então na intrusão dental.
Em contrapartida, Schulemberger, Bowley e Maze (1998) afirmaram que a
causa da intrusão estaria ainda desconhecida e parecia surgir como conseqüências
de vários fatores. Taylor, Agar e Vogiatzi (2000) concluíram que esse problema seria
ainda foco de muitos estudos e por muito tempo, visto que havia poucos estudos
experimentais descritos na literatura no sentido de explicar tal fenômeno.
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Segundo Naert et al. (1992), a distância entre pilares em uma prótese
combinada mostrou-se relevante, após uma extensa avaliação longitudinal, que
revelou grande sucesso, quando o tipo de conector usado era rígido e o vão do
pôntico era longo, e quando esse fosse curto, o conector era do tipo semi-rígido. Em
virtude de toda a controvérsia, se faz necessário verificar a ocorrência das ondas
vibratórias e analisá-las, bem como a influência da extensão do vão protético.
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2 REVISÃO DE LITERATURA
A revisão de literatura foi dividida em quatro partes. A primeira aborda as
próteses fixas implanto-dento-suportadas, a controvérsia da literatura quanto ao seu
uso e indicação. A segunda concentra-se nos casos de intrusão dental e as
diferentes teorias propostas para explicar o fenômeno. A terceira enfoca a
metodologia adotada, o Método de Elementos Finitos em três Dimensões (MEF 3D),
com as propriedades e características das estruturas envolvidas e, finalmente a
última, as forças oclusais.
2.1 PRÓTESE FIXA IMPLANTO-DENTO-SUPORTADA (PFIDS)
Skalak (1983) postulou que não haveria movimentação do implante devida à
relação íntima do titânio com o osso, em nível Angstrom, após a cicatrização.
Segundo o autor, em próteses implanto-suportadas, as estruturas formariam uma
unidade que distribuiria a carga, dependente da relativa dureza dos membros
envolvidos. Uma análise biomecânica completa deveria levar em conta a curvatura
do arco, as deformações da prótese fixa, bem como as forças de torção e
flexibilidade. A distribuição da carga lateral e vertical dependeria do número, arranjo
e rigidez dos implantes, assim como a forma, dureza e geometria da prótese por si
só. Uma prótese rígida iria distribuir as cargas aos vários implantes de forma mais
efetiva. Uma prótese flexível seria adequada se cada implante por si só fosse capaz
de suportar toda carga aplicada. Quando uma prótese parcial rígida fosse assentada
sobre vários implantes, uma estimativa simplificada da carga horizontal e vertical sob
cada parafuso deveria ser de Fmax=2P/N, sendo que Fmax seria igual à força
20
máxima, P seria a força horizontal ou vertical em Newtons e N o número de
implantes da prótese fixa. Se houvesse cantiléver, as cargas sobre o implante
poderiam ser iguais ou até maiores do que a carga aplicada P. Em casos extremos,
a carga máxima por implante deveria ser de uma a duas vezes a carga aplicada P.
Uma ação absorvedora de choque seria garantida com resina acrílica, diminuindo a
força do pico e aumentando a duração para absorção do impacto.
Brånemark, Zarb e Albrektsson (1985) avaliaram os aspectos biomecânicos
da combinação entre dentes e implantes. Eles concluíram que a boa distribuição da
carga entre os elementos de suporte era essencial, do contrário o implante poderia
ser sobrecarregado ou até mesmo falhar. Os autores ressaltaram que a presença do
ligamento periodontal nos dentes promoveria um comportamento diferente do
implante, o qual estava rigidamente ancorado ao osso. Por essa causa, a
distribuição de forças aplicadas sobre as PFIDS dependeriam da geometria das
estruturas de suporte e a flexibilidade da prótese interferiria na dissipação de cargas.
Os autores também aconselharam o uso de materiais absorvedores de choque,
como as resinas acrílicas, promovendo assim a diminuição de esforços sobre os
implantes. No entanto, deveria sempre ser buscado o isolamento dos implantes, por
causa da previsibilidade, garantindo um maior sucesso.
Os desempenhos de próteses totalmente implanto-suportadas e próteses
combinando dentes e implantes foram comparados durante dois anos por Astrand et
al. (1991). Os aspectos referentes à estabilidade, ausência de mobilidade detectável
e integridade dos implantes, tiveram especial atenção. Vinte e três pacientes Classe
I de Kennedy mandibular receberam de um lado do arco próteses completamente
implanto-suportadas, e do outro foram confeccionadas PFIDS. Foram empregadas
conexões de precisão do tipo parafusada, que promovia uma união rígida entre
21
dente e implante. O arco antagonista era restaurado com próteses totais removíveis
com oclusão balanceada bilateral. Nesse estudo, não houve qualquer indício de
desvantagem em unir dente e implante, sendo as falhas de osseointegração,
semelhantes nos dois tipos de próteses.
A flexibilidade do sistema Brånemark foi avaliada por Rangert, Gunne e
Sullivan em 1991. Verificou-se a presença de uma flexão entre o implante e o
intermediário e, novamente, entre este e o cilindro de ouro, sob forças não axiais,
que poderiam levar a fraturas, se essas forças fossem da ordem de 120Ncm. O
afrouxamento do parafuso poderia ocorrer quando a força fosse entre 50 e 60Ncm.
O implante deveria apresentar uma capacidade máxima de carga na junção
parafusada, prevenindo falhas e, ao mesmo tempo, permitindo um grau de flexão.
Uma PFIDS com pilares distantes a 16mm seria suficiente para distribuir as cargas
oclusais igualitariamente, uma vez que o osso também teria uma flexão de mesma
magnitude. Desta forma o sistema da prótese teria um comportamento favorável sob
os aspectos biomecânicos.
A diferença do comportamento biomecânico entre dente e implante poderia
favorecer o surgimento de diversas complicações, numa prótese suportada por
ambos, decorrente da maior mobilidade do elemento natural, conforme uma
avaliação in vitro de Breeding et al. (1991). Poderia ocorrer a perda do dente ou do
implante; deterioração do cimento, no caso de próteses cimentadas; afrouxamento,
fratura ou perda de parafusos em de caso próteses parafusadas; fadiga dos pilares
da prótese; maior reabsorção óssea circundante ao implante ou mesmo
comprometimento da osseointegração.
As reações dos tecidos periodontais que circundam implantes e dentes
quando pilares de uma PFIDS, foram avaliadas por Klinge (1991). O autor verificou
22
que diferentes mecanismos de conexão podiam resultar em variadas taxas de
destruição, principalmente se esses pilares estivessem imobilizados por um conector
rígido. Os resultados sugeriram que a infecção bacteriana desenvolveu-se mais
lentamente no tecido marginal ao redor do implante; contudo, nesse local, a
interrupção da doença seria mais difícil em função de problemas de tratamento da
superfície do implante. Quando próteses suportadas por esses implantes foram
combinadas com dentes naturais, o periodonto do dente foi afetado, tendo em vista
a maior rigidez do primeiro, tornando-se relativamente imóvel e contrastando com a
mobilidade do elemento natural. Segundo o autor essa união apresentou alguns
problemas, os quais ainda não foram totalmente esclarecidos. Entretanto, pareceu
claro para ele que havia uma maior vulnerabilidade do ligamento periodontal em
dentes que suportavam próteses combinadas.
Conectores rígidos e semi-rígidos utilizados entre dentes e implantes foram
avaliados quanto a sua eficiência por Naert et al. (1992). A amostragem consistia de
146 pacientes, com 509 implantes Brånemark e 217 PFIDS. Um conector rígido sem
nenhum grau de mobilidade foi empregado em pacientes classes I e II de Kennedy,
quando somente um implante pôde ser colocado em posição distal ao dente
remanescente. Um conector não rígido com um grau de mobilidade, permitindo
deslocamento vertical, foi instalado para compensar a movimentação fisiológica do
dente sob força oclusal. Os resultados do estudo demonstraram que a perda óssea
marginal ao redor dos implantes não apresentou diferenças quando vários modos de
conexão foram comparados. Dentes com o periodonto saudável, mas com suporte
ósseo reduzido, conduziram a um aumento de mobilidade, e quando unidos a
implantes, poderiam funcionar como um cantiléver, tendo o implante como suporte.
Segundo os autores, devido à ausência de ligamento periodontal ao redor do
23
implante para absorção de choque, o uso de porcelana como material oclusal nas
próteses mostrou-se aceitável, oferecendo melhor estética e longevidade. Por causa
das diferenças nas características de mobilidade, as próteses totalmente implanto-
suportadas estariam mais bem indicadas, desde que fosse possível. Entretanto,
nenhuma degeneração foi detectada pelos autores nos dentes naturais, quando os
mesmos estavam conectados a implantes, num estudo longitudinal de dois anos. A
união entre dentes e implantes deveria estar baseada em um bom planejamento,
localização, número de fixações e estado periodontal dos elementos naturais
remanescentes.
De acordo com Amet (1993), a colocação de implantes e a união dos mesmos
com dentes saudáveis, suportando uma prótese fixa, seria uma boa alternativa para
tratamento. O autor propõe um protocolo de união entre dentes e implantes, com os
componentes disponíveis até então, além de mostrar como planejar as PFIDS de
forma que fosse possível desmontá-las para manutenção. Paralelamente, descreveu
uma forma de substituir dentes por implantes, em caso de perda dos pilares naturais,
refazer todo o trabalho sem a perda dos implantes originais. Tais procedimentos se
justificariam pelo fato de que as próteses parciais removíveis, de extremidade livre,
seriam freqüentemente insatisfatórias para o paciente. Entretanto, fracassos
poderiam acontecer em próteses fixas extensas, tais como fraturas de raiz, cárie e
doença periodontal.
No “Current Issues Fórum” (1997) foram expressas as opiniões de quatro
autores a respeito das PFIDS (CLEPPER; INGBERG; JANSEN; STAUTS, 1997).
Clepper reconheceu que problemas poderiam surgir com o advento da união dente-
implante, mas considerou que essa deveria ser uma boa alternativa como forma de
reabilitação oral. Ingberg destacou a falta de clareza na literatura sobre o assunto.
24
Ele sempre evitou essa união por considerar o dente, nesse caso, como um pôntico
vivo. Quando realizava este tipo de união, ele costumava adotar o conector fresado
com parafuso transverso como conector, a fim de permitir um alívio de tensões por
meio de flexões e prevenir migração dental. Foram feitas algumas recomendações
como controlar fatores oclusais, incluir um número suficiente de implantes e dentes,
usar implantes largos, direcionar a força oclusal no longo eixo do implante e evitar
contatos excêntricos. Jansen não recomendaria a união, porém reconheceu que às
vezes seria muito difícil não adotá-la. Citou exemplos como perda de implante, falta
de espaço para mais implantes, impossibilidades anatômicas, entre outras. Afirmou
ainda que na maioria dos casos em que ocorreu intrusão dental, o profissional tinha
pouca experiência, com menos de dez casos executados. Finalmente, Stauts não
recomendou a união, pois haveria mais fatores negativos que positivos. Afirmou
ainda ter testemunhado casos de intrusão com todos os tipos de conectores, e se
fosse imprescindível, o faria usando conector fresado com parafuso transverso, com
vão protético superior a 10mm, além de escolher dentes hígidos como pilar.
O efeito da diferença de mobilidade entre dente e implante na distribuição de
força, e o momento de flexão sob cargas oclusais em prótese implanto-dento-
suportadas, foram analisados por Kayacan, Ballarini e Mullen (1997). As diferenças
observadas pelos autores nas mobilidades rotacionais da prótese no implante e no
dente afetaram o momento de flexão nesses elementos, sendo que a alta mobilidade
rotacional conduziu a momentos de curvatura menor. Diferenças na mobilidade
vertical não produziriam sobrecargas excessivas no implante, caso a mobilidade
rotacional da prótese sobre o suporte fosse maior. O momento de força sobre o
implante foi minimizado quando os suportes tiveram mobilidade semelhante,
diminuindo o efeito cantiléver, justificando, desta forma, o uso de elementos
25
intramóveis, tais como parafusos flexíveis ou qualquer outra conexão entre prótese-
implante-osso, que oferecesse maior flexibilidade ao implante. PFIDS com cantiléver
deveriam ser evitadas, uma vez que estariam associadas a momentos de flexão
altos e/ou a forças de extração nos pilares. Quando o osso fosse inadequado para
colocação de implantes adicionais e o cantiléver fosse essencial, este devia ser
suportado por pequenos implantes, com a finalidade de retenção dos movimentos
verticais.
Lindh et al. (1997) afirmaram que uma prótese parcial suportada por dente
natural e por um implante unitário era um tratamento clinicamente bem-sucedido
para desdentados parciais na mandíbula. Os autores observaram que, geralmente, o
seio maxilar, o nervo mandibular e a reabsorção óssea em áreas edentadas
posteriores impediam a colocação de implantes isolados. Juntamente com esse
comportamento, experimentos in vitro revelaram uma flexibilidade entre os
componentes parafusados do implante, uma flexibilidade semelhante à mobilidade
fisiológica do dente, favorecendo uma união entre dente e implante. Uma conexão
rígida poderia ser utilizada nesse caso, proporcionando proteção adequada ao
parafuso do implante e diminuindo o risco de perda ou quebra diante de cargas
fisiológicas. Além disso, mesmo próteses fixas rígidas demonstraram momento de
flexão sob força de mordida, bem abaixo dos limites de carga aceitáveis pelos
componentes mecânicos, evidenciando ser desnecessária a incorporação de
elementos intramóveis dentro do implante.
Foi descrito por Pesun et al. (1999) que a mobilidade fisiológica dos dentes
naturais com periodonto intacto seria da ordem de 50 a 200µm, enquanto que os
implantes teriam cerca de 10µm. Os autores fizeram um estudo com 30 cães
mestiços avaliando o tecido periodontal após carga funcional em PFIDS por até 24
26
meses. Foram reconhecidas as limitações inerentes aos experimentos com esse tipo
de animal por causa das diferenças da cicatrização, carga e dinâmica oclusal com os
humanos. O quadro histológico das amostras revelou mínima quantidade de células
inflamatórias, crista óssea saudável e fibras periodontais indicando mínima
remodelação. Os autores concluíram que, após minuciosa análise oclusal, dente e
implante podem ser combinados no planejamento de prótese fixa.
Um acompanhamento por até 14 anos de PFIDS e de próteses fixas sobre
implantes com extremidade livre, em um mesmo arco, de 18 pacientes, foi realizado
por Hosny et al. (2000). As PFIDS consistiam de 30 implantes unidos a 30 dentes,
sendo que 18 próteses de extremidade livre eram suportadas por 48 implantes. Esse
estudo revelou serem viável ambos os desenhos, pois não houve nenhuma falha ou
perda óssea diferenciada entre os implantes, que estavam dentro daquelas
relatadas na literatura. O autor, porém, reconhece no seu trabalho que a
amostragem era pequena.
Pow, Wat e Chow (2000) propuseram um novo sistema de união dente-
implante em próteses fixas, baseado num modelo desmontável indicado para
aqueles casos inevitáveis. Enfatizou que a passividade de assentamento das PFIDS
deveria ser assegurada, o que estaria garantido com o sistema proposto. Apesar das
desvantagens já relatadas na literatura, a combinação entre dentes e implantes
evitaria o cantiléver.
Lindh et al. (2001a) fizeram um estudo retrospectivo em cinco clínicas suecas
com o objetivo de investigar o sucesso das PFIDS. Foram avaliados 26 pacientes
edentados posteriores na mandíbula, reabilitados de um lado com prótese sobre
implantes, e do outro com PFIDS. Todas as próteses tinham antagonistas, 80% dos
pacientes não tinham parafunção e a perda óssea foi verificada periodicamente com
27
radiografias. Os autores verificaram que a intrusão dentária foi o problema mais sério
ocorrido, e só aconteceu com conexão semi-rígida. As conclusões chegadas foram:
as PFIDS estão bem fundamentadas na literatura; essas próteses seriam igualmente
previsíveis no que se refere à sobrevivência dos implantes e perda óssea marginal
no sistema Brånemark; a região do molar inferior seria o local de escolha dessas
próteses; forças axiais não afetariam o nível de perda óssea dos implantes; deve-se
adotar formas rígidas de conectores entre dente e implante.
Lindh et al. (2001b) afirmaram que a combinação entre dentes e implantes
deveria ser considerada como alternativa de tratamento. O autor mostrou um estudo
longitudinal em que 26 indivíduos foram reabilitados, de um lado do arco, com
prótese implanto-suportada, e do outro, com PFIDS. Os resultados mostraram que o
índice de falhas entre os dois tipos de prótese era similar, a perda óssea foi
estatisticamente maior, apesar de pequena, nas do tipo totalmente implanto-
suportadas, e, finalmente, não houve qualquer caso de intrusão dental durante o
período da avaliação.
Cento e vinte e três pacientes tratados com PFIDS, acompanhados entre 18
meses a 15 anos, foram selecionados randomicamente e investigados por Naert et
al. (2001a). A amostragem consistia de um total 339 implantes conectados a 313
dentes e outros 329 implantes unidos entre si por próteses parciais com extremidade
livre. Os autores analisaram os aspectos clínicos e radiográficos, e então publicaram
separadamente como partes I e II. A primeira parte, onde se abordaram os aspectos
clínicos, revelou que os princípios básicos de uma boa oclusão estavam respeitados
em todos os casos. Falhas ocorreram em dez implantes das PFIDS e somente um
em prótese totalmente implanto-suportada. Aconteceram duas fraturas dentais, três
perdas de dente por periodontite, 11 com lesão periapical e nove casos de intrusão
28
dental. Os autores concluíram que, apesar de não haver diferenças estatisticamente
significativas, houve um número maior de insucessos nas PFIDS e, como
conseqüência desse fato, as próteses totalmente implanto-suportadas deveriam ter
prioridade.
Na segunda avaliação, Naert et al. (2001b) foram analisados os aspectos
radiográficos desses mesmos pacientes. Verificou-se que houve perda óssea nos
implantes três vezes maior nos casos de conexão rígida entre dente e implante, se
comparados com as próteses com extremidade livre ou conexão não rígida. Os
autores sugerem que as forças de envergadura têm um papel primordial na etiologia
dos insucessos e, finalmente, baseados nesses estudos, afirmaram que as PFIDS
deveriam ser evitadas, optando-se sempre por próteses com extremidade livre.
Trinta indivíduos foram reabilitados com 30 PFIDS (86 dentes unidos a 85
implantes), acompanhados por três anos e avaliados por Tangerud, Grønningsaeter
e Taylor (2002). Seus resultados não mostraram nenhum caso de insucesso
decorrente da união entre dente e implante, e a conclusão dos autores foi que essas
próteses seriam uma boa alternativa na reabilitação de arcos parcialmente
edentados.
29
2.2 INTRUSÃO
No ano de 1986, Ericson et al. propuseram a associação entre dentes e
implantes, através de próteses fixas, com o objetivo de viabilizar a reabilitação oral
em indivíduos parcialmente edentados, especialmente nos casos em que houvesse
seqüela de tratamento periodontal. Dessa forma, pacientes com mobilidade dental
acentuada e poucos dentes remanescentes poderiam ser favorecidos. Os autores
citaram exemplos de casos em que houve perda de todos os pré-molares e molares,
necessitando, então, de atenção especial na reabilitação protética. Dez pacientes
entre 31 e 60 anos de idade, foram reabilitados com PFIDS, sendo seis com
conexão rígida e com conexão quatro semi-rígida. Após o tratamento periodontal
desses pacientes, eles foram acompanhados e assessorados nos aspectos
referentes à higienização, saúde periodontal e nível ósseo. Depois de três meses,
houve um caso em que ocorreu intrusão do elemento natural na ordem de 1mm do
seu assentamento na prótese. Os autores atribuíram à intrusão, produto das
diferenças biomecânicas entre dente e implante e á concentração de estresse
funcional.
Um caso clínico com intrusão dental foi publicado por Cho e Chee em 1992,
relatando uma reabilitação oral completa em ambos os arcos de um indivíduo,
restando apenas na maxila como dentes hígidos, dentes anteriores. Na mandíbula,
foi confeccionada uma prótese de 12 elementos, estendendo do primeiro molar
esquerdo ao primeiro molar direito. Ali estavam presentes o primeiro pré-molar
esquerdo, canino direito e segundo pré-molar direito. Nesse arco, os implantes
estavam distribuídos da seguinte forma: dois implantes no quadrante esquerdo,
posteriores à região dos pré-molares; dois implantes anteriores e dois posteriores
30
direitos, posicionados de forma alternada com o canino e segundo pré-molar. Foram
empregadas conexões semi-rígidas fresadas na superfície distal do canino direito e
primeiro pré-molar esquerdo. A prótese era do tipo metalocerâmica, estava
parafusada sobre os implantes e assentada sobre os dentes por meio de copings
metálicos de ouro. Um acompanhamento mensal foi realizado e no quinto mês foi
observada uma discrepância no assentamento do canino direito e no segundo pré-
molar desse mesmo lado, portanto, entre implantes e conectados rigidamente aos
mesmos. Os autores afirmaram que as causas da intrusão estariam ainda
desconhecidas, principalmente pelo fato de que dessa vez o problema não estava
relacionado a um pilar terminal.
Rieder e Parel (1993) fizeram um levantamento, a partir de um questionário
entre 110 profissionais, na tentativa de entender o fenômeno da intrusão dental.
Esse questionário foi criado para determinar a influência do desenho da prótese nas
possíveis causas desse fenômeno. As 45 respostas foram divididas em dois grupos:
31 positivos para o fenômeno da intrusão dental e outros 14. Foi observado que o
índice de intrusão foi pequeno entre aqueles que fizeram mais de 100 próteses
combinadas, com uma média um pouco maior de 3%. Por outro lado, entre os
profissionais que tinham pouca experiência a taxa chegou a alarmantes 40%,
segundo os autores. Entre o grupo que sofreu intrusão, não houve preferência entre
tipo de conexão ou desenho da prótese. Na maxila, o fenômeno ocorreu em maior
intensidade nos dentes anteriores e pré-molares, enquanto no arco inferior a
incidência foi quase duas vezes mais freqüente nos pré-molares do que em qualquer
outra localidade desse arco. Não foi possível correlacionar a presença de doença
periodontal ou bruxismo com o fenômeno da intrusão dental. Esse hábito
31
parafuncional estava presente na metade dos casos de intrusão e ausente na outra
metade. A maioria ocorreu no primeiro ano após a instalação da prótese.
Os autores desse estudo propuseram quatro categorias de causas de intrusão
sugeridas pelos profissionais que vivenciaram o problema. Atrofia por desuso foi a
primeira; porém, os autores contestam dizendo que estudos prévios com cortes
histológicos mostraram saúde normal do periodonto não apresentando qualquer
alteração que pudesse sugerir hipofunção. A impactação de detritos foi outra
hipótese. Ela ocorreria entre as paredes dos conectores, e assim poderiam criar um
espaço, que aumentaria gradativamente com nova impactação, entrando em um
ciclo vicioso. Memória de retorno prejudicada, terceira suposição, foi explicada como
intrusão fisiológica do dente que normalmente se assentaria no alvéolo após receber
uma carga oclusal, e seu retorno para a posição original seria dificultado pela
estrutura da prótese. Finalmente a última foi atribuída à união mecânica dos
conectores semi-rígidos, que permitiriam a movimentação do dente no sentido
apical, devido a diferenças entre o eixo de inserção do elemento natural no seu
assentamento no alvéolo e as paredes do conector, agindo assim como uma
catraca. Outra explicação, apresentada pelos profissionais que responderam o
questionário, foi a possibilidade de formação de uma ressonância harmônica na
estrutura da prótese, e essa vibração seria absorvida pelo ligamento periodontal
mais próximo, promovendo a migração apical do dente envolvido. Foi mostrado por
um desses profissionais um caso em que houve reversão da intrusão, pela simples
supressão dessa vibração. Finalmente, os autores concluíram que a causa da
intrusão dental aconteceria por vários fatores e cada caso teria sua própria
explicação.
32
A partir de observações clínicas, Sheets e Earthman sugeriram em 1993 uma
hipótese para a causa de intrusão dental. Foram relatados nesse trabalho dois casos
clínicos em que os pacientes tinham hábitos parafuncionais. O primeiro descreveu
uma PFIDS com conexão rígida, onde houve intrusão dos incisivos laterais. A
prótese foi removida e verificou-se que não havia impactação alimentar entre o
coping e a prótese. Essa prótese foi novamente cimentada com um material
resiliente, objetivando a supressão de qualquer vibração da estrutura protética. Após
três semanas, foi observado que os dentes haviam retornado para seus lugares de
origem. No segundo caso clínico, houve intrusão de um molar após sete meses da
instalação da prótese. Os autores explicaram a forma de dissipação de energia
quando um corpo sólido recebesse um impacto súbito; esse corpo, então, sofreria
deformação elástica. O relativo grau de deformação plástica que um material sofre
suprime uma quantidade de energia elástica, esse montante de energia perdida
seria determinado pelo coeficiente de amortecimento, η , onde:
UDπ
η2
=
• “D” representa o total de energia dissipada por unidade de volume.
• “U” representa a energia elástica por unidade de volume.
A energia de uma onda elástica atenuaria depois de percorrer uma certa
distância, sendo que em materiais com um baixo coeficiente de perda (η ), a
distância percorrida seria muito maior. Quando uma prótese recebesse uma
percussão em um determinado ponto, ondas vibratórias chegariam até o ligamento
periodontal através da estrutura protética e do dente, porque os coeficientes de
amortecimento das ligas metálicas e implantes seriam relativamente pequenos,
ocorrendo então, pouca absorção de energia. Esse estímulo, ao chegar ao
periodonto, seria capaz de ativar osteoclastos ao redor da raiz do dente, com
33
conseqüente intrusão dental. O desacoplamento do dente sob a prótese
interromperia o fluxo de vibração, cessando o processo. Se as ondas de estresse
fossem suprimidas, o dente retornaria à posição original. A necessidade de
desenvolver sistemas que possibilitam a absorção completa das ondas vibratórias foi
uma das conclusões dos autores.
Abrams (1996), no fórum intitulado “The International Forum for Continuing
Education”, afirmou ser esse um fenômeno raro, causado basicamente pela perda
do cimento provisório de fixação da prótese, devido à sua deterioração, resultando
dessa forma numa lacuna entre a parte interna da coroa e sua base de
assentamento. Assim, o acúmulo contínuo de placa bacteriana e detritos formariam
um calço, promovendo uma crescente força no sentido apical, resultando em
migração nesse sentido. Para evitar esse processo, a fixação da prótese deveria
prevenir a perda do cimento, além de um travamento adequado por parafuso.
Entretanto, próteses combinando dente e implante deveriam ser sempre evitadas.
A intrusão dental como pilar de PFIDS foi discutida por Sheets e Earthman
(1997). Os autores verificaram que a literatura considerou a intrusão como
conseqüência de múltiplos fatores, entre eles a atrofia por desuso, impactação de
detritos, memória de repercussão prejudicada e uniões mecânicas, sendo este
processo considerado irreversível. Porém, questionaram cada uma dessas
hipóteses. Segundo eles, a teoria por desuso mostrou-se inadequada, tendo em
vista que, inicialmente, uma das características marcantes era a atividade acentuada
dos osteoblastos e pouca dos osteoclastos, e com o passar do tempo, praticamente
não haveria nenhuma atividade. A literatura revelou, por meio de estudos com
macacos, um afinamento do ligamento periodontal na atrofia por desuso,
exatamente o contrário da intrusão dental, que apresentava intensa atividade dos
34
osteoclastos. Outra teoria, propôs que a intrusão era causada pela impactação de
alimentos entre a prótese e o dente, forçando o último no sentido apical; porém,
esse processo deveria ocorrer também, em próteses convencionais. Foi
demonstrado que os fragmentos de alimentos apenas ocupavam o espaço vazio
formado com o desacoplamento da prótese com a intrusão do dente.
Os autores afirmaram que dentes e implantes dissipavam suas forças de
maneiras diferentes. Devido à sua rigidez, os implantes eram conservadores de
energia, tendo uma deformação predominantemente elástica, em que pouca ou
nenhuma energia era absorvida pelo implante. O dente, por sua vez, recebia o
impacto de energia, transferindo-a através de ondas de tensão para o extremo da
raiz, sendo que a maior parte da onda era difundida pelo ligamento periodontal. A
distância percorrida por essas ondas determinaria o grau de dissipações elástica e
plástica. A tensão mecânica estimulava respostas celulares em osteoblastos e
osteoclastos, resultando em intrusão dentária. Mais de 50% dos problemas
protéticos observados estavam relacionados a fatores de tensão que atuavam na
prótese, sendo que parafusos soltos e fraturados e falhas nos pilares devido à fadiga
do metal também podiam ser responsáveis pela dissipação inadequada de energia.
Se a tensão mecânica gerasse intrusão, deveria ser estabelecido um protocolo que
controlasse os fatores causais, como modificações do desenho da prótese,
lubrificantes supressores de energia, ajuste oclusal e utilização de protetores
oclusais para minimizar os efeitos parafuncionais. O uso de elementos absorvedores
de energia também deveria ser empregado, fazendo com que o dente recebesse
ondas de tensão atenuada, o que reduziria o estímulo sobre o dente e manteria o
equilíbrio de remodelação óssea, impedindo o fenômeno de intrusão. A combinação
de dentes e implantes devia ser evitada, uma vez que não existia um sistema
35
aceitável que fosse capaz de reproduzir o efeito de amortecimento do ligamento
periodontal.
Chee e Cho (1997) publicaram um caso clínico de um implante unitário,
substituindo um incisivo central esquerdo, em que a fixação foi posicionada fora do
alinhamento do arco, muito em direção à face palatina. Foi instalado um conector
fresado unindo ao incisivo central direito, com o objetivo de diminuir o braço de
alavanca formado pela coroa, pois ela teve que ser posicionada mais em direção à
face vestibular para promover um alinhamento com os demais dentes. Após dois
anos, foi notado um desnivelamento entre a coroa do implante e o incisivo central. A
causa para esse desnivelamento, foi apontada como intrusão do dente suporte. A
prótese foi desmontada, o conector foi cortado e a fresa foi preenchida com resina,
transformando duas próteses completamente independentes. Após quatro meses, o
dente sofreu extrusão para uma posição mais favorável. Os autores não chegaram a
uma conclusão quanto à real causa da intrusão, apenas foi levantada a hipótese de
acúmulo de detritos entre as partes do conector. A literatura foi amplamente
debatida, mas sem chegar a um denominador comum.
Uma revisão de literatura sobre os aspectos biomecânicos da união dente e
implante em uma prótese fixa foi realizada por Pesun (1997). Foram abordadas as
diferenças de comportamentos dos implantes e dentes perante uma força oclusal.
Os primeiros teriam uma mobilidade máxima de 10µm e os elementos naturais entre
50 a 200µm, sugerindo um componente intramóvel para tal compensação, como
sistemas resilientes IMZ (Intra Mobil Zylinder). Reconheceu, porém, uma grande
desvantagem devido à necessidade de constante manutenção, por causa da alta
incidência de ruptura do componente interno resiliente. Não foram esquecidos os
possíveis problemas decorrentes da união, como fratura e afrouxamento de
36
parafusos, falha dos componentes e intrusão dental. Todas as teorias sobre esse
fenômeno foram revisadas nessa publicação. A atrofia por desuso foi contestada,
tendo sido afirmado que nesse caso haveria extrusão do dente até que atingisse um
contato de estabilização antagonista, o que seria impedida pela prótese. Houve a
descrição da dissipação de energia elástica com formação de ondas vibratórias,
flexão mandibular, quando da abertura da boca, memória de retorno prejudicada,
impactação de alimentos, flexão protética e efeito catraca do conector semi-rígido. O
autor não chegou a nenhuma conclusão e observou a falta de evidências científicas
que pudesse sustentar qualquer uma delas.
Um levantamento entre os membros da Academia Americana de
Osseointegração para verificar o fenômeno da intrusão dental foi realizado por
Garcia e Oesterle (1998). Os autores abordaram as teorias das causas da intrusão
(atrofia por desuso, impactação de detritos, memória de retorno prejudicada, união
mecânica), descreveram a teoria postulada por Sheets e Earthman (1993) e
levantaram na literatura trabalhos que mostravam intrusão em todos os tipos de
conectores conhecidos. O levantamento foi feito por meio de um questionário
enviado para todos os membros da Academia, com resposta de 32,5%. Dessas
respostas, os autores verificaram que a incidência de intrusão foi em 3,5% dos
casos; estava relacionada diretamente com a experiência dos profissionais; a sua
maioria era do Sistema Brånemark, justificados por serem esses os mais populares,
mas que 44% dos profissionais já tinham vivenciado casos de intrusão. Os autores
concluíram que não houve qualquer evidência que pudesse correlacionar a intrusão
com um tipo específico de desenho de prótese ou de conector entre dente e
implante.
37
Uma revisão de literatura foi realizada por Schlumberger, Bowley e Maze, em
1998, com o objetivo de apurar as possíveis causas da intrusão nas próteses
combinadas dente-implante. Verificou-se nesse trabalho que havia um grande
debate na literatura quanto à previsibilidade dessas próteses. Os autores
observaram que elas eram realizadas na sua maioria porque em algumas situações
era impossível o seu isolamento. As limitações anatômicas para fixação de mais de
um implante, perda de um implante e impossibilidade de realizações de enxertos
ósseos, eram as situações mais apontadas. Os casos de intrusão dental apareciam
em todos os tipos de união entre os pilares e foram apontadas várias causas, entre
elas: falta de passividade no assentamento da prótese; ondas vibratórias; seleções
inadequadas de dentes e pacientes; inexperiência do profissional. A conclusão
obtida dessa revisão foi que a causa da intrusão ainda era desconhecida, e parecia
acontecer por vários fatores. Apesar dos sucessos nesse tipo de prótese, ela ainda
seria imprevisível quanto à longevidade, e por isso próteses totalmente implanto-
suportadas deveriam ser a primeira escolha.
Uma pesquisa realizada por Fugazzotto et al. (1999) apresentou os resultados
de 843 casos, com sistema de implante IMZ (Intra Mobil Zylinder), reabilitados com
1.206 PFIDS. Esse sistema de implante tem a característica de possuir um
componente intermediário resiliente (entre coroa e implante) capaz de absorver
tensões, simulando então, o comportamento do ligamento periodontal. Foram
empregados 3096 conectores parafusados. Houve um acompanhamento ao longo
de 10 anos e verificou-se que ocorreram apenas nove casos de intrusão. Segundo o
autor, os elementos resilientes reduziam a diferença de movimento entre implante
rígido e dente natural, diminuindo a possibilidade de distribuição inadequada da
carga. Essa pesquisa sustentou a hipótese de que conectores parafusados em
38
conjunto com um elemento resiliente podiam prevenir a intrusão do dente natural em
PFIDS. Não houve intrusão dentária em nenhuma prótese com parafuso intacto, mas
quando os parafusos foram perdidos ou fraturados, sem a devida substituição, a
migração apical do dente ficou evidente. A incidência e severidade da intrusão após
a perda do parafuso estavam relacionadas com o fator tempo. Quando essa perda
foi descoberta e reparada antes de três meses, nenhuma alteração ocorreu nos
pilares protéticos.
Um trabalho usando o Método de Elementos Finitos (MEF), realizado por
Akpinar, Anil e Parnas (2000), mostrou que a intrusão dental poderia ser prevenida
quando usado um sistema de implante que absorvesse esforços oclusais. Foi
montado um modelo matemático que consistia de um molar superior, tendo como
antagonista uma prótese sobre um implante IMZ. Por possuir um componente
intermediário intramóvel, feito de um material resiliente, esse sistema de implante foi
capaz de absorver tensões oclusais. Os autores lembraram que o fenômeno da
intrusão apareceu com o advento da união rígida entre implante e dente, o que
poderia gerar tensões, ocasionando a intrusão. O modelo matemático montado
revelou que a maioria das tensões foi absorvida pelo componente resiliente do
implante, o que não aconteceu quando o sistema era completamente rígido.
A viabilidade de tratamento de pacientes edentados parciais com prótese
combinadas foi ressaltada por Becker et al. (2000). Os autores apresentaram
alternativas de união de dentes a implantes em próteses fixas. Ressaltaram que
ambos apresentariam diferentes padrões de movimentação, que seria de 50 a
200µm para o dente e somente 10µm para o implante. Tal diferença poderia
supostamente contra-indicar a união; porém, a adoção de planejamentos
apropriados viabilizaria um comportamento biomecânico satisfatório das PFIDS,
39
contribuindo para o sucesso dos trabalhos reabilitadores. A possibilidade de
ocorrência de intrusão dental foi levantada; entretanto, poderia ser minimizada se a
conexão fosse feita a dois dentes rigidamente unidos entre si. E se deveria adotar
conectores de precisão com parafusos transversos, no lugar dos fresados de
semiprecisão; no entanto, isto acarretaria um aumento de custo laboratorial e
haveria sempre a possibilidade da perda do parafuso de travamento, resultando em
intrusão.
Uma avaliação da evolução da implantodontia nas duas últimas décadas do
século XX foi realizada por Taylor, Agar e Vogiatzi. (2000). Foram enaltecidas as
possibilidades de reabilitação proporcionadas pelos implantes, e o significado delas
para a odontologia. As perspectivas para o futuro também foram traçadas,
objetivando direcionar o foco das atenções para as limitações ainda presentes,
acarretando em maiores estudos. Os autores abordaram os mais diversos aspectos
das próteses sobre implante, como material restaurador da superfície oclusal, que
primeiramente tinha a resina acrílica como única opção por sua maior maciez. Além
desse, outros aspectos também foram discutidos, como a passividade de
assentamento da prótese, prótese parafusada versus prótese cimentada, número de
implantes para uma determinada prótese e forças oclusais sobre os implantes.
Quanto às forças oclusais, se verificou a inexistência, até aquele momento, de qualquer
trabalho in vivo que medisse a intensidade do contato oclusal sobre implantes durante a
mastigação. A combinação de dentes e implantes numa mesma prótese também foi
extensivamente discutida. Foram realçadas a possibilidade da ocorrência de intrusão
dental e a falta de previsibilidade dessa reabilitação. Os autores afirmaram que a real
etiologia do fenômeno ainda era desconhecida, assim como havia uma carência de
40
evidências experimentais que dessem suporte a qualquer teoria, e por isso essa
seria uma área ainda sob o foco das pesquisas.
Um grupo de 30 pessoas foi tratado com PFIDS para um estudo de Block et
al. (2002), a fim de se avaliar qual o melhor tipo de conexão entre dentes e
implantes, uma vez que a literatura não seria conclusiva no tipo de união a ser
adotada nesses casos. Todos os pacientes receberam um implante em cada lado do
arco inferior e uma prótese de três elementos unindo a um dente, com conexão
rígida de um lado e semi-rígida do outro. O objetivo principal da pesquisa era avaliar
e comparar o grau de perda óssea nos implantes com os dois tipos de conexão. Dos
resultados obtidos, os autores concluíram que não houve diferença significativa
entre as duas formas de união para essa avaliação. Porém, dos pacientes que
receberam conexão semi-rígida, 66% apresentaram intrusão dental passível de
medição, enquanto que a incidência nas rígidas foi 44%. Os autores atribuíram
esses resultados à falta de passividade no assentamento das próteses, que de
alguma forma gerava tensões, levando à migração dental.
41
2.3 MÉTODO DE ELEMENTOS FINITOS (MEF)
2.3.1 Definição de MEF
Reddy (1993) definiu o Método de Elementos Finitos (MEF) como uma
poderosa ferramenta matemática capaz de simular situações e, conseqüentemente,
encontrar soluções nas mais diversas áreas. Pela definição do autor, todo fenômeno
da natureza, seja biológico, geológico, ou mecânico, poderia ser compreendido com
o auxílio das leis da física.
A determinação da distribuição das tensões da pressão sangüínea com as mais variadas formas de vasos e resistências sujeitas às variações mecânicas, térmicas e/ou aerodinâmicas, assim como encontrar a concentração de poluentes no mar ou na atmosfera e simular condições climáticas, na tentativa de compreender e prever as formações de tornados e tempestades, são alguns exemplos entre muitos problemas. (REDDY, 1993, p.3, tradução nossa).
Seguindo na análise, a formulação matemática dos fenômenos físicos e a
análise numérica dos modelos matemáticos seriam duas tarefas em que se deveria
manter em foco os estudos desses fenômenos.
Conforme Gallagher (1975), o MEF de Duas Dimensões (MEF 2D) seria um
método válido, para análise do comportamento de estruturas planas, com formas
regulares e de pouca espessura. A representação gráfica da malha numérica se
limitaria a dois eixos vetoriais, x e y. Sendo assim, a avaliação de tensão,
deformação e estado de deslocamento poderia ser mais facilmente conseguida e
compreendida nesse modelo mais simples. Entretanto, compensações precisariam
ser feitas para enquadrar o comportamento do corpo em duas dimensões,
distanciando um pouco da realidade. O MEF de Três Dimensões (MEF 3D) seria
mais adotado para análises de corpos sólidos assimétricos, empregando
42
basicamente, elementos tetraédricos e hexaédricos, com um sistema de
coordenadas com três eixos vetoriais, x, y e z.
2.3.2 Implantodontia e o MEF
Uma comparação entre tensão estrutural das PFIDS com conexão rígida e
semi-rígida foi avaliada por Misch e Ismail (1993) pelo MEF 3D. Foi escolhido o
tridimensional por ser mais preciso e fornecer valores mais reais, tanto qualitativos
quanto quantitativos, segundo os autores. O modelo consistia de 950 elementos
tetraédricos e hexaédricos, com um total de 1.110 nós. O osso foi considerado como
uma estrutura completamente homogênea, tendo um único valor para o módulo de
elasticidade. Uma força estática de 2,27 Kg foi aplicada sobre cada unidade da
ponte fixa resultando na soma de 6,8 Kg. Os resultados tiveram uma avaliação
qualitativa e mostraram uma mínima diferença entre as duas conexões, apesar de
que os picos de tensões máximos foram ligeiramente maiores na união rígida.
Conforme Baiamonte et al. (1996), o MEF sempre foi usado para diversos
estudos, tendo a análise qualitativa como centro das investigações. As análises
quantitativas sempre ficaram à margem da interpretação; sendo assim, os valores
quanto à magnitude dos deslocamentos e tensões eram apenas indicativos de suas
localizações. Diante disso, os autores montaram um estudo experimental com seis
implantes numa mandíbula de um macaco (Macaca mulata) e compararam os
resultados obtidos com MEF 3D, abordando os aspectos quantitativos. O
experimento com o animal foi realizado da seguinte forma: os seis implantes foram
fixados na mandíbula, aguardados dois anos para osseointegração; o animal foi
sacrificado, a mandíbula foi dessecada e congelada após três horas da morte. Uma
43
força conhecida foi aplicada, forçando um afastamento entre os implantes, e os
resultados referentes ao deslocamento linear e angular foram medidos a cada
mudança da força. As medições foram feitas em duas posições ao longo do
comprimento de cada pilar. A magnitude das forças foram registradas por meio de
dois dispositivos elétricos cimentados nos braços dos expansores. Esses
dispositivos eram recalibrados a cada medição, e os deslocamentos medidos
através de um microscópio com precisão de ±2 mícrons. Após a realização desse
estudo experimental, uma análise do mesmo caso foi feita através do MEF 3D. Os
autores procuraram interpretar quantitativamente o deslocamento linear e angular
promovido pela ação da força. Os resultados obtidos mostraram concordância entre
os dois métodos de estudo, sendo que numa simulação pelo MEF 3D, com uma
carga de 49N , módulo de elasticidade (E) de 2,2N/mm2 e Coeficiente de Poisson (v)
de 0,33, a discrepância foi de 3%; e em outra, quando apenas a carga aplicada se
alterou para 98N, a discrepância foi ainda menor, 0,8%. Ocorreram discordâncias
maiores, mas foram atribuídas a grandes desvios dos valores médios, o que teria
uma influência maior sobre os resultados. Entre as conclusões obtidas, uma delas foi
que a literatura seria capaz de fornecer valores confiáveis de módulo de elasticidade
para osso trabecular e cortical para serem usados em estudos pelo MEF 3D em
mandíbula.
Stegaroiu et al. (1998) fizeram um estudo usando o MEF 3D para avaliar a
influência do material da prótese na distribuição das tensões sobre o osso, quando
empregadas liga de ouro, porcelana ou resina numa prótese de três elementos
sobre implantes. Todos os materiais foram considerados como isotrópicos e de
elasticidade linear. Os autores adotaram valores médios para as propriedades
elásticas dos materiais, justificando que a literatura apresentava uma diversidade
44
grande de números. As interfaces entre componentes foram adotadas como rígidas,
da mesma forma entre o osso e o titânio. O modelo consistia de 3.328 elementos e
com 3.846 nós. Foi aplicada uma carga de 1N ao longo do eixo do implante e
também no sentido vestíbulo-lingual, separadamente. Os resultados foram
analisados qualitativamente, verificando-se que as tensões apresentaram-se
similares nos elementos em liga de ouro e de resina. A suposta proteção da interface
osso-implante promovida pela resina não pôde ser percebida, ao passo que o
emprego de resina acrílica ou composta no lugar de ouro ou porcelana poderia
aumentar as tensões sobre o implante e osso, na ausência de estrutura metálica.
A vibração em próteses sobre implantes em diferentes tipos de qualidade
óssea foi analisada por Huang et al. (2002). O objetivo era mensurar a freqüência e
ressonância frente a impactos oclusais, uma vez que ela poderia estar relacionada
com o grau de reabsorção óssea ao redor do implante. Adotou-se o MEF 3D pela
sua capacidade de simulação numérica em corpos com formas anatômicas
complexas e propriedades físicas variadas, além da possibilidade de atingir limites
extremos difíceis de reproduzir por outros métodos. Um modelo matemático foi
confeccionado, reproduzindo um implante com um cicatrizador em um bloco ósseo.
Foram adotados os módulos de elasticidade dos diferentes tipos de osso, conforme
a classificação de Lekhlm e Zarb (1985). Para maior confiabilidade, um modelo real
foi construído com vértebra suína com as mesmas proporções do modelo
matemático. Uma série de testes in vitro foi realizada para obtenção da freqüência e
ressonância real em implantes. Os resultados foram comparados e mostraram
semelhança, com valores para o osso tipo 1 superiores aos demais, um pouco
maiores para o modelo computadorizado. Isto foi atribuído à possibilidade de os
valores do estudo in vitro estarem subestimados ou ao fato de terem sido adotadas
45
todas as uniões no modelo matemático completamente unidas, com elasticidade
linear. Desse trabalho os autores concluíram que a altura e a densidade óssea
afetaram a freqüência vibratória do implante. O MEF 3D seria um método confiável
para a análise de vibração em implantes e essa vibração deveria ser considerada no
desenvolvimento de dispositivos que prevenissem qualquer falha com os implantes.
Pierrisnard et al. (2002) realizaram um estudo para avaliar a ocorrência de
micromovimentos em implantes imediatamente após sua inserção. O teste foi
realizado em três sistemas diferentes, e a metodologia eleita foi a MEF 3D. O
objetivo era avaliar a micromovimentação dos implantes quando submetidos à carga
imediata, o que contribuiria para o insucesso, pela formação de tecido fibroso sem a
desejada osseointegração. Para a realização desse estudo, os autores conceberam
todos os materiais envolvidos como isotrópicos e que reagiriam com elasticidade
linear, assim como se desconsiderou a viscoelasticidade da estrutura óssea sob
esforço oclusal. A carga oclusal aplicada foi de 500N, pois significaria o valor médio
máximo que o sistema estomatognático seria capaz de exercer sobre os dentes. O
valor adotado pelos autores para as propriedades mecânicas das estruturas
referentes ao Coeficiente de Poisson (v) foi de 0,3 para o titânio e para os três tipos
de osso esponjoso avaliados (Tipos 1, 2 e 3), enquanto que o osso cortical recebeu
0,35. Os módulos de elasticidade (E) empregados foram de 140GPa para o titânio,
14GPa para o osso cortical, 2,5GPa para o osso esponjoso Tipo 1, 1,5GPa para o
osso esponjoso Tipo 2 e 0,5GPa para o osso esponjoso Tipo 3. Os autores
justificaram o uso dos três tipos de osso por apresentarem rigidezes diferentes,
sendo que o osso Tipo I seria mais rígido, proporcionando uma maior firmeza ao
implante. Os resultados desse estudo passaram por uma análise qualitativa e
quantitativa, revelando que houve uma maior movimentação do implante padrão
46
rosqueado, que chegou a 3,938 x 10-5m, enquanto no sistema com um tipo de
travamento intraósseo por lâminas a movimentação foi de 2,817 x 10-5m. Esses
resultados referem-se àqueles obtidos com osso esponjoso Tipo I, sob força
horizontal e carga de 500N. A conclusão final foi de que o sistema com um pino
transverso tem uma maior estabilidade, mas o outro com travamento por lâmina
permitiu uma maior distribuição da tensão por todo o implante.
Mennicucci et al. (2002) realizaram um estudo em uma PFIDS com três
elementos, usando o MEF 3D como método de estudo, com o objetivo de avaliar as
tensões geradas sobre o osso ao redor do implante. Os autores justificaram tal
investigação afirmando que a maioria dos trabalhos in vitro revelam uma grande
concentração de estresse ao redor do implante, próximo à região cervical, e uma
distribuição desigual do esforço oclusal, como resultado da maior mobilidade do
dente, proporcionada pelo ligamento periodontal. No entanto, os estudos in vivo não
teriam demonstrado que tal desigualdade exerceria uma ação tão deletéria para o
implante e o osso. Os autores também destacaram que a maioria dos trabalhos
anteriores omitiu a capacidade visco-elástica do ligamento periodontal, considerando
apenas sua deformação elástica sob força oclusal. Para essa investigação, os
autores montaram dois modelos, um em duas dimensões para análise qualitativa e
outro em três para análise quantitativa. A configuração da PFIDS usada nos dois
modelos era a mesma, ou seja, com um implante cilíndrico na região posterior da
mandíbula conectado rigidamente a um pré-molar por um pôntico. Todos os
materiais envolvidos no estudo foram considerados homogêneos e de
comportamento isotrópico elástico, exceto o ligamento periodontal. As propriedades
mecânicas dos materiais adotados nessa avaliação estão mostradas na Tabela 1:
47
TABELA 1 PROPRIEDADES MECÂNICAS DOS MATERIAIS
FONTE: Menicucci et al. (2002).
Dois tipos de carga foram usados no estudo. Primeiramente, foi
aplicada uma força estática de 50 Kg, considerada como aquela exercida pela
musculatura na mastigação e durante o bruxismo. Num segundo momento, foi
ministrada uma carga de impacto de 50 kg por 5µs, o que seria para os autores um
valor compatível com uma mordida. Pelos resultados obtidos, eles concluíram que
as propriedades visco-elásticas do ligamento periodontal participam de maneira ativa
na preservação da integridade do sistema. Também viram que sob a ação da força
de impacto, o esforço foi distribuído de forma igualitária sobre o dente, implante e
osso. Porém, sob carga estática, houve uma maior penetração do dente no alvéolo,
fazendo com que a ponte funcionasse como uma alavanca sobre o implante,
resultando em maior tensão sobre o osso circundante.
Wang et al. (2002) realizaram um trabalho usando o MEF 3D para analisar os
efeitos dos materiais das próteses e da união rígida entre os implantes em condições
de baixa qualidade óssea. Para a confecção do modelo numérico, os autores
consideraram todos os materiais usados no modelo matemático como homogêneos,
isotrópicos e com elasticidade linear. Todas as interfaces dos modelos foram
atribuídas como sendo completamente unidas; desta forma, desprezou-se qualquer
Materiais Módulo de Elasticidade (E)
Coeficiente de Poisson (v)
Osso cortical 13.700MPa 0,30 Osso esponjoso 1.370 MPa 0,30 Mucosa 1MPa 0,37 Esmalte dental 84.100MPa 0,20 Dentina 18.600MPa 0,31 Polpa 2MPa 0,45 Titânio 103 400MPa 0,35 Liga de ouro 100 000MPa 0,30
48
possível fricção entre componentes do implante; da mesma forma, assumiu-se uma
perfeita osseointegração. Como as propriedades elásticas de todas as estruturas
foram consideradas lineares, cargas estáticas de 1N foram ministradas no sentido
horizontal e vertical, ao longo do eixo do implante. Os resultados receberam uma
análise qualitativa, revelando que coroas de materiais rígidos, como porcelana,
sobre implantes unitários gerariam uma maior tensão no osso circundante de baixa
qualidade, enquanto que a união rígida com mais implantes favoreceria a dissipação
dessas tensões.
2.3.3 Propriedades mecânicas dos materiais e características das
estruturas envolvidas
De Deus (1960) realizou um levantamento topográfico de todos os dentes e
verificou que 82% dos primeiros pré-molares inferiores possuíam uma raiz com
forma oval, no sentido mésio-distal em corte transversal. Freqüentemente,
apresentava sulcos nas faces proximais dessa raiz, mais ou menos profundos no
sentido cérvico-apical. A cavidade pulpar quase sempre tinha a mesma forma
exterior do dente, tanto o conduto radicular em relação à raiz quanto a câmara em
relação à coroa. A média encontrada do comprimento total do dente foi de 21,6mm.
Schier e DuBrul (1975) descreveram o primeiro pré-molar inferior como um
dente unirradicular, com a raiz ovalada em secção transversal e um perímetro mais
circular na porção coronária em comparação a seu antagonista. A face vestibular
seria mais inclinada, de maneira que a ponta da cúspide estaria direcionada ao
centro do plano oclusal superior no sentido vestíbulo-palatino. A média das medidas
desse dente seria conforme Tabela 2:
49
TABELA 2 MEDIDAS MÉDIAS DO PRIMEIRO PRÉ-MOLAR INFERIOR
FONTE: Schier e DuBrul (1975).
A determinação de uma classificação para os diversos tipos de ossos,
baseada em análise subjetiva de radiografias, foi idealizada por Lekholm e Zarb
(1985). O objetivo era facilitar a seleção do paciente e eleger os melhores sítios para
fixação dos implantes. Tal classificação diferenciava quatro tipos dos diversos
padrões de arquitetura e densidade ósseas, através de exames radiográficos (Fig.
1). O osso Tipo 1 estaria presente em quase toda mandíbula, se caracterizaria por
ser mais homogêneo e teria uma alta densidade. O osso Tipo 2 possuiria um osso
trabecular denso compreendido por uma camada cortical óssea espessa. O Tipo 3
teria a mesma constituição do anterior, diferente apenas na espessura mais fina da
cortical óssea. Finalmente, o osso Tipo 4 teria uma baixa densidade óssea envolta
por uma fina camada cortical.
Estrutura Comprimento
Diâmetro mésio-distal da coroa 6,0 – 8,0mm
Altura da coroa – face vestibular 7,5 – 11,0mm
Altura da coroa – face lingual 5,0 – 5,8mm
Tamanho do dente 18,5 – 27mm
50
FIGURA 1 – Qualidades dos tipos de osso. FONTE: Lekholm e Zarb (1985, p.202).
Anusavice (1998) afirmaram que as propriedades mecânicas seriam definidas
pelas leis da mecânica, ou seja, a ciência que lida com a energia, forças e seus
efeitos sobre os corpos. Para sua compreensão, foi enfatizada a importância do
conhecimento de alguns conceitos como: tensões de deformações (Tensão de
Tração; Tensão de Compressão); deformações elásticas (Módulo de Elasticidade;
Flexibilidade; Coeficiente de Poisson); propriedades de resistência. As propriedades
mecânicas embasadas em deformações elásticas, também chamadas de
deformação reversível, foram assim definidas:
• Módulo de Elasticidade (E), também conhecido como Módulo de Young
ou Módulo Elástico; representaria a relativa rigidez de um material. Se um
material estivesse sob força de tensão de tração ou de compressão, antes
da deformação permanente, e esses valores fossem divididos pela
deformação resultante da compressão ou tração exercida, uma constante de
proporcionalidade seria obtida. Essa constante foi definida como Módulo de
Elasticidade e representada pela letra grega ΕΕ e não constituiria uma medida
de resistência de um material. Quanto mais baixa for a deformação de um
51
material para uma determinada força de tensão (tração ou compressão),
maior seria o módulo de elasticidade. A unidade do Módulo de Elasticidade
seria dada pela força dividida pela área. Essa grandeza seria obtida tanto
por testes de tração quanto de compressão. Sendo assim, o cálculo para um
corpo de prova sob teste de tração seria da seguinte forma:
0lûO
AP1
DeformaçãoTensão
E =∈
==
Por definição:
1AP
Tensão ==
=∈=0lûO
Deformação
E = módulo de elasticidade
P = carga ou força aplicada
A = área transversal
� ��������� ������ ����� ���������� �����
l0 = comprimento original
• Coeficiente de Poisson: seria representado pela letra grega v e definido
como o valor absoluto da relação entre as deformações transversais e
longitudinais medidas em um eixo sob tração axial. Estaria relacionado com
a natureza e a simetria das forças de união interatômicas. Para um corpo de
material ideal isotrópico, ou seja, com as mesmas propriedades físicas em
todas as direções, que tivesse o volume constante, o Coeficiente de Poisson
seria de 0,5 (inexistente na natureza); portanto, quanto mais próximo de 0,5
52
fosse o Coeficiente de Poisson de um determinado material, maiores seriam
suas características isotrópicas.
Rosenstiel, Land e Fujimoto (2001) definiram o preparo ideal para a
confecção de coroas totais em metalocerâmica. A profundidade do desgaste deveria
permitir uma espessura de porcelana tal que encobrisse completamente a cor do
metal, favorecendo a estética; por causa desse desgaste, seria o menos
conservador dos preparos. A estrutura metálica da restauração deveria permitir uma
espessura mínima de porcelana de 1,2mm, favorecendo assim a estética e
resistência, mesmo quando os contatos oclusais fossem sobre cerâmica.
Um método para determinação da arquitetura e densidade óssea através de
tomografias computadorizadas foi proposto por Shahlaie et al. (2003). A
popularização das tomografias viabilizou a proposta do estudo em traçar uma forma
mais objetiva e precisa na classificação óssea. O trabalho foi realizado em
cadáveres e foi verificado que os resultados se assemelhavam àqueles encontrados
pela avaliação subjetiva de Lekhom e Zarb (1985). No entanto, o método favoreceu
a diferenciação entre os ossos de Tipo 2 e 3.
53
2.4 FORÇAS OCLUSAIS
Os efeitos das forças oclusais sobre implantes e a influência do material
restaurador da superfície mastigatória das próteses foram avaliados por Hobkirk e
Psarros (1992). A proposta desse trabalho in vivo foi verificar se a resina acrílica ou
porcelana influenciariam os picos de força alcançados durante a mastigação. A
metodologia adotada consistia de cinco indivíduos com próteses sobre implantes aos
quais foram acoplados transdutores de força e tomados registros durante a
mastigação com diferentes tipos de alimentos, ora com porcelana, ora com resina.
Entre as conclusões obtidas com os resultados, estavam que a média dos picos de
força mastigatória variava muito de indivíduo para indivíduo e não houve diferenças
significativas nesses picos com porcelana ou resina.
Weinberg (1993) fez uma avaliação das PFIDS frente às forças oclusais.
Mostrou que os sistemas de implantes permitiram uma flexão perante uma carga
oclusal. Haveria um pequeno grau de flexibilidade entre os componentes do sistema
de implante, como resultado da flexão e deformação dos parafusos de retenção e
fixação, além de movimentos entre os componentes do implante. Os possíveis tipos
de movimentação seriam o macromovimento da ordem de 0,5mm e observável
clinicamente, o micromovimento de 0,1 a 0,5mm, mais difícil de ser visto, mas
possível de ser mensurado, e finalmente o mícron-movimento, em nível angstron,
menor que 0,1mm. Devido ao macromovimento permitido pelo ligamento periodontal
dos dentes, o comportamento deles seria distinto frente às diferentes direções das
forças oclusais presentes na função oral. Os dentes teriam movimentação maior e os
implantes estariam restritos apenas à elasticidade óssea, medida em mícrons, além
da flexibilidade dos componentes. Por causa disto preconizou-se a redução da
54
inclinação de cúspides, diminuição do braço de alavanca das próteses e troca
periódica dos parafusos, prevenindo afrouxamento e fraturas.
Paula (1998) fez um estudo longitudinal de nove meses, avaliando a força de
mordida com um aparelho (gnatodinamômetro) em um grupo de indivíduos dentados
naturais e os comparou com outros com diferentes características configurações de
reabilitação, próteses totais removíveis muco-suportadas e implanto-suportadas.
Pelos resultados, houve a conclusão de que a força de mordida nos dentados
naturais era superior aos demais, sendo a região de molares com a maior
intensidade e a de incisivos, menor. Observou também que os indivíduos
aumentavam a carga em próteses sobre implantes com o tempo, ao tornarem-se
mais confiantes.
Para Simon (2000), 75% da população teriam alguma patologia dental
atribuída a fatores biomecânicos. Apesar de a cárie ser o principal foco de atenção
da perda dental, a maioria delas seriam conseqüências de fatores biomecânicos. A
odontologia teria associado a parafunção apenas às dores orofaciais, ignorando os
efeitos patológicos óbvios sobre os dentes. “Apesar de os engenheiros terem
estudado e quantificado os efeitos do estresse mecânico sobre estruturas, alguns
dentistas parecem acreditar que, de alguma forma, os dentes são imunes às leis da
física.” (SIMON, 2000, p.601, tradução nossa). Segundo o autor, os corpos físicos,
incluindo os dentes, poderiam ser submetidos a três forças básicas. A primeira seria
a compressão, que corresponderia às forças aplicadas ao longo eixo do dente; a
segunda seria a tensão, definida como força direcionada entre 180° e 90° em
relação ao longo eixo do dente; finalmente, a terceira seria o cisalhamento descrito
como força aplicada perpendicularmente ao longo eixo do dente. A mandíbula e a
maxila funcionariam como alavanca Classe III, os molares receberiam muito mais
55
esforços por estarem mais próximos ao fulcro e, por causa disso, seriam os
primeiros dentes a serem perdidos, por receberem forças de até 500lbs/pol2. Os
incisivos inferiores, normalmente, seriam os últimos, por estarem longe do fulcro,
recebendo uma carga máxima de 150 lbs/pol2. Foram investigados 100 indivíduos e
observou-se a presença de patologias dentais por causas biomecânicas em todos
eles. Diante desses resultados, os profissionais foram aconselhados a investigar
primeiramente a presença de um dos 12 sinais e sintomas, objetivando a prevenção
de qualquer conseqüência mais séria em decorrência de esforços oclusais
excessivos. Esses sinais e sintomas seriam: dentes sensíveis; dentes fraturados;
dentes desgastados; dentes lascados; fraturas internas (trincas); síndrome do dente
fraturado; recessão gengival; exposição radicular; abfração; movimentação dental;
dentes com mobilidade; perda dental.
Bassit, Lindström e Rangert (2002) realizaram um estudo com o objetivo de
investigar se a porcelana, no lugar da resina acrílica sobre a superfície oclusal das
próteses, poderia acarretar maiores traumas sobre os implantes. Os autores
consideraram dois fatores que tornavam essa hipótese discutível. O primeiro se
relacionava à velocidade de fechamento da mandíbula e sua massa, que poderiam
não ser suficientes para gerar qualquer choque significativo e o segundo afirmava
que qualquer diferença de elasticidade existente entre os materiais da superfície
oclusal poderia ser suprimida pela flexibilidade óssea. Os autores disseram que o
estudo in vivo foi reflexo da afirmação prévia de Taylor, Agar e Vogiatzi. (2000) – da
necessidade de uma investigação dessa natureza, por não existir qualquer outro
trabalho. Para a realização desse estudo, foram selecionados cinco indivíduos
reabilitados com implantes Brånemark. Foram selecionados os pré-molares, por
estarem numa região intermediária entre a região posterior, que tem uma maior força
56
oclusal que a anterior, a qual apresenta uma maior velocidade de fechamento. Desta
forma, acreditaram ter conseguido um perfeito equilíbrio entre força muscular e
velocidade de impacto. Paralelamente, testes in vitro da mesma natureza foram
executados para posterior comparação. Para ambos os testes (in vivo e in vitro),
próteses de resina e porcelana foram confeccionadas e fixadas com um dispositivo
na interface para registrar as tensões. Objetivando assegurar que as próteses
recebessem o contato oclusal no teste intra-oral, elas foram ajustadas em supra-
oclusão, de modo que o primeiro contato ocorresse nelas durante a mastigação. Foi
pedido aos indivíduos que fizessem sucessivos movimentos de mordida. Foram
feitas duas diferentes avaliações: pico de força e tempo necessário para o alcance
desse pico. Houve uma grande variação quanto à força máxima registrada em cada
indivíduo; no entanto, não ocorreram diferenças estatisticamente significativas para
os diferentes tipos de material restaurador. Todavia, o tempo necessário para atingir
o pico máximo de força no estudo in vivo foi da ordem de 0,1 segundo em todos os
casos, sem nenhuma diferença estatística entre os tipos de prótese, enquanto que
na avaliação in vitro, esse tempo foi de 300µs, atribuído à queda livre de um peso,
sem a ação de musculatura. A conclusão obtida foi de que a resiliência dos
diferentes materiais era significativa somente nas avaliações in vitro.
McCoy (2002) estabeleceu algumas diretrizes para minimizar os efeitos
deletérios que a parafunção poderia causar aos implantes. Uma das primeiras
preocupações foi reconhecer sinais e sintomas que denunciassem a presença de tal
hábito parafuncional; segundo o autor, 30% dos indivíduos não têm consciência de
sua manifestação. As facetas de desgastes, exostoses, recessão gengival e fadiga
do material restaurador seriam os sinais mais constantes encontrados. Verificou-se
que a maioria das reabilitações com implantes poderia suportar bem as cargas
57
oriundas da mastigação e deglutição, em torno de 50lb/pol2, enquanto na
parafunção, essa força poderia variar entre 500 e 1.000lb/pol2.
Preocupados com a possibilidade de os valores referentes à força de
mastigação em implantes estarem subestimados, Morneburg, Pröschel e Nat (2002)
realizaram um experimento in vivo para conferir essas forças mastigatórias. Segundo
os autores, a literatura citaria números variando de 17N a 450N, que poderiam ser
conseqüência de diferentes técnicas, envolvendo diferentes testes de mastigação,
alimentos, pacientes, dentição, configurações de transdutores e modo de avaliação
dos resultados, não havendo, portanto, uma padronização da metodologia. Diante
de tal possibilidade, foi proposto um método de medição da força mastigatória que
consistia de um dispositivo fixado diretamente sob o pilar suporte da coroa ou da
prótese parcial fixa; desta forma, todo esforço mastigatório seria registrado por estes
sensores, independentemente da localização da incidência da carga. O estudo foi
feito em nove indivíduos voluntários com próteses de três elementos suportados por
dois implantes, na região posterior dos arcos. Os resultados mostraram uma média
de 220N, com um pico máximo registrado de 450N. Paralelamente, um sensor foi
posicionado sob dois pônticos que obtiveram uma marca de 91N, o que levou os
autores a concluir que os testes desse tipo teriam registros menores que os reais.
58
3 PROPOSIÇÃO
Este estudo tem os seguintes objetivos:
• Verificar a ocorrência de vibração em uma PFIDS com conexão rígida em
metalocerâmica de quatro elementos sob carga dinâmica, pelo Método de
Elementos Finitos em três dimensões (MEF 3D).
• Realizar uma análise qualitativa.
• Analisar outra PFIDS com as mesmas características, porém de três
elementos, e verificar a influência da diminuição da distância entre os pilares.
59
4 MATERIAL E MÉTODOS
4.1 OBJETO DE ESTUDO
As ondas vibratórias presentes nas PFIDS, apontadas por Sheets e Earthman
(1993) como provável causa da intrusão do dente pilar, são o objeto de estudo deste
trabalho. Conforme esses autores, essa vibração seria conseqüência da rigidez
promovida pelo implante, nesse tipo de reabilitação protética, o que resultaria então,
numa maior deformação elástica perante as forças oclusais. Sendo assim, o
comportamento das próteses combinadas seria diferente daqueles encontrados nas
totalmente dento-suportadas.
A distância entre pilares mostrou ser relevante no sucesso desse tipo de
reabilitação protética, como foi mostrado por Naert et al. (1992) e Sheets e Earthman
(1997). Esses autores perceberam que o índice de intrusão era maior em dentes
próximos a implantes.
Paralelamente, Cho e Chee (1992), além de Rieder e Parel (1993) notaram
que a intrusão poderia aparecer em qualquer região de ambos os arcos,
independentemente do desenho protético. A simples supressão da vibração com um
material lubrificante poderia favorecer ao realinhamento de dente na arcada
(SHEETS; EARTHMAN, 1993) ou mesmo evitar a intrusão por meio de sistemas
absorvedores de choques (FUGAZZOTTO et al., 1999; AKPINAR, ANIL, PARNAS,
2000).
Elegeu-se o método de elementos finitos como metodologia para investigar a
existência e a dinâmica das ondas vibratórias, pois como são regidas por leis da
física, são passíveis de cálculos matemáticos (REDDY, 1993). Como as estruturas
60
envolvidas na avaliação são corpos sólidos, de formas complexas e assimétricas,
optou-se pelo estudo tridimensional, garantindo-se assim maior acuidade dos
resultados (GALLAGHER, 1975).
Para a realização do estudo, um modelo de prótese com quatro elementos
dentais foi digitalizado, e posteriormente, foram feitos os ajustes matemáticos. O
modelo de três elementos foi obtido pela simples remoção do segundo pré-molar por
computação gráfica, garantindo-se, assim, a constância da massa e anatomia dos
demais dentes.
61
4.2 OBTENÇÃO DO MODELO DIGITALIZADO
Uma réplica de uma PFIDS em resina acrílica1 de quatro elementos, unindo
um pré-molar inferior a um implante na posição do segundo molar inferior serviu
como base inicial para a obtenção do modelo matemático (Fig. 2). A anatomia da
prótese obedeceu aos princípios propostos por Rosenstiel, Land e Fujimoto (2001),
dentro dos limites práticos, porém garantindo a validade dos resultados, por se tratar
de análise qualitativa (BAIAMONTE et al., 1996)
FIGURA. 2 – Modelo da PFIDS em resina acrílica.
1 Duralay; Reliance Dental Mfg. Co., Worth, ILL, EUA.
62
Posteriormente, foi obtido um molde da prótese acrílica com silicona de
adição1, e então, vazado com gesso tipo IV2. De forma a permitir o uso de um
referencial na obtenção das imagens, três hastes de grafite3 de 0,5mm de diâmetro e
60mm de comprimento foram posicionadas no modelo perpendicularmente ao plano
oclusal, antes da presa do gesso. A primeira haste situou-se na incisal do canino, e
as outras duas distantes 15mm entre si, numa plataforma construída na região
posterior ao molar sobre o implante, antes da obtenção do molde com silicona. O
paralelismo entre as três foi conseguido com um delineador4 (Fig. 3).
FIGURA. 3 – Posicionamento das hastes de grafite.
O modelo de gesso foi fixado em um calibrador de cortes de precisão
fabricado pelo Departamento de Engenharia Mecânica da Pontifícia Universidade
1 Presidente; Silicona de adição; Coltène, Altstätten, Suíça. Importado por Vigodent, Rio de Janeiro
Brasil 2 Velmix; Keer Lab. Sybron Dental Specialties. Importado por Pro-dent. Poto Alegre, RS. 3 Faber Castel; São Carlos, SP, Brasil 4 Bioart, São Carlos, SP, Brasil.
63
Católica de Minas Gerais (PUC-MG), que permitia uma regulagem por um
macrômetro (Fig. 4):
FIGURA. 4 – A – Calibrador de cortes; B – Modelo montado sobre o aparelho.
O aparelho foi então parafusado em um cortador de gesso1, substituindo sua
plataforma. Os cortes foram realizados a cada 1mm (Fig. 5 A), ditados pela
realização de uma volta completa do macrômetro do calibrador (Fig. 5 B):
FIGURA 5 – A – calibrador preso ao cortador de gesso; B – macrômetro do calibrador.
1 DCL – Dentária Campineira Ltda; Campinas, SP, Brasil.
A B
AA BB
64
A cada desgaste, a parte do calibrador em que o modelo de gesso estava
preso era removida, posicionada sobre um digitalizador ótico1, e a superfície fatiada
digitalizada por varredura, gerando 16 arquivos de imagens bidimensionais na
dimensão de 800 x 600 pixels para cada corte (Fig. 6).
FIGURA 6 – Cortes digitalizados: exemplos 1, 2, 5, 7 e 11.
Todo o processo de confecção do modelo digitalizado, bem como a
realização dos testes, foram feitos pelo Departamento de Engenharia Mecatrônica
da PUC-MG. O programa de desenho industrial assistido por computador, CATIA2,
foi usado para montar as imagens umas sobre as outras para obtenção do modelo
tridimensional da PFIDS de quatro elementos, tendo sido confeccionada em
elementos sólidos, facilitando, assim, a modelagem em elementos finitos (Fig. 7). As
hastes de grafite permitiram uma maior precisão nessa sobreposição de imagens,
pela coincidência dos pontos criados em cada superfície desgastada:
1 HP Scanjet 2200c, Hewlett-Packard; Palo Alto, CA, EUA. 2 Dassault; Suresnes, França.
65
FIGURA 7 – PFIDS de quatro elementos.
Uma figura de um primeiro pré-molar inferior direito foi digitalizada de um atlas de
anatomia bucal (SICHER, DUBRUL, 1975) obtendo-se uma imagem bidimensional (Fig.
8), e então, construído um modelo de um dente com 19mm de comprimento total,
obedecendo à proporcionalidade entre coroa e raiz. O tamanho do pré-molar foi baseado
no trabalho desses mesmos autores, além do trabalho de De Deus (1960). Como a raiz
desse dente tem formas mais regulares em comparação com a PFIDS, foi possível
modelar sua forma, usando-se apenas os recursos de computação gráfica. Por se tratar
de uma análise qualitativa o implante pôde ser cilíndrico, assim como o trabalho de
Menicucci et al. (2002), com 4mm de diâmetro e 13mm de comprimento (Fig. 9).
FIGURA 8 – 1º pré-molar inferior direito: A – face vestibular; B – face mesial; C – face lingual; D – face oclusal. FONTE: SICHER e DUBRUL (1975, p.233)
66
FIGURA 9 – PFIDS de quatro elementos.
Após a conclusão do modelo digital tridimensional, foi feita uma redução de
aproximadamente 20%, por meio de computação gráfica, para a obtenção da
estrutura metálica interna de uma prótese em metalocerâmica em liga de ouro
(Fig. 10), com a devida anatomia (ROSENSTIEL; LAND; FUJIMOTO, 2001).
FIGURA 10 – PFIDS de quatro elementos com estrutura metálica interna.
67
Terminada a confecção do modelo de quatro elementos, foi removido
digitalmente o pôntico referente ao segundo pré-molar com toda malha interna
metálica e da cerâmica; e, então, foi feita a aproximação dos pilares pelo mesmo
programa CATIA. Essa técnica permitiu que a anatomia e a massa dos elementos
restantes permanecessem constantes.
Por se tratar de uma análise qualitativa e serem considerada todas as
estruturas como homogêneas, lineares elásticas, além de desconsiderar as
interfaces entre osso, implante e seus componentes, o implante pôde ter forma
cilíndrica, já que os filetes presentes na estrutura foram impostos por restrições
matemáticas, quando da confecção do modelo em elementos finitos.
O segmento ósseo mandibular foi desenhado diretamente por computação
gráfica, tendo sua forma externa arbitrada, pois para este estudo não há qualquer
significância num modelo em estado plano de deformação. Os desenhos finais das
pontes de três e quatro elementos com as respectivas estruturas foram então
concluídos (Fig. 11 A e B)
FIGURA 11 – PFIDS de três elementos (A); PFIDS quatro elementos (B); ambas com segmento ósseo.
A B
68
4.3 Ajuste do modelo matemático
De posse dos modelos gráficos da etapa anterior, foi usado o mesmo
programa de desenho CATIA para a geração das curvas, a partir de ajustes
matemáticos com funções de terceira ordem. Dessa forma, foi possível gerar as
superfícies que, posteriormente, foram importadas pelo programa PATRAN1,
gerando as malhas de elemento finitos de cada estrutura anatômica (dente, osso,
implante e prótese) de forma independente e impostas as condições de restrição e
de carregamentos, conforme o exemplo da PFIDS, de quatro elementos protéticos,
apresentado abaixo (Fig. 12).
FIGURA 12 – Malha da PFIDS de quatro elementos.
1 MSC Softwares; CA, EUA.
69
O critério auto-adaptativo foi escolhido para a geração das malhas de cada
estrutura criada inicialmente para a superfície e, posteriormente, para a parte
interna, usando elementos tetraédricos com três graus de liberdade por nó,
totalizando 79.422 elementos e 16.300 nós, na PFIDS com quatro elementos
protéticos, sendo que para a prótese de três elementos os valores foram 101.818 e
20.433, respectivamente. Esses valores obedeceram a um critério auto-adaptativo
realizado pelo programa PATRAN1. Vale ressaltar que os graus de liberdade
correspondem aos deslocamentos possíveis dos nós dos elementos finitos
adotados.
O equipamento usado foi um computador Pentium IV de 1,7 GHz de
velocidade, 1Gb de memória RAM, 80 GB de disco rígido e 64Mb de memória de
vídeo.
1 MSC Softwares; CA, EUA.
70
4.4 Definição dos testes
Buscando maior legitimidade, os valores do Módulo de Elasticidade (E) e do
coeficiente de Poisson (v) (ANUSAVICE, 1998) dos diferentes materiais envolvidos
foram colhidos de estudos semelhantes, como o de Menicucci et al. (2002). Esses
valores estão descritos na Tabela 3, excetuando-se aqueles do osso esponjoso e da
porcelana. Optou-se por empregar os valores do osso Tipo I, com maior módulo de
elasticidade (PIERRISNARD et al. 2002), por ser mais comum na mandíbula
(LEKHOLM; ZARB, 1985; SHAHLAIE et al., 2003) e apresentar maior vibração em
implante unitário, segundo estudo de Huang et al. (2002). Para a porcelana, foi o
mesmo usado por Wang et al. (2002), que fizeram um trabalho mais específico, ao
avaliar, pelo MEF 3D, o efeito do material restaurador sobre o implante.
Todos os materiais usados no modelo matemático foram considerados como
homogêneos, isotrópicos de característica linear elástica, estão relacionados na
Tabela 3 (MENICUCCI et al. 2002; PIERRISNARD et al., 2002; WANG, et al., 2002).
Todas as interfaces dos modelos foram consideradas como completamente unidas,
desconsiderando-se assim, qualquer possível fricção entre componentes do implante
e sua ancoragem no osso:
71
TABELA 3 PROPRIEDADES DOS MATERIAIS DO ESTUDO
FONTE: MENICUCCI et al. (2002); PIERRISNARD et al. (2002); WANG et al. (2002).
A prótese foi do tipo metalocerâmica por ser a mais usada (SHEETS,
EARTHMAN, 1997), além de não representar diferença in vivo para os implantes em
relação às resinas (BASSIT, LINDSTRÖM; RANGERT, 2002). A conexão rígida
entre dente e implante foi a escolhida, pois correspondia aos casos de intrusão
publicados por Cho e Chee (1992) e Sheets e Earthman (1993; 1997), os quais
inspiraram a hipótese das ondas vibratórias.
Para a realização da simulação computadorizada com o modelo matemático
obtido da etapa anterior, foram empregados dois programas com funções distintas.
O programa PATRAN1 foi usado para a inserção dos dados no computador e leitura
dos resultados, enquanto o NASTRAN2 ficou responsável pelo processamento. Foi
aplicada uma carga harmônica de 1N nas freqüências de 0 a 0,55Hz, e intervalos
de 0,05 Hz, na porção mediana da prótese, no sentido mésio-distal, perpendicular ao
plano oclusal. Foi promovida uma restrição à carga num plano inferior com um 6o de
liberdade por eixo vetorial (Fig. 13). A mesma metodologia foi adotada para a
prótese de três elementos (Fig. 14):
1 MS Software; CA, EUA. 2 MS Software; CA, EUA.
Materiais Módulo de Elasticidade (E)
Coeficiente de Poisson (v)
Osso Cortical 13 700 MPa 0,30 Osso Esponjoso 2 500 MPa 0,30 Dentina 18 600 MPa 0,31 Titânio 110 000 MPa 0,35 Porcelana 68 900 MPa 0,28 Liga de ouro 100 000 MPa 0,30
72
FIGURA 13 – Aplicação da carga na PFIDS de quatro elementos com restrição.
FIGURA 14 – Aplicação da carga na PFIDS de três elementos com restrição.
Carga 1N
Restrição
Restrição
Carga 1N
73
O uso da carga de 1N foi escolhido por possibilitar características
adimensionais ao modelo, ou seja, sem interferência da quantidade de força, mas
apenas a freqüência em que essas ocorrem. Esse procedimento possibilitou uma
maior confiabilidade e comparação entre os resultados obtidos em cada modelo.
74
5 RESULTADOS
Foram realizadas coletas de tensões e deformações dos modelos no domínio
da freqüência e posteriormente, das deformações no domínio do tempo.
Sob o domínio da freqüência, as tensões, pelo critério de Von Mises, geradas
nas PFIDS, foram medidas em MPa (Fig. 15 e 16). A maior tensão, após a aplicação
da força na PFIDS de três elementos, foi verificada sobre os implantes e nas regiões
correspondentes às conexões rígidas. Observaram-se valores de 0,251MPa na
região cervical mesial do implante e 0,565MPa na conexão rígida, entre o pré-molar
e o pôntico. Para a PFIDS de quatro elementos, a maior tensão foi verificada nas
mesmas regiões que a prótese anterior; porém, com um valor próximo para ambas
as áreas, da ordem de 0,93MPa:
FIGURA 15 – Tensão na PFIDS de três elementos.
MPa
75
FIGURA 16 – Tensão na PFIDS de quatro elementos.
O deslocamento foi analisado após a aplicação de uma carga de 1N com
freqüência de 0 a 0,55Hz em ambas as PFIDS. Os valores foram consideravelmente
menores para a prótese de três elementos; obteve-se deslocamentos conforme o
mostrado na Figura 17. Pode-se observar que o maior deslocamento ocorreu
próximo à área da aplicação da força, ou seja, sobre o pôntico, sendo que o valor
correspondente para a raiz do pré-molar foi de 2,07x10-5 mm para o ápice,
alcançando 3,91x10-5 mm na região cervical:
MPa
76
FIGURA 17 – Deslocamentos (mm) da PFIDS de três elementos após aplicação de carga de 1N.
O mesmo teste foi realizado na PFIDS de quatro elementos protéticos,
obtendo-se números mais expressivos, de acordo com a Figura 18. O deslocamento,
nesse caso, foi igualmente maior na região da atuação da força; no entanto, atingiu
marcas bem mais significativas, da ordem de 7,67x10-5mm. A raiz do pré-molar
também teve valores superiores, que variaram de 4x10-5mm a 6,06x10-5mm:
mm
77
FIGURA 18 – Deslocamentos (mm) da PFIDS de quatro elementos após aplicação de carga de 1N.
Uma análise comparando deslocamento versus o tempo também foi realizada
e os dados foram coletados no ápice da raiz do pré-molar nas duas próteses,
correspondente ao número 3 (Fig. 19 e 20).
mm
78
FIGURA 19 – Pontos de coleta de dados da PFIDS de três elementos.
FIGURA 20 – Pontos de coleta de dados da PFIDS de quatro elementos.
79
O gráfico gerado, medindo o deslocamento do ponto 3 (Fig. 19 e 20) em um
período de tempo, mostrou um deslocamento inicial menor na PFIDS de três
elementos protéticos de 4x10-5mm com 15,0s; com um repique, alcançando
6x10-5mm em 30,0s e depois outro repique, com pouco mais que 8x10-5mm a 70,0s.
Esse comportamento pode ser caracterizado como aparecimento de ressonância, o
qual foi diferente na prótese maior, que inicialmente teve uma magnitude de
deslocamento superior à outra prótese, por volta de 9x10 -5mm a 15,0s;
posteriormente houve um decréscimo constante até o tempo de 60,0s, tendo
também um novo aumento do deslocamento em 80,0s, chegando a um valor
próximo a 8x10-5mm, visto no Gráfico 1:
GRÁFICO 1 – Deslocamento versus tempo das duas PFIDS.
mm
s
80
6 DISCUSSÃO
As PFIDS foram apontadas como solução para a reabilitação de indivíduos
edentados parciais em algumas situações específicas (ASTRAND et al. 1991). No
entanto, logo foi percebido que poderia ocorrer intrusão dental (ERICSON, et al.,
1986). Esse fenômeno ainda é um problema presente e, por isto, merecedor de
profunda investigação (CHEE, CHO, 1997; BLOCK et al., 2002). A literatura não é
clara quanto às verdadeiras causas da intrusão, porém apresenta várias teorias na
tentativa de explicá-la (RIEDER, PAREL, 1993; SHEETS, EATRHTMAN, 1993;
SHEETS, EATRHTMAN, 1997). Alguns trabalhos revelaram uma baixa taxa de
intrusão, apesar da grande abrangência entre os profissionais (GARCIA,
OESTERLE, 1998); no entanto, existem outros em que a incidência foi elevada, sem
que houvesse uma definição sobre o real motivo, apenas suposições, como as
descritas por Rieder e Parel (1993) e Block et al. (2002).
A descrição da biomecânica das próteses sobre implantes (SKALAK, 1983) e
a recomendação de Brånemark, Zarb e Albrektsson, (1985) induziram à contra-
indicação das próteses combinadas. Porém, alguns estudos mostraram que havia
alguma flexibilidade entre componentes e uma elasticidade óssea que poderiam
favorecer a biomecânica das PFIDS encorajando a união (RANGERT, GUNNE,
SULLIVAN, 1991; WEINBERG, 1993).
Uma grande polêmica está presente na literatura. A vulnerabilidade do
ligamento periodontal em dentes que suportavam próteses combinadas foi revelada
por Klinge et al. (1991). Entretanto, Pesun et al. (1999), fundamentados em estudos
em cães, afirmaram não haver qualquer dano periodontal como conseqüência do
uso de PFIDS. Contudo, alguns questionamentos podem ser levantados a respeito
81
da metodologia empregada, como a escolha do tipo de animal, de sua dieta e do
desconhecimento quanto à possibilidade de hábitos parafuncionais, como ocorre nos
humanos, entre outros. A parafunção foi citada como um dos possíveis fatores que
poderiam desencadear os insucessos (RIEDER, PAREL, 1993).
A dúvida foi sempre uma constante em todos os trabalhos, apesar de alguns
entusiastas das próteses mistas, como Clepper (1997). Apesar de um estudo ter
mostrado que a associação entre dentes e implantes não propiciou perda óssea
maior que a já conhecida em casos de próteses implanto-suportadas (NAERT et al.,
1992), mesmo assim os autores não as indicariam como primeira escolha. Contudo,
num outro trabalho (NAERT et al., 2001b) foram mais enfáticos ao contra-indicar as
PFIDS, revelando nesse caso uma perda óssea três vezes maior. Outros estudos
afirmaram que, mesmo com os sucessos publicados, não haveria previsibilidade das
PFIDS, muito menos um protocolo consagrado a ser seguido de quando, como e
especialmente quais seriam as restrições à união entre dente e implante (AMET,
1993; SATUTS, 1997; INGBERG, 1997; SCHLUMBERGER, BOWLEY, MAZE, 1998;
NAERT et al., 2001a). Diante de tal carência, Becker et al. (2000), preconizaram
algumas diretrizes, ao reconhecer a importância do tema.
São inegáveis os sucessos dessas próteses em muitas situações (HOSNEY
et al., 2000; POW, WAT, CHOW, 2000; LINDH et al., 2001a); porém, sem uma real
compreensão dos motivos para tais êxitos. Um fato a se considerar é que, em muitos
casos, a amostragem era pequena (HOSHEY et al., 2000; TANGERUD,
GRØNNINGSAETER, TAYLOR, 2002). Uma peculiaridade naquele trabalho
publicado por Astrand et al. (1991), muitas vezes considerados como referência de
sucesso (LINDH, GUNNE, DANIELSSON, 1997; PESUN et al., 1999; POW, WAT,
CHOW, 2000), deve ser considerada, pois todas as reabilitações eram inferiores, tendo
82
próteses totais removíveis muco-suportadas como antagonista, o que certamente
contribuiu consideravelmente para a redução dos esforços oclusais, favorecendo a
biomecânica. Todavia, reconhecem-se situações em que não há outra alternativa,
senão combinar implante e dente. A perda de uma fixação e, principalmente,
limitações anatômicas que impossibilitam a colocação de mais pilares, entre outros,
são os motivos mais constantes (JANSEN, 1997; SCHLUMBERGER, BOWLEY,
MAZE, 1998).
O melhor seria se as próteses combinadas fossem completamente previsíveis
e houvesse a certeza de sua longevidade. Entretanto, falta-nos compreender
completamente sua biomecânica, prevenir problemas, como o fenômeno da intrusão
dental. De todas as teorias para explicá-la, nos pareceu mais lógica a proposta por
Sheets e Earthman (1993) sobre as ondas vibratórias, reafirmadas num segundo
momento (SHEETS, EATRHMAN, 1997) e mesuradas em um implante unitário por
Huang et al. (2002). Apesar de ter sido contestada por Schlumberger, Bowley e
Maze (1998), foi a única que explicava a intrusão publicada por Cho e Chee (1992),
além de outras (RIEDER, PAREL, 1993), em que o elemento natural estava
posicionado entre implantes e conectado rigidamente a eles. Causa-nos estranheza
tal questionamento, uma vez que todas as outras possibilidades (RIEDER, PAREL,
1993; ABRAMS, 1996) foram descartadas de forma convincente pelos autores da
teoria das ondas vibratórias. A flexão mandibular com a abertura da boca descrita
por Pesun (1997) não explica as intrusões ocorridas no arco superior (RIEDER,
PAREL, 1993; SEETS, EARTHMAN, 1993).
Não podemos negar que em casos de conexão semi-rígida poderia haver
outras causas além da vibração, como o efeito catraca, resultado da falta de
paralelismo entre o eixo de assentamento do dente no alvéolo e as paredes internas
83
do conector semi-rígido. Nesse caso, o dente teria dificuldade de retornar à posição
original com a cessão da força oclusal, mantendo as tensões no ligamento
periodontal, resultando em intrusão (RIEDER, PAREL, 1993). Vale lembrar que o
trabalho de Fugazzotto et al. (1999), realizado sobre implantes IMZ, com um
componente interno resiliente e teoricamente capaz de absorver vibração, teve
resultados interessantes. Eles mostraram poucas intrusões, somente quando o
parafuso de travamento do conector de precisão afrouxou, transformando a conexão
em semi-rígida, apesar de o componente intramóvel ainda estar presente, cumprindo
seu papel. É importante dizer que o comportamento mecânico do conector de
precisão, com travamento por parafuso transverso, é muito semelhante ao do tipo
rígido, pois ambos não permitem qualquer mobilidade entre as partes. Por outro
lado, não houve qualquer outra intrusão em uma amostragem consideravelmente
extensa (843 casos com 1.206 PFIDS), o que viria a corroborar com idéia da
capacidade do componente resiliente ter contribuído ativamente na supressão das
vibrações. Observação semelhante, sobre essa capacidade, também foi feita por
Pesun (1997) e Akpinar, Anil e Parnas (2000).
O conector semi-rígido mostrou uma maior incidência de intrusão (CHEE,
CHO,1997; LINDH et al., 2001a; BLOCK et al., 2002) que poderia ser explicada pela
soma de dois fatores. O primeiro seria a falta de assentamento passivo
indispensável para o sucesso (POW, WAT, CHOW, 2000), tornando essa conexão
mais rígida, não aliviando as tensões sobre os dentes, e o outro seria a maior
facilidade da migração apical do elemento natural, por não estar completamente
preso à PFIDS, através da cimentação associada à união totalmente rígida.
Um fato importante relatado na literatura foi a maior incidência do fenômeno
da intrusão dental entre profissionais com menor experiência nesse tipo de prótese
84
(RIEDER, PAREL, 1993; GARCIA, OESTERLE, 1998). Diante do acontecimento,
pressupomos que profissionais mais experientes fazem uma melhor seleção dos
pacientes, programando outro tipo de reabilitação para casos duvidosos, além de um
melhor planejamento para as PFIDS.
Os efeitos deletérios de forças excessivas sobre os dentes foram claramente
mostrados por Simon (2000), revelando uma maior perda de dentes por fatores
biomecânicos do que por cárie. Preocupações como essa inspiraram estudos e
levaram Lindh et al. (1997) a afirmar que os componentes de implantes suportariam
bem forças mastigatórias, não havendo necessidade de componentes intramóveis.
Entretanto, Kayacan, Ballarini e Mullen (1997) foram discordantes e disseram que
componentes intramóveis seriam necessários para o alívio de forças rotacionais,
diminuindo assim as tensões na conexão com o dente. McCoy (2002) também teve
preocupações semelhantes. Tudo isto nos revela o grande número de trabalhos na
literatura sobre a questão: forças oclusais sobre as próteses. Apesar de tudo, ainda
não foram suficientes para elucidar tal questão.
Outro questionamento seria a possibilidade de os valores de referência para
carga aplicada às próteses estarem subestimados (MORNEBURG, PRÖSCHEL,
NAT, 2002). Sendo assim, quais seriam as conseqüências reais dessas forças sobre
as PFIDS? A fadiga do material restaurador e a perda do agente cimentante da
prótese também foram observadas, quando esforços excessivos foram aplicados
(BREEDING et al., 1991; ABRAMS, 1996; MCCOY, 2002), associadas à progressiva
confiança do paciente em exercer mais força nas reabilitações sobre implantes no
decorrer do tempo (PAULA, 1998). Todos esses estudos revelam uma íntima
correlação com a teoria de vibração, proposta por Sheets e Earthman (1993; 1997),
que certamente é conseqüência de esforços oclusais.
85
A dificuldade de se fazer um estudo in vivo para analisar a vibração levou à
escolha do MEF 3D. Essa metodologia foi amplamente empregada na odontologia
(MISCH, ISMAIL, 1993; STEGAROIU et al., 1998; PIERRISNARD et al., 2002) e tem
revelado ser a mais eficiente para realizar investigações como essa (MENICUCCI, et
al. 2002). Baiamonte et al. (1996) mostraram a validade das análises qualitativas e
quantitativas feitas por esse método. Por causa disto se pôde considerar, no
presente trabalho, todas as estruturas como homogêneas, rigidamente unidas entre
si, e sem interface entre osso e implante, pois se trata de uma análise qualitativa,
assim como de outras investigações (MISCH, ISMAIL, 1993; STEGAROIU et al.,
1998; WANG et al., 2002).
Apesar da complexidade, a escolha do modelo de três dimensões residiu no
fato de não apresentar as limitações existentes no modelo de duas dimensões (MEF
2D). Ao analisar tensões, por exemplo, em um corpo de prova pelo MEF 2D, elas
teriam que ser representadas matematicamente em um único plano pelos eixos
vetoriais x e y. As tensões geradas num terceiro eixo z seriam proporcionalmente
decompostas para os dois primeiros, o que não corresponderia com a realidade.
Essa compensação certamente implicaria na possibilidade de inclusão de erros,
obtendo-se então, resultados menos precisos (GALLAGHER, 1975).
É sabido que na aplicação de uma carga sobre qualquer estrutura são
gerados esforços em todas as partes envolvidas, como mostrado anteriormente por
Menicucci et al. (2002). A avaliação desses autores revelou grandes tensões sobre o
osso circundante ao implante, coincidente com a área desse pilar encontrada no
presente estudo. A PFIDS de três elementos (Fig. 15) mostrou tensões maiores que
a de quatro (Fig. 16), podendo explicar tais valores com o menor grau de
flexibilidade dessa por causa da menor distância entre os pilares. Além desse local,
86
ocorreu também, uma maior tensão sobre a conexão rígida que unia o pré-molar ao
pôntico, podendo ser interpretado como resultado do estrangulamento anatômico
dessa área, ditado pela anatomia da prótese, associada à mobilidade presente no
pré-molar.
O deslocamento também foi analisado. Ele significa o grau de deformação
elástica com a completa recuperação da forma original. Entretanto, a recuperação se
dá de uma forma bastante rápida, que é diretamente proporcional à resultante dos
módulos de elasticidade dos materiais que compõem a estrutura. Desta forma,
quanto maiores forem esses módulos e mais rapidamente for aplicada e cessada a
força, maiores serão a velocidade de recuperação da forma original. É importante
salientar que esses valores são elevados para os componentes de uma PFIDS, ou
seja, metais e porcelana, associados à relativa rigidez com que o implante está
ancorado ao osso. No entanto, conforme as leis universais da física, há uma
tendência a que o movimento de recuperação elástica se perpetue, o que significa
que o corpo irá ultrapassar o ponto original (ponto de equilíbrio), antes da aplicação
da força. Isto resultará em uma nova deformação no sentido inverso, acarretando
então outra recuperação elástica, ultrapassando novamente aquele ponto de
equilíbrio, e assim por diante. Esse movimento tem a tendência de obedecer a esse
ciclo, que podemos interpretar como vibração, até que alguma força atue no sentido
contrário, interrompendo o processo, conforme descrito por Sheets e Earthman
(1993).
Diante de tais leis da física, já era esperado que o deslocamento fosse menor
na PFIDS de três elementos (Fig. 17), pois ela tem uma rigidez maior, devido à
menor distância entre os pilares da prótese. Também era esperado que o tempo
necessário para restabelecimento do repouso total (sem vibração) fosse maior na
87
prótese menor, porque o módulo de amortecimento, que se contrapõe à vibração,
cresce geometricamente conforme a massa aumenta; sendo assim, a PFIDS de três
elementos teria um módulo de amortecimento consideravelmente menor. Dessa
forma, ficaria o questionamento se essa maior permanência da vibração sobre o
periodonto não seria capaz de ativar osteoclastos ali presentes, com a conseqüente
reabsorção óssea e intrusão dental. Vale salientar que estudos mostraram a
deterioração do agente cimentante após um período de tempo da prótese em função
(BREEDING et al., 1991; ABRAMS, 1996), o que favoreceria o desacoplamento do
dente pilar do seu assentamento sob a prótese, facilitando o movimento de migração
apical. Como visto (Fig. 17), a maior rigidez resulta em uma maior vibração. Isto
pode explicar por que a falta de assentamento passivo da prótese, relacionado à
experiência do profissional, pode favorecer a intrusão (POW, WAT, CHOW, 2000;
SCHLUMBERGER, BOWLEY, MAZE, 1998; TAYLOR, AGAR, VOGIATZI, 2000,
BLOCK et al., 2002).
Na comparação do tempo de permanência da vibração para as diferentes
distâncias entre pilares (Graf. 1), um fator inesperado e de extrema relevância:
apareceu um fenômeno que pode ser caracterizado como ressonância, que consiste
em uma coincidência entre a freqüência de atuação de forças com as propriedades
físicas e características anatômicas de uma estrutura. Essa coincidência resulta
numa somatória não desejada na engenharia, pois é capaz, muitas vezes, de causar
uma falha estrutural e levar todo o sistema a um colapso total. Nessa avaliação,
esse fenômeno ocorreu mais cedo na prótese de três elementos e de forma mais
intensa, além de manifestar mais vezes em um mesmo período de tempo,
comparado à prótese maior. A ressonância poderia ser mais um fator com potencial
de promover a ativação dos osteoclastos, além de promover a deterioração do
88
cimento, facilitando ainda mais a intrusão, quando o dente estiver próximo a um
implante, devido à maior rigidez.
Diante dos resultados desse estudo, ficou evidente que a vibração pode
ocorrer em uma PFIDS e dissipar até a raiz do dente pilar, como mostrado nas
Figuras 17 e 18. Foi revelado também, o aumento das tensões com a aproximação
dos pilares, o que resultou numa maior rigidez estrutural da prótese, favorecendo a
vibração, além da possibilidade de ocorrência de ressonância, e de resultar em falha
estrutural, levando ao insucesso e perda do trabalho protético.
89
7 CONCLUSÕES
Após os estudos, pôde-se concluir que:
• Houve vibração em ambas as próteses.
• O deslocamento ocorrido na PFIDS de quatro elementos foi maior que na de
três.
• A resposta à aplicação da força foi maior na prótese de três elementos e
permaneceu por um período superior sobre o dente com a aproximação dos
pilares, apesar do deslocamento ter sido menor.
• Houve o aparecimento do fenômeno da ressonância em ambas as PFIDS,
porém de forma mais intensa e mais freqüente na prótese menor (pilares
mais próximos).
• Diante dos resultados e evidências da literatura, a vibração, somada à
possível ocorrência do fenômeno da ressonância, pode ser uma das
prováveis causas da intrusão dental em dentes próximos a implantes, em
próteses fixas implanto-dento-suportadas com conexões rígidas.
90
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