Análise fotoelástica da distribuição de tensões em implantes osseointegráveis com diferentes desenhos.

O objetivo deste estudo foi analisar qualitativa e quantitativamente a distribuição das tensões geradas em modelos fotoelásticos após a aplicação de cargas verticais de 150 N, em implantes osseointegráveis de diferentes desenhos. Foram selecionados 3 implantes: I.) Serson Implant 3,75 x 13 mm, Hexágono Externo; II.) Colosso RC 4,0 x 13 mm, Hexágono Interno; III.) Kopp 4,0 x 13 mm, Cone Morse.

Para a análise da distribuição de tensões foram confeccionadas 3 hemimandíbulas em resina fotoelástica a partir da duplicação de três réplicas de hemimandíbulas humanas de poliuretano. Cada implante foi posicionado e fixado no interior da hemimandíbula fotoelástica na região do segundo pré-molar ausente. Através do polariscópio circular pertencente ao laboratório de Materiais Dentários da Faculdade de Odontologia de Piracicaba FOP-UNICAMP, foi possível visualizar as franjas isocromáticas nos modelos. Na análise qualitativa foi observado o início da primeira franja e a distribuição das tensões quando aplicado 150 N de carga. A análise quantitativa foi obtida através da formula da lei ótica das tensões, conhecendo a respectiva ordem de franja no ponto de interesse, a constante ótica do material e a espessura do modelo. Este cálculo permitiu conhecer a tensão cisalhante de cada implante.

O implante cilíndrico Serson, H.E apresentou distribuição das tensões na região cervical, apical e média do implante com maior tensão cisalhante na região cervical, seguido pela região media e apical. O implante Colosso RC com H.I apresentou distribuição das tensões na região apical, cervical e média do implante com um padrão uniforme de tensões nas três regiões. O implante Kopp, com desenho cônico e C.M apresentou distribuição das tensões na região cervical, apical, e média do implante com maior concentração de tensão cisalhante na região apical, seguido pela região cervical e media conjuntamente.

Baseado nos resultados e na metodologia empregada neste estudo conclui-se que os três desenhos de implantes apresentaram padrões diferentes de distribuição de tensões, observando-se menor concentração de tensões nos implantes cônicos com conexões internas H.I e C.M. O implante cilíndrico com H.E apresentou maior concentração de tensão.

Palavras-chave: Implante dentário; Implante dentário endo ósseo; Osseointegração.

 

INTRODUÇÃO

A reabilitação oral com implantes dentários melhorou a qualidade de vida de milhares de pacientes nas últimas quatro décadas. Estima-se que os implantes dentais atinjam atualmente taxas de sucesso próximas de 96 %. Os trabalhos de Tseng et al.(2009), Buser et al.(1991), confirmaram esses altos índices de sucesso a longo prazo com a utilização de implantes osseointegráveis no tratamento de pacientes totalmente edêntulos.

No entanto, têm-se observado que fatores como o planejamento cirúrgico, a execução de uma técnica cirúrgica traumática, a biocompatibilidade, o desenho do implante e suas características de superfície, assim como as condições do leito receptor, podem interferir no sucesso da osseointegração dos implantes (Lavelle, 1981; Cheroudi et al., 1992; Boyne & Herford, 1994). Respeitadas as condições da técnica cirúrgica e a saúde do tecido ósseo hospedeiro, fica claro que existem condições específicas do implante que determinam seu sucesso ou insucesso, entre elas está o desenho (Kasemo, 1983).

Um sistema de implante é caracterizado por suas macro e microestruturas, propriedades intrínsecas, tipo de conexão implante-intermediário, presença ou ausência de espiras, desenhos espirais, micro arquitetura da superfície e composição química. Estes são desenhados visando conseguir o sucesso clínico e, para que se obtenha um protótipo ideal de implante, devem-se responder as dúvidas existentes sobre qual é a intensidade de transferência do estresse aos tecidos biológicos e as respostas destes tecidos frente a este estresse (Torezan, 1998). Por tal motivo, os princípios biomecânicos são relevantes no desenho e padronização dos implantes (Brunski, 1988).

A biomecânica de um implante é diferente daquela de um dente natural pois este é circundado por ligamentos periodontais. A possibilidade de transferir carga excessiva ao implante e deste ao osso adjacente pode acabar ultrapassando o limite fisiológico e provocar a perda da osseointegração (Kenney & Richards, 1998). Devido a esta função dos implantes de transferir cargas oclusais aos tecidos biológicos, o objetivo dos desenhos funcionais é direcionar estas cargas através de uma melhor distribuição dessas forças, otimizando a função das próteses suportadas por esses implantes. Entretanto, não é fácil quantificar a intensidade de força que pode levar a sobrecarga, pois a capacidade óssea individual de suportar forças apresenta uma grande variabilidade (Markarian, 2005).

Na atualidade diversas pesquisas tem surgido em relação ao desenho dos implantes dentários, especificamente no desenvolvimento de substâncias que melhoram a resposta óssea, a determinação da superfície ideal dos implantes dentários, nas alterações da geometria externa dos implantes, incluindo as dimensões das roscas e o desenho dos encaixes entre o implante e o pilar que sustenta a prótese.

Esta última área de pesquisa busca um desenho mais favorável para a distribuição das tensões produzidas pelo contato dentário, e a otimização da adaptação entre o pilar e o implante, reduzindo as tensões e diminuindo a colonização bacteriana na interface implante – componente protético.

Algumas inovações introduzidas nos implantes dentais e nos componentes de próteses produziram resultados significativos, como os apresentados por Norton em 1998, avaliando implantes dentários com conector cônico do pilar ao implante, onde foi observada menor perda óssea em relação ao hexágono externo.

Binon (2000) constatou que no mercado americano existiam disponíveis mais de 90 desenhos de implantes, existindo 1363 opções com variações entre altura e diâmetro. Com relação ao tipo de conexão do implante existiam disponíveis mais de 40 desenhos, com um total de 72 plataformas de implantes, em um universo de mais de 1500 opções de pilares. O autor enfatiza que a alteração do desenho dos implantes dentários deve-se a necessidade de simplificar o procedimento cirúrgico, aumentar a previsibilidade de sucesso em osso de baixa qualidade, possibilitar a instalação imediata do implante, melhorar a distribuição das tensões, melhorar a estabilidade e o interesse comercial por encontrar uma imagem de marca diferenciadora.

Segundo Taylor (2003) e Binon (2000) as vendas de implantes anuais no mercado americano somam 300 milhões de dólares e existem em todo o mundo cerca de 100 a 125 empresas. O mercado de implantes brasileiro acompanha as tendências internacionais e fabrica implantes parecidos com as dos sistemas com sucesso internacional (Bernardes, 2006). No momento são ofertados no mercado brasileiro implantes com diferentes desenhos estruturais, entretanto as modificações no desenho devem estar baseadas em métodos científicos, Bernardes et al. (2006).

Portanto, estudos laboratoriais são de extrema importância para analisarmos situações clínicas. Na odontologia, a análise de tensões fotoelástica tem sido amplamente utilizada, permitindo a avaliação global do estado de tensões de um determinado componente. Com o intuito de obter dados para a compreensão dos diferentes desenhos propostos para a reabilitação oral com próteses sobre implantes, este estudo teve como objetivo analisar qualitativamente e quantitativamente a distribuição das tensões geradas nos modelos fotoelásticos após a aplicação de cargas verticais de 150 N, em implantes cilíndricos com diferentes junções protéticas.

 

REVISÃO DA LITERATURA

 

Desenvolvimento dos Implantes Dentais

Desde os primórdios, o homem sempre se preocupou em ter uma arcada dentária completa e saudável, por representar saúde e beleza em algumas culturas antigas e outras atuais. Diante da ausência de algum elemento dentário, ocorreu a necessidade da reabilitação bucal, para devolver tanto a função como a estética, Dosualdo & Agostinho (2007).

O primeiro registro de patente de um implante dental é de Edwin J.Greenfield em 1901, feito em Kansas, E.U.A; apresentando uma arquitetura em forma de cesto cilíndrico (Serson, 1985). Curiosamente, o implante apresentava algumas características bastante utilizadas atualmente. Este possuía dois corpos, instalados em dois momentos distintos, e a prótese sobre ele era instalada somente depois da fixação do implante pelo osso neoformado no seu interior.

Embora engenhoso, o implante patenteado por Greenfield estava destinado ao fracasso, pois não era biocompatível. O conceito de biocompatibilidade teve origem a partir do trabalho de Venable et al., em 1937, onde relataram a ação eletrolítica dos metais na intimidade tecidual. Hoje, a biocompatibilidade do material utilizado na confecção de um implante é a primeira condição a ser respeitada para o início de uma implantação bem sucedida, Dosualdo & Agostinho (2007).

Os Irmãos Strock (1939) utilizaram implantes de vitalium em forma de parafuso como material capaz de substituir dentes ausentes. O estudo, realizado em cães e humanos, concluiu que implantes dentários compostos deste material poderiam sustentar próteses e substituir, temporariamente, dentes ausentes, Dosualdo & Agostinho (2007).

Conforme relatado por Ceschin (1984), Salvatore Formiggini, por volta de 1940, extraiu um canino infectado, curetou o alvéolo e o protegeu com gaze iodoformada. Meses após, observou-se o envolvimento quase completo da gaze por tecido cicatricial, cuja remoção necessitou de intervenção cirúrgica. Ocorreu- lhe então a idéia de criar, com um material biocompatível, um dispositivo espiralado que, instalado em um alvéolo fresco obtivesse, após seu preenchimento por osso, o seu envolvimento por tecido cicatricial, viabilizando a criação de um pilar intrabucal para suporte de prótese (Implante Espiral de Formiggini).

Um dos implantes instalados por Formiggini fraturou na porção cervical, sendo removido e submetido a um exame histológico diagnosticando o tecido como conjuntivo fibroso. Admitiu-se, a partir de então, um dos mais duradouros dogmas da implantodontia: ao se instalar um implante metálico no interior do osso, ele seria envolvido por tecido conjuntivo fibroso denso.

Cherchève (1955), citado por Ceschin (1984), modificou o desenho original do implante de Formiggini. Confeccionou as espirais mais próximas entre si, aumentou o comprimento da haste do implante e a fortaleceu, fazendo-a mais espessa. Os implantes de Cherchève e de Formiggini somente podiam ser instalados em alvéolos frescos ou alvéolos cirurgicamente confeccionados, prejudicando a obtenção de uma boa estabilidade inicial, fator indispensável na implantodontia atual.

Segundo Ceschin (1984), em 1962, Cherchève desenhou o implante com espiral de hélices duplas, ao mesmo tempo em que criou brocas especiais para a confecção precisa do alvéolo artificial e instrumental próprio para a instalação delicada do implante ao osso, conseguindo estabilidade inicial não vista até então. Scialom (1965) foi o pioneiro na utilização de um implante em tripé (implante agulhado), sendo que estas se juntavam para suportar a prótese. Linkow em 1966 desenvolveu o implante em forma de lâmina feito de cromo, níquel e vanádio sem auxílio de retalhos cirúrgicos (trans-mucosos).O uso destas laminas foi comum, apresentando, posteriormente, problemas relacionados com a rápida absorção óssea e inflamação do tecido mole (Kapur, 1980). A porcentagem de sucesso em cinco anos variou de 55% (Cranin et al., 1977) a 42 a 66 % (Smithloff &Fritz, 1976), com porcentagem de sucesso em 10 anos menor que 50%. Albrektsson et al. (1986) definiram que os implantes laminados não apresentavam sucesso

clínico.

Em 1969, Branemark et al., iniciaram a divulgação dos resultados de seus estudos de ancoragem óssea de próteses utilizando implantes de titânio, inicialmente realizados em cães. Este mesmo autor em 1977, publicou um dos trabalhos pioneiros aumentando a credibilidade dos implantes osseointegrados apresentando resultados de 10 anos de acompanhamento de pacientes que receberam próteses totais implanto suportadas, mostrando índices de sucessos em relação a estabilidade. Observou-se então que era possível a osseointegração, isto é, a conexão direta entre o osso e a superfície do implante quando submetido a carga funcional. Esse termo passou por algumas modificações e mais tarde, em 1991, Zarb & Albrektsson redefiniriam a osseointegração como sendo a fixação rígida e assintomática entre o tecido ósseo e o implante, estando este em função.

Ao fazerem uso da osseointegração na clínica odontológica, Branemark & Zarb (1985) consideraram que a necessidade do osso preparado para alojar o implante fosse danificado o mínimo possível, removendo o menor volume de tecido para manter sua topografia a mais intacta possível. Com isso, a extirpação de um implante em caso de falha na osseointegração não prejudicasse a anatomia original, sendo o espaço anteriormente ocupado pelo implante extraído preenchido por novo osso e a topografia, bem como a condição óssea pré-operatória, restabelecida. Se a osseointegração não ocorresse e o implante tivesse que ser removido ou se o paciente desejasse voltar a usar uma prótese convencional, seria importante que sua anatomia óssea fosse a mesma que possuía antes da instalação dos implantes. Para atender essas considerações, uma forma básica de implante precisou ser desenvolvida.

Os implantes elaborados por Branemark & Zarb (1985), apresentavam hexágono externo e um desenho com forma de parafuso, em titânio puro com um diâmetro de 3,75 mm e comprimentos que variavam de 7,0 mm a 18,0 mm. Estes implantes possuíam algumas secções cortantes, destinadas a abrir caminho no osso e alojar as esquírolas ósseas oriundas do osso cortado pelo implante.

Uma perfuração apical axial comunicava-se com uma perfuração transversal e o coágulo sanguíneo ali alojado era convertido em osso após o reparo e melhorava o travamento mecânico apical do implante. O implante possuía ainda um hexágono externo, com 2,4 mm de largura e 0,7 mm de altura, destinado ao acoplamento dos instrumentos e conectores protéticos.

Segundo Dosualdo & Agostinho (2007), ao inicio dos anos 70, o Prof. André Schröeder, chefe do departamento de dentística operatória, da Universidade de Berna, Suíça, estabeleceu uma estreita colaboração com o Instituto Straumann, de Waldenburg, através do Dr. Reinhard Straumann em Suíça, uma empresa privada especializada em pesquisa nas áreas de Física, Metalúrgica e Ortopedia, objetivando estudar as necessidades e problemas relacionados à implantologia oral. Os projetos de pesquisa elaborados pelo grupo foram orientados para o desenvolvimento de um sistema simples, versátil e com alta previsibilidade de sucessos.

Schröeder e colaboradores desenvolveram uma abordagem única para a obtenção da anquilose funcional, através do desenvolvimento do Sistema ITI de Implantes. Esse grupo tinha como objetivo a simplificação dos aspectos cirúrgicos e restauradores no tratamento com implantes dentários para pacientes e profissionais. Nessa seqüência, o grupo finalmente se concentrou nos problemas específicos de desenho e biomecânica dos implantes dentários e clinicamente na definição de indicações e aplicabilidade de técnicas cirúrgicas. A forma de cilindro oco foi escolhida como a forma básica do desenho, sendo que a geometria do implante e de todas as variantes era tal, que mesmo as cargas funcionais altas poderiam ser transmitidas ao osso, sem gerar picos locais de concentração de força (Schröeder & Sutter, 1996).

Os primeiros implantes de parafuso oco e de cilindro oco de 5,5 mm tinham perfurações características nas paredes do cilindro e uma outra fileira de perfurações dispostas em ângulo, na região do ombro. O ombro do implante foi desenhado com uma secção transversal menor possível, para que o osso crescesse sobre o mesmo, mas com resistência suficiente para suportar as forças mecânicas que eram transmitidas Dosualdo & Agostinho (2007).

Vários tipos de implantes foram desenvolvidos com o intuito de solucionar as dificuldades encontradas em mandíbulas, principalmente em regiões posteriores, onde são encontradas diferentes larguras da crista óssea e de profundidade do canal mandibular.

 

Macroestrutura dos Implantes Endósseos

Além de alcançar sucesso na osseointegração, existe também uma grande preocupação em obter êxito nas reabilitações sobre os implantes principalmente em locais que apresentaram condições desfavoráveis. Para isso, regiões com defeitos em tecidos duros e moles, necessitam de implantes com desenhos especializados. O desenho dos implantes osseointegráveis tem sido modificado continuamente nos últimos anos com o objetivo de adaptar e melhorar os procedimentos clínicos e devido ao interesse comercial de encontrar uma imagem de marca diferenciadora Binon 2000.

O desenho, por sua vez, refere-se à sua estrutura tridimensional, com todos os elementos e características que o compõe, ou seja, sua forma, modelo, configuração, superfície macroestrutural e macro irregularidades.

O hexágono externo dos implantes originais foi desenvolvido com objetivo de auxiliar na instalação cirúrgica dos implantes osseointegrados. Inicialmente, a única forma de tratamento protético sobre os implantes eram as próteses totais fixas e as conexões não tinham a finalidade anti-rotacional. Com o aumento da aplicabilidade dos implantes orais para restaurações unitárias, as conexões passaram a desenvolver outro papel, o de impedir a rotação da prótese. Isso estimulou os fabricantes a desenvolver parafusos que suportem torques mais elevados a alterar o tipo de material do parafuso, e aumentar a precisão na conexão do hexágono além de criar novos desenhos de interface pilar /implante.

Binon 2000 e Finger 2003 relatam a existência de 20 diferentes tipos de junções pilar/implante no mercado norte-americano. Entre as várias conexões existentes, as internas segundo alguns autores, seriam uma evolução do hexágono externo tradicional e teriam algumas vantagens sobre ele, como evitar o afrouxamento, evitar fraturas de parafusos e absorver melhor as cargas externas.

Seu desenho possibilitaria distribuição mais homogênea das tensões ao redor dos implantes em relação às fixações com hexágono externo, diminuindo as tensões sobre a crista óssea.

Albrektsson et al., em 1986, afirmaram que a osseointegração de uma implante depende de uma relação entre vários fatores e de uma equação que inclui: biocompatibilidade do material do implante, natureza macroscópica do implante (desenho), natureza microscópica da sua superfície, estado do leito ósseo, técnica cirúrgica, imperturbável fase da cura da ferida, componente protético e momento do seu carregamento.

Dentre as características macroscópicas do implante o tipo da interface protética, a presença ou ausência de espiras, macro irregularidades adicionais e a forma/contorno são os aspectos mais importantes do desenho do implante.

A interface protética representa o meio pelo qual a supra-estrutura ou o pilar protético é conectado ao corpo do implante podendo ser externa ou interna. O tipo externo mais comum é o hexagonal. Sendo que o interno inclui o hexágono interno, o Cone Morse e o octógono interno. Binon 2000 e Finger 2003 relatam a existência de 20 tipos diferentes de junções pilar-implante no mercado norte-americano.

Dosualdo & Agostinho (2007) relatam que a conexão Cone Morse de retenção foi avaliado e introduzida ao sistema de implantes da ITI. Essa configuração possibilitou uma grande precisão de adaptação entre as peças e um aumento da proteção contra o afrouxamento dos componentes protéticos devido ao contato intimo entre a superfície interna do implante e a superfície externa do pilar em um ângulo de oito graus.

Franz Sutter, et.al (1993) apresentou o Cone Morse a implantodontia, que consistia em um sistema de travamento por fricção similar ao Cone Morse usado na engenharia mecânica, no qual qualquer encaixe cônico entre superfícies metálicas com um ângulo menor ou igual a 8° criava um travamento por assentamento sobre fricção, conceito que foi apoiado no fato de o torque de afrouxamento da interface cone parafuso ser 7 a 24 % maior que o torque de aperto, na primeira inserção, quando comparado com uma conexão retida por parafusos simples, no qual o torque de afrouxamento é cerca de 10% menor que o torque de aperto.

O sistema de conexão Cone Morse foi possível com a modificação do desenho cilíndrico da porção trans-mucosa do implante de uma parte, para um desenho em forma de cálice, nos implantes de duas partes, aumentando o diâmetro interno do implante para a conexão do componente protético. A conexão entre o pilar protético e o implante por meio do sistema de cone morse é utilizado ate hoje dentro do conceito da ITI de implantes dentários. (Dosualdo & Agostinho 2007)

Os implantes endósseos são caracterizados também pela presença ou não de roscas. O formato das roscas dos implantes é basicamente em “v”, quadrada e arredondada, sendo estas utilizadas para maximizar o contato inicial, aumentando a estabilidade e ampliando a área de superfície do implante, resultando no favorecimento das dissipações das tensões.

Alguns fabricantes de implantes introduziram os conceitos de rosca dupla e tripla visando aumentar a estabilidade inicial e aumentar o torque para sua colocação. A incorporação de fatores adicionais tem sido utilizada pelas empresas para acentuar ou substituir os efeitos das roscas, destacando-se dentre eles perfurações de varias formas e dimensões, escapes, saliências, sulcos e endentações. O implante pode ser ainda, maciço ou oco, cilíndrico, cônico ou escalonado com forma apical plana, arredondada ou afilada (Sykaras et al., 2000).

 

Biomecânica

A biomecânica é uma disciplina da bioengenharia que associa os estudos do campo biológico da medicina e da odontologia com os da engenharia mecânica permitindo, desta forma, o aprofundamento científico relativo às respostas teciduais à aplicação de forças, relacionando diretamente estrutura e função (Mandia et al., 2007).

O comportamento biomecânico dos implantes dentários e os fenômenos que ocorrem pelo contato de um material metálico, como o titânio, com o tecido ósseo, responsável pela absorção das tensões geradas na mastigação, são determinantes para a previsibilidade das reabilitações realizadas. Branemark et al.(1997) estudaram biomecanicamente a osseointegração por meio de testes de torção e arrancamento (pull-out), instalando os implantes de titânio (2,0 mm diâmetro) na tíbia dos ratos machos da raça Sprague-Dawley, sacrificando os mesmos para os testes mecânicos e avaliação histológica logo após a instalação, duas, quatro, oito e 16 semanas após instalação. Os autores concluíram que a força biomecânica teve um grande aumento nas primeiras quatro semanas após a instalação dos implantes havendo um grande aumento no volume ósseo ao redor desses implantes.

O comportamento biomecânico dos implantes endósseos difere dos dentes naturais, pois, por serem mais rígidos e não possuírem ligamento periodontal, acabam transmitindo maiores cargas ao osso adjacente (Bidez & Misch,1992). Yoshida et al. (2001) realizaram uma medida em vivo do modulo de elasticidade do ligamento periodontal humano, por meio de medidas de deslocamento em função da força aplicada. Afirmaram que o ligamento periodontal funciona como um absorvedor de choques durante a mastigação, além de fornecer reações celulares para o remodelamento ósseo.

O implante deve ser capaz de suportar forças oclusais e dissipá-las para o osso adjacente, seguindo uma orientação e magnitude corretas a fim de manter o tecido em um estado fisiológico ideal. A habilidade do implante para transmitir essas forças é, em grande parte, dependente da formação de uma interface osseointegrada que estabiliza o implante em curto período de tempo pós-operatório (3 a 6 meses) (Könönem et al., 1992).

A densidade óssea inicial não apenas fornece a imobilização mecânica do implante, mas também permite a distribuição e transmissão dos estresses da prótese para a interface implante-osso após a osseointegração. A distribuição mecânica do estresse ocorre primeiramente na região de contato com o implante.

Quanto menor a área de contato do osso ao corpo do implante, maior o estresse geral (Misch, 2006). O tipo de carga aplicada sobre o implante pode influenciar o padrão de tensão transmitido, ou seja, o excesso de cargas oclusais dinâmicas pode levar a uma rarefação óssea ao redor da região cervical característica de um defeito com forma de cratera (Balfour,1995; Alkan, 2004). Hoshaw et al., em 1994, observaram que a sobrecarga nos implantes leva a um aumento na reabsorção ao redor do pescoço e uma diminuição no percentual de osso mineralizado na região cortical.

Papavasilou et al. (1996) observaram que a quantidade de tensão localizada na região cervical é sempre maior que na região apical do implante em quaisquer condições. Em concordância, Duyck et al. (2001) demonstraram que o estresse se concentrava na região cervical devido a rígida união entre osso e implante. O módulo de elasticidade do osso cortical é maior que do osso esponjoso e por esta razão ele é mais forte e mais resistente às deformações (Bakaeen et al., 2001).

Segundo Deines et al., (1993) fatores como a concentração e magnitude do estresse estão sujeitos a algumas variáveis como: dente antagonista, força oclusal, número de implantes para distribuir as cargas, posição do implante, rigidez da prótese e geometria do implante.

A oclusão é um fator importante na determinação da direção da carga.Forças compressivas devem ser as predominantes na oclusão das próteses sobre implantes, pois são menos nocivas que as forças de tensão. O osso cortical é mais resistente à compressão (Bidez & Misch, 1992).

As características da superfície de um implante são fundamentais também para o sucesso em curto e longo prazo. Os parâmetros chaves para avaliação do material e superfície dos implantes são as tensões de superfície, as composições químicas e estabilidade, a espessura da cobertura da superfície e a resistência à corrosão (Hulth, 1980; Kasemo, 1983; Pierri , 1992).

O tipo de superfície dos implantes, rugosa ou lisa, irá a influenciar no mecanismo de osseointegração dos implantes. Em função disto, têm-se realizado trabalhos com a finalidade de obter uma superfície ideal que favoreça o mecanismo de osseointegração sem modificar os tecidos adjacentes ou promover reações tipo corpo estranho. Alguns fabricantes dos implantes usados atualmente realizam o tratamento de suas superfícies através de mecanismos diversos como o plasma spray de titânio, condicionamento ácido de superfície, jateamento, aumento da rugosidade superficial usando-se laser ou aplicação de revestimentos de hidroxiapatita (Spiekermann et al., 2000).

O sucesso dos implantes osseointegrados está intimamente relacionado às características de suas superfícies. Por esta razão, várias técnicas de tratamentos de superfície têm sido estudadas e aplicadas para obter uma maior adesão ao tecido ósseo. Algumas técnicas comumente utilizadas com esta finalidade incluem aumento da rugosidade, procedimentos de limpeza e tratamentos através da cobertura com materiais como a hidroxiapatita (Baier et al.,1984; Kasemo & Lausmaa, 1986; Wagner, 1992; Ling & Gillins, 1995; Wong et al., 195).

 

Fotoelasticidade

Existem vários métodos possíveis para a determinação qualitativa e quantitativa das distribuições de tensões em componentes ou estruturas (Alvarez e Strohaecker, 1998; Kinomoto & Torri, 1998). Entre eles podem-se citar os métodos numéricos como elementos finitos e os métodos experimentais tais como extensometria e fotoelasticidade (Alvarez & Strohaecker, 1998). Campos et al., em 1986, relataram que a técnica fotoelástica consiste na produção, sob luz polarizada, de faixas coloridas (concentrações de tensão) no interior de materiais transparentes submetidos à forças externas.

Esses efeitos da fotoelasticidade em certos materiais foram observados primeiramente por David Brewster em 1912 quando este realizou pesquisas de propriedades ativas de alguns materiais sólidos e transparentes. Observou que sólidos com características isotrópicas, quando submetidos a esforços se transformavam em anisotrópicos e que o grau de anisotropia era proporcional a magnitude de deformação do material (Abdu, 1994; Alvarez e Strohaecker, 1998; Anderson et al .,2006)

Posteriormente esse fenômeno começou a ser estudado como método de pesquisa para situações onde exige conhecimento do espectro de distribuição de forças sendo que a partir dos anos 60, com o avanço na confecção de resinas sintéticas, esse método passou a ser usado em vários segmentos industriais(Campos et al., em 1986). O autor cita que no método fotoelástico é possível uma visualização conjunta das tensões internas nos corpos que podem ser medidas e fotografadas, enquanto que em outros métodos analíticos são necessários gráficos e esquemas de distribuição de forças construídas a partir de dados numéricos.

O nome de fotoelasticidade reflete a natureza do método, onde foto implica uso de luz e técnicas óticas, enquanto elasticidade relaciona-se com o estudo de tensões e deformações em corpos elásticos (Doyle & Phillips, 1978; Araújo, 2006).

Portanto, esta é a ciência que estuda os efeitos físicos sobre corpos, devido à ação de tensões/deformações, usando-se a luz polarizada, particularmente útil para estudos em partes com formas complicadas e com distribuição complexa de cargas ou ambas (Doyle &Phillips, 1978; Abdu,1994;Rubo & Souza, 2001).

O método fotoelástico possibilita observar a distribuição de tensões em toda a estrutura, permitindo uma percepção geral sobre o comportamento das tensões.

Nessa técnica observa-se a localização das tensões dentro de um modelo experimental através de franjas de diferentes colorações. Pode-se inferir a quantidade de deformação resultante de uma determinada força comparando-se as tensões observadas com a área livre de tensão. Quanto maior o numero de franjas, maior a intensidade de stress; e quanto mais próximas as franjas umas das outras, maior a concentração de stress (French et al.,1989).Entretanto, modelos mais complexos com diferenças de densidade na estrutura de ancoragem (resina fotoelástica) ou em outros elementos do modelo são difíceis de obter (Rubo & Souza, 2001).

 

Fotoelasticidade de Transmissão Plana

Pode ser aplicado em qualquer estado de tensão, porém pode ser mais facilmente utilizada no estudo do estado plano de tensões, que requer da confecção de modelos planos, feitos de materiais transparentes, homogêneos, isotrópicos, lineares, possuindo certas propriedades óticas. A propriedade ótica fundamental é que os materiais possuam dupla refração temporária ou anisotropia ótica, quando submetidos a estados de tensões/deformações.

Modelos similares são construídos e as cargas que melhor simular as reais, são aplicadas no modelo. Utilizando se uma fonte de luz branca, os efeitos óticos se manifestam como bandas coloridas (eucromáticas), cobrindo a faixa do espectro visual. Através da luz monocromática, os efeitos óticos se manifestam como uma série alternada de bandas pretas e brancas que tem um número de ordem em um ponto, dependendo da intensidade de carga (Gomide,1990).

 

Fotoelasticidade Tridimensional

A partir da década de 40, a fotoelasticidade começou a ser aplicada em problemas tridimensionais. Vários polímeros, quando carregados sob altas temperaturas e em seguida resfriado, retém a configuração das franjas como se ainda estivessem em regime elástico. Este processo é denominado de congelamento de tensões/deformações (Gomide,1990; Abdu,1994; Araújo, 2006).

Estes polímeros são compostos de longas cadeias de moléculas de hidrocarbonetos. Algumas destas cadeias moleculares são interligadas por uma malha de ligações primárias, enquanto grande parte desta estrutura tem ligações mais fracas através de cadeias secundárias.

Quando o polímero está a temperatura ambiente as duas cadeias atuam para resistir as deformações devido às cargas aplicadas. Desta forma, ao aumentar a temperatura e atingir um determinado valor, conhecido como temperatura crítica do polímero, as cadeias secundárias se rompem e as ligações primárias suportam sozinhas as cargas aplicadas. Uma vez que as ligações secundárias constituem a maior parte das ligações do polímero, as deformações sofridas e a temperatura crítica são grandes, porém elásticas.

Se o polímero for resfriado a temperatura ambiente, com a carga aplicada no modelo, as ligações secundárias são recuperadas entre as cadeias primárias alongadas, mantendo estas na posição deformada. Mediante a remoção da carga as ligações secundárias relaxam modestamente, de tal forma que a maior porção da deformação não è restabelecia. Como as deformações ficam ”congeladas” em uma escala molecular, as tensões/deformações e a conseqüente resposta ótica ficam fixas em qualquer secção, por menor que seja cortada no modelo tridimensional (Gomide,1990).

 

Fotoelasticidade de reflexão

Este método representa uma extensão dos procedimentos da fotoelasticidade de transmissão aplicada na determinação das deformidades em superfícies opacas, planas e tridimensionais (Gomide, 1990). Pode ser utilizada em problemas envolvendo deformação elástica ou plástica, assim como em problemas envolvendo materiais anisotrópicos (Araújo, 2006). Consiste em colar na superfície da peça ou estrutura a ser analisada uma placa fina de material fotoelástico, usando uma cola apropriada capaz de produzir uma superfície reflexiva na interface – espécime/camada. No caso de superfícies curvas ou irregulares, os materiais para a fotoelasticidade de reflexão podem ser moldados sobre essas superfícies – antes de sua cura ou polimerização seja completa – e posteriormente colados. Quando o protótipo é carregado, as deformações na sua superfície são transmitidas para o material, produzindo os mesmos efeitos óticos mencionados. Estes parâmetros óticos que são relacionados com a diferenças das deformações principais na camada fotoelástica podem ser observados em um equipamento denominado de polariscópio por reflexão (Gomide,1990; Abdu,1994).

 

Tipos de Polariscópio – Componentes Básicos

O polariscópio de transmissão é um sistema constituído por um conjunto de elementos óticos que tem por função transmitir luz polarizada (Faria, 1996; Alvarez e Strohaecher, 1998). A vibração associada á luz é perpendicular á direção de propagação de uma fonte de luz que emite ondas contendo vibrações transversais a direção de propagação. Com a introdução de um filtro polarizador no caminho das ondas de luz, somente um componente dessas vibrações será transmitido (aquela paralela ao eixo de polarização do filtro). Este feixe orientado é chamado de luz polarizada. Se outro filtro polarizador for colocado em sua trajetória, pode se obter uma extinção completa do feixe se os eixos de polarização dos dois polariscópio estiverem perpendicular entre si (Bernardes et al.,2003).

Ao realizar a análise de tensão três tipos de polariscópios podem ser utilizados, o plano, circular e reflexão. O tipo de cada polariscópio tem origem no estado de polarização de luz empregada em seu funcionamento (Alvarez e Strohaecher, 1998; Ferreira Junior, 2003).

Há alguns componentes básicos que todo polariscópio de transmissão devem ter, que são: fonte de luz e dois polarizadores planos. A fonte de luz pode ser obtida a partir de uma lâmpada fluorescente (policromática). É indicada quando se trabalha com compensadores, pois é necessário um padrão de franjas coloridas. Outras lâmpadas podem ser utilizadas, como por exemplo, a lâmpada de filamento, onde o espectro será contínuo. As fontes monocromáticas também podem ser utilizadas a partir da utilização de filtros ou de lâmpadas próprias como as de sódio (Faria, 1996).

 

Polariscópio circular

O polariscópio circular é composto por uma fonte luminosa, um difusor de luz e quatro filtros ópticos, sendo que estes filtros são um filtro polarizador, dois filtros de 1⁄4 de onda e um filtro analisador. O sistema contém também um mecanismo de aplicação de forças em um aquário contendo óleo mineral.

O filtro polarizador seleciona as ondas da luz provenientes da lâmpada, permitindo a passagem dos impulsos com apenas plano de orientação. A seguir, a luz atravessa um filtro de 1⁄4 de onda, que retarda a transmissão da luz e torna a polarização circular. Ao passar pelo corpo de prova a luz pode sofrer modificações em sua trajetória, caso houver tensões sendo aplicadas no modelo. Em seguida a luz passa pelo segundo filtro de 1⁄4 de onda. Este segundo filtro neutraliza a circularização da luz obtida pelo primeiro filtro de um filtro de 1⁄4 de onda, resultando em uma luz linearmente polarizada. O ultimo filtro analisador é responsável pela extinção da luz (Ferreira Jr, 2003).

Na configuração do campo escuro o polarizador e o analisador são angulados em 90°, o que extingue a transmissão da luz, tornando escuro o fundo da imagem obtida. Na configuração de campo claro, os filtros polarizadores são orientados paralelamente, o que torna o fundo claro.

A metodologia de polarização circular difere da polarização linear da luz, que não utiliza os filtros de 1⁄4 de onda. A principal vantagem do polariscópio circular é a eliminação das franjas isoclínicas (acinzentadas e negras), que se sobrepõem as isocromáticas (coloridas), resultando em uma imagem mais clara e livre de interferências (Markarian, 2005). Durante o teste, o modelo permanece imerso em óleo mineral, aumentando sua translucidez e melhorando os resultados (Federick; Caputo, 1996).

O polariscópio plano é o sistema ótico mais simples utilizado em fotoelasticidade, sendo constituído de dois polarizadores e uma fonte luminosa (Ferreira Junior 2003). Os tipos mais utilizados são aqueles que utilizam folhas de polaroide do tipo H que são cristais dicroicos (duas cores) encapsulados por um filme plástico (Polivinil alcoólico) (Araújo 2006).

 

O polariscópio mais próximo da fonte luminosa é chamado de polarizador, enquanto o outro filtro polarizador é conhecido como analisador. Os eixos de polarização do polarizador e do analisador são cruzados perpendicularmente e assim a intensidade da luz resultante é nula. Quando a luz atravessa um polarizador plano, ele a divide em dois componentes de onda de luz vibrando em planos mutuamente ortogonais.

 

Polariscópio de Reflexão

O polariscópio de reflexão é utilizado na técnica da fotoelasticidade de reflexão, porém a diferença entre os mesmos é que no polariscópio de reflexão a luz é analisada após atravessar a camada fotoelástica duas vezes. Em sua utilização, o polariscópio de reflexão possui componentes portáteis (Faria, 1996).

 

Lei Ótica de Tensão

Vários materiais transparentes não cristalinos são oticamente isotrópicos quando livres de tensões externas, porém ao serem tensionados, tornam se anisotrópicos, apresentando características similares às dos cristais. Essas características persistem durante a aplicação de carga, desaparecendo após sua retirada. Assim para um determinado ponto existirão três índices de refração principais associados. As mudanças nesses índices de refração são linearmente proporcionais ao carregamento. Este comportamento recebe o nome de birrefringência temporária, observada primeiramente por David Brewster. (Alvarez & Estrohaecher, 1998; Ferreira, 2003)

A lei ótica de tensão esta relacionada com as mudanças no índice de refração, devido à birrefringência temporária, como o estado de tensão do material (Ferreira, 2003) Sendo assim a lei ótica de tensão é definida como:

A principal característica do material fotoelástico é que esses materiais respondem às tensões/deformações através de uma mudança nos índices de refração nas direções das tensões principais. A diferença entre os índices de refração nos dois planos principais é proporcional à diferença das tensões principais (Araújo, 2006).

A tensão de cisalhamento depende apenas da diferença das tensões principais. Supondo que: σ1≥ 0 e σ2 ≤, a tensão de cisalhamento pode ser descrita como:

Portanto a tensão máxima cisalhante determinada em toda a extensão do modelo pode ser calculada a traves da “lei ótica das tensões”, conhecendo-se a respectiva ordem de franja no ponto de interesse, a constante ótica do material utilizado e a espessura do modelo analisado (Torres, 2005).

 

Fotoelasticidade e Implantes

Haraldson em 1980 analisou através da fotoelasticidade alguns fatores biomecânicos que afetam a ancoragem de implantes osseointegrados na mandíbula. Três situações foram simuladas, aplicando as seguintes cargas sobre implantes lisos e rosqueáveis: 1-máxima ancoragem óssea, 2-perda óssea vertical, 3-perda óssea horizontal. As imagens das tensões induzidas no modelo, quando posicionadas no equipamento específico para análise, puderam ser visualizadas e fotografadas. Os resultados mostraram que, no carregamento vertical aplicado sobre os implantes rosqueáveis, houve uma distribuição de tensões ao longo das superfícies das roscas, diferentemente do implante liso, no qual houve uma maior concentração de tensões no ápice do implante, mostrando que o implante de rosca distribuiu de forma mais homogênea a carga. No carregamento horizontal foram observadas maiores concentrações de tensões nas simulações de perda óssea vertical e horizontal. O autor concluiu que os implantes rosqueáveis apresentam uma melhor distribuição de forças, com menores tensões de cisalhamento na interface osso-implante, quando comparados com os implantes lisos.

Ainda em 1980, Thayer & Caputo, citaram que o método fotoelástico tem sido amplamente utilizado na engenharia e indústria, baseada na propriedade que alguns materiais possuem de exibir padrões coloridos quando sujeitos às tensões que podem ser observados através de luz polarizada. Essa técnica requer a confecção de um modelo fotoelástico e fornece uma análise qualitativa dos esforços no interior dessas estruturas, podendo-se observar as tensões internas com luz polarizada. French et al. (1989) realizaram uma comparação das tensões geradas por quatro sistemas comerciais de implantes, através da fotoelasticidade. Utilizaram como critério de avaliação que cada franja representava um nível de tensão, sendo que quanto maior o número de franjas, maior a magnitude da tensão e que, quanto mais próximas às franjas umas das outras, maior é a concentração da tensão. Observaram que houve diferenças para os resultados entre as marcas, entretanto não houve um implante que eliminasse a concentração de tensões.

Segundo Vuolo (1998) a polarização da luz é definida pela direção da oscilação do campo elétrico da onda eletromagnética. Quando o campo varia rapidamente e de maneira aleatória, a luz é chamada não polarizada. A luz proveniente de fontes luminosas comuns é essencialmente não polarizada. Por meio de filtros ópticos podemos transformar esta luz em luz polarizada.

Em (2003) Meirelles avaliou através do método fotoelástico a simulação de esforços mastigatórios em implantes rosqueáveis com hexágono interno e externo de 3,75 mm de diâmetro e 10 mm de comprimento. Esses implantes foram instalados em blocos de resina fotoelástica PSM-1 (Photoelastic Inc, Realeigh, USA) com proporções de 35 x 25 x 6,1 mm e, através de um dispositivo mecânico acoplado a uma célula de carga com 15 graus de inclinação em relação ao implante, foi aplicado um carregamento de 10 Kgf. A análise das tensões foi observada através de um polariscópio circular sendo obtidos valores numéricos para as franjas fotoelásticas que correspondiam à ordem da franja para cada ponto traçado ao redor do implante sobre a imagem obtida. Os resultados demonstraram que o implante com hexágono externo apresentou valores maiores na primeira rosca e na região cervical, enquanto que o implante com hexágono interno apresentou valores maiores na região apical. Cehreli et al. (2004) compararam a magnitude do estresse e das tensões geradas em implantes que apresentavam diferentes configurações. Os implantes analisados neste estudo foram Branemark® (Nobel Biocare) com desenho cilíndrico e cônico, ITI® (Straumann) com desenho cilíndrico e Astra Techs® (Astra Tech AB) com desenho cilíndrico e cônico. Estes implantes foram colocados em blocos de resina fotoelástica com dimensões de 50 x 50 x 0,9 mm.

Uma vez imerso os implantes nos blocos de resina fotoelástica foram aplicadas as cargas verticais e oblíquas a 20° de 100 e 150 N sobre os pilares protéticos em casos unitários de cargas. Posteriormente estes autores calcularam as tensões principais ao redor dos diferentes implantes. A concentração de tensão nos implantes Branemark® (Nobel Biocare) foram menores, principalmente para os casos de cargas verticais a 150 N.

Ueda et al. (2004) avaliaram através de fotoelasticidade a transmissão de forças que ocorre quando se aplica uma força em uma superestrutura fixa sobre três implantes, sendo que, em umas as situações com 30 graus de inclinação verificou-se a indução de tensões nos modelos após o apertamento dos parafusos de fixação das próteses. Essas tensões foram agravadas após a aplicação de cargas axiais. Houve um menor número de franjas ao redor do implante angulado, sendo que as tensões se localizaram principalmente ao redor dos implantes laterais. As forças foram transmitidas axialmente nos implantes paralelos. Markarian (2005) realizou um estudo através da análise fotoelástica, comparando a distribuição de tensões na região adjacente ao implante, utilizando- uma carga de 100 N. Este autor confeccionou um modelo em resina fotoelástica com anatomia semelhante a região de pré-molares inferiores de 3,75 x 11,5 mm contendo um implante de hexágono interno, foram elaboradas três tipos de próteses em materiais com rigidez decrescente (metálica, resina composta e com um disco de EVA interposto). Por meio do polariscópio circular este autor avaliou qualitativamente a tensão gerada no modelo durante a aplicação de forças axiais a 100 N em regime compressivo sobre cada tipo de próteses. Observou-se nesta análise que surgiram tensões na região apical e cervical dos implantes com intensidade e localização similares entre os três tipos de prótese. Este autor conclui que não é possível amortecer as forças mastigatórias por meio dos materiais oclusais.

Dantas et al. (2005) realizaram um estúdio sobre a análise da distribuição de tensões em implantes com diferentes conectores protéticos (Hexágono externo, Hexágono interno, Cônico interno) utilizando fotoelasticidade de transmissão plana. Os implantes utilizados neste estúdio foram usinados em formato cilíndrico sem filete de rosca com as mesmas dimensões, diferindo apenas nos encaixes entre eles. Todos os implantes apresentaram mesmas dimensões 12,6 mm de comprimento e 4,9 mm de diâmetro. O pilar utilizado nos implantes com hexágono interno foi o munhão personalizado de 4.3 para 5.0 mm, e o parafuso de união foi o parafuso sextavado de 4.3 mm. O pilar apresentava 11 mm de altura e 4.1 de diâmetro. O componente utilizado nos implantes de conexão cônico interno foi o munhão CM 4.5 x 1.5 x 4, de 4 mm de altura e 4.1 de diâmetro. O pilar utilizado nos implantes com hexágono externo foi o munhão personalizado de 5.0 mm para implantes de diâmetro largo, e o parafuso de união foi o parafuso sextavado 5.0.

Esse pilar apresentou uma altura de 11 mm e um diâmetro de 5 mm. Todos os implantes foram incluídos em blocos de resina fotoelástica de mesmo formato.

Cada pilar foi submetido a um carregamento oblíquo de 0,6 Kgf de intensidade. Foram realizadas as leituras de franjas de cada modelo, obtidos os valores de tensão cisalhante máxima (t) e realizada a estatística para se chegar a valores unitários de cada grupo. Uma grade com o desenho do perfil do implante marcada com 21 pontos foi confeccionada em uma folha de transparência. Este gabarito foi fixado na tela de saída do polariscópio buscando padronizar a leitura das ordens de franjas dos diferentes implantes. Uma vez analisados os pontos, estes autores relatam que não houve diferencia estatisticamente significativa entre os diferentes implantes, sendo que o implante com hexágono externo concentrou menores tensões quando comparados ao hexágono interno e cônico interno.

Bernardes et al. (2006) analisaram a distribuição de tensões sobre implantes da mesma forma externa, diferindo apenas nas conexões, hexágono externo e hexágono interno. Foram confeccionadas 4 implantes sem roscas e com dimensões idênticas de (4,1 mm x 13,0 mm) estes foram inseridos em modelos fotoelásticos (Polipox – SP- Brasil) e submetidas a duas cargas compressivas:axial e deslocada a 6,5 mm do centro. Foram analisados 61 pontos sobre o corpo do implante, nos quais os valores de tensões de cisalhamento máximo foram determinados. Os resultados deste estudo evidenciaram menor concentração de tensões em implantes que apresentavam hexágono interno quando comparado ao hexágono externo.

Da Costa et al. (2007) avaliaram através da análise fotoelástica sete implantes com diferentes desenhos, submetendo estes implantes a carga de compressão vertical. Os autores concluíram que a região apical foi a principal região de concentração de tensões dos implantes de configuração cônica. Os implantes cilíndricos distribuíram as tensões nos terços apical, médio e cervical. Jaimes M, De Albergaria B (2008), realizaram um estúdio sob a influência de 4 diferentes desenhos de implantes endósseos na distribuição de tensões após cargas verticais e oblíquas a 7,5 Newton. Para este estúdio foram selecionados doze implantes, divididos em quatro grupo, Grupo I Máster Conect Cônico 4,3 x 13 mm; Grupo II. Titamax Ti Medular 3,75 x 13 mm; Grupo III. Colosso RC 4,0 x 13 mm e Grupo IV.) Bicon Uncoated Implant 3,5 x 11 mm, cada grupo contendo 3 implantes da mesma marca comercial. Por meio da Microscopia Eletrônica de Varredura foi analisado o desenho estrutural dos implantes e para a análise da distribuição de tensões foram confeccionados oito blocos em resina fotoelástica com dimensões de 40 mm x 10 mm de base e 30 mm de comprimento.

Dois implantes por cada grupo foram posicionados e fixados no interior dos modelos fotoelásticos. Dentre os resultados estes autores observaram que o grupo I implante cônico de hexágono interno longo e porção cervical polida de 1 mm de altura, apresentaram concentração das tensões na região apical sem distribuição a região media e cervical, quando submetida à carga vertical e obliqua. Sendo que os grupo II, III e IV, de configuração cilíndrica, distribuíram as tensões com intensidade e localização similares nas três regiões. Kıvan Akça et al (2009), avaliaram o efeito da distribuição de tensões por meio da análise fotoelástica de diferentes desenhos de implantes sob a simulação do osso cortical intacto e comprometido. Para este estudo foram selecionados 12 implantes da seguintes marcas comerciais, Straumann (4,1 x 12 mm); Astra Tech (4,0 x 13 mm); e 3 i (3,75 x 13 mm). Doze modelos em resina fotoelástica foram confeccionados a partir da duplicação com silicona, de um bloco de alumínio com dimensões de 40 x 40 x 40 mm³. Para simular o osso cortical e osso medular foram utilizadas diferentes resinas fotoelásticas, estas apresentando módulos de elasticidade similar com cada cortical óssea. PLM-1 (Measurements Group, Inc.) para representar o osso cortical e PL-2 (Measurements Group, Inc.,Raleigh, NC) para representar o osso medular com 1 mm de espessura. Um total de 6 modelos em resina fotoelástica e sob a simulação das condições intatas do osso cortical foram submetidas cargas verticais e oblíquas a 30 lb, outros 6 modelos confeccionados sob a simulação do comprometimento da cortical óssea foram também submetido ao mesmo teste. Estes autores relatam que todos implantes apresentaram maior concentração de tensão no teste da simulação com comprometimento da cortical óssea quando comparado com o teste do osso cortical intato, por outra parte relatam que o implante da 3i apresentou menor concentração de tensão no teste da simulação de comprometimento da cortical óssea quando comparado com as outras marcas de implantes.

 

PROPOSIÇÃO

O objetivo deste estudo foi analisar qualitativa e quantitativamente a distribuição de tensões em implantes osseointegráveis com diferentes desenhos, após a aplicação de cargas verticais de 150 N.

 

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Por: Miguel Angel Jaimes Pérez (Cirurgião-Dentista)