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PUCRS
PONTIFÍCIA UNIVERSIDADE CATÓLICA DO RIO GRANDE DO SUL
PRÓ-REITORIA DE PESQUISA E PÓS-GRADUAÇÃO
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Faculdade de Engenharia
Faculdade de Física
Faculdade de Química
PGETEMA
PARAFUSO PROTÉTICO DE REABILITAÇÕES DENTÁRIAS SOBRE
IMPLANTES: ESTUDO MECÂNICO E ANÁLISE PELO MÉTODO DE
ELEMENTOS FINITOS
Gustavo Frainer Barbosa
Porto Alegre, Março de 2006
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PONTIFÍCIA UNIVERSIDADE CATÓLICA DO RIO GRANDE DO SUL
PARAFUSO PROTÉTICO DE REABILITAÇÕES DENTÁRIAS SOBRE
IMPLANTES: ESTUDO MECÂNICO E ANÁLISE PELO MÉTODO DE
ELEMENTOS FINITOS
Gustavo Frainer Barbosa
Cirurgião Dentista
Orientador: Prof. Dr. Isaac Newton Lima da Silva
Co-Orientador: Prof. Dr. João Carlos Pinheiro Beck
Dissertação submetida ao Programa de
Pós-Graduação em Engenharia e
Tecnologia de Materiais da Pontifícia
Universidade Católica do Rio Grande do
Sul como parte dos requisitos para a
obtenção do título de Mestre em
Engenharia.
Porto Alegre, Março de 2006
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BANCA EXAMINADORA
__________________________________
Prof. Dr. Isaac Newton Lima da Silva
Programa de Pós-Graduação em Engenharia e Tecnologia de Materiais
Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul
_____________________________________
Prof. Dr. João Carlos Pinheiro Beck
Programa de Pós-Graduação em Engenharia e Tecnologia de Materiais
Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul
________________________________________
Prof. Dr. Luiz Henrique Burnett Júnior
Programa de Pós-Graduação em Odontologia
Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul
__________________________________________
Prof. Dr. Evandro Piva
Programa de Pós-Graduação em Odontologia
Universidade Federal de Pelotas
3
DEDICATÓRIA
Dedico este trabalho aos meus pais,
eternos incentivadores
e exemplos a cada novo amanhecer,
e a minha amada esposa
companheira inseparável,
que coloca meus pés no chão
para que eu possa atingir o céu.
4
AGRADECIMENTOS
Agradeço a toda a minha família, principalmente aos meus irmãos que são uma
eterna fonte de alegrias em minha vida.
Agradeço aos colegas do Mestrado que transformaram esta jornada em uma
passagem de descontração e alegrias, em especial, à Cenira Ramos, à Cristiane
Rick e ao Daniel Souza.
Agradeço ao meu Orientador, Professor Isaac Newton Lima da Silva, que me
abriu as portas para um novo campo, sempre me incentivando e me dando asas
para desenvolver novos conhecimentos. Sempre com muita paciência,
compreensão, carinho e amizade fez com que esta transição da Odontologia para a
Engenharia fosse um passeio agradável.
Agradeço ao Professor Celso Gustavo Schwalm Lacroix, meu Orientador de
Honra, pessoa amiga, companheira, incentivadora. Exemplo de profissional que
serve de inspiração para todos que amam a Odontologia.
Agradeço ao Professor João Carlos Pinheiro Beck por todo o incentivo e apoio.
Agradeço à Professora Eleani Maria da Costa que acreditou que este projeto
poderia gerar frutos.
5
Agradeço ao Professor Ricardo Albe Fedumenti que, com a sua opinião e
informação, foi fonte inspiradora deste projeto.
Agradeço ao Professor Francisco Amado Bastos Lacroix, por quem tenho
profunda admiração e respeito.
Agradeço aos colegas e amigos Tomás Geremia e Raphael Carlos Drumond
Loro por todo o incentivo e trocas.
Agradeço aos amigos Rodrigo Greco, Fabiano Bresolin Zanon e Tiago
Leonardo Broilo, que deram um grande apoio no final deste caminho.
Agradeço ao pessoal do IPCT, em especial aos Srs. Carlos Luiz Schossler,
Mário Vian e Arno Steiger por toda a ajuda prestada.
6
RESUMO
O presente trabalho teve como objetivo desenvolver estudos mecânicos
sobre o parafuso protético de reabilitações dentárias sobre implantes. Isto porque,
este componente restaurador tem apresentado um número expressivo de falhas,
afrouxamento e/ou fratura, em especial os parafusos protéticos de uma empresa
nacional com amplo alcance no mercado, a Conexão Sistemas de Prótese®. Para
que fosse atingido um resultado fidedigno e satisfatório, o trabalho foi dividido em
duas etapas distintas. Numa primeira etapa, após um amplo levantamento de
informações mecânicas e biomecânicas que envolvem o complexo coroa, pilar,
cilindro e parafuso protéticos, um programa em forma de planilha do Excel foi
desenvolvido para que uma análise da especificação do torque recomendado pelo
fabricante pudesse ser efetuada. Além disto, pode-se confirmar quais são as
características mecânicas necessárias que devem estar presentes no parafuso
protético para que se possa desenvolver um determinado torque. Na segunda etapa
proposta neste trabalho, foi utilizado um programa de análise por elementos finitos
para verificar os locais onde ocorrem concentrações de tensão no parafuso protético.
Para isto todo o complexo protético – implantar foi construído e submetido ao teste
7
de força, reproduzindo, assim, o mais próximo possível a realidade encontrada in
vivo durante a aplicação de forças mastigatórias.
Os resultados obtidos na primeira etapa do trabalho demonstraram que o
torque recomendado pelo fabricante está dentro das reais necessidades do
conjugado. E que a qualidade deste torque está relacionada ao processo de
fabricação do parafuso, como também, ao seu coeficiente de atrito. Na segunda
etapa foi verificado que as áreas onde ocorre maior concentração de tensão estão
localizadas na união entre a haste e a cabeça do parafuso. Este ponto favorece o
aparecimento de trincas que levarão a fratura do material.
Portanto, as soluções propostas para o problema, dentro das limitações deste
trabalho, são uma adequação do processo de fabricação, como também uma
pequena mudança no design do parafuso protético de reabilitações dentárias sobre
implantes osseointegrados. Isto feito, se estará indo ao encontro da busca diária dos
pacientes e dos profissionais reabilitadores, ou seja, da excelência nos tratamentos
propostos e realizados.
8
ABSTRACT
This paper aimed to develop mechanical studies about the prosthetic screw in
dental rehabilitation on implants. The reason for the study is that this restoring
component has presented a great number of failures, loosening and/or fracture,
especially the prosthetic screws made by a well-known national manufacturer, the
Conexão Sistemas de Prótese®. In order to achieve satisfactory and trustworthy
results, the study was divided in two distinct phases. Firstly, after an ample survey of
the mechanical and biomechanical information which comprises the crown-pilar-
cylinder and prosthetic screw, a program in Excel format was developed so that an
analysis on the torque quality, recommended by the manufacturer, could be
performed. By doing this it was also possible to confirm the necessary mechanical
characteristics, which must be present in the prosthetic screw in order that a torque
of better quality may be developed. In the second phase, this study used an analysis
program by finite elements to carefully check the areas where concentrations of
tension in the prosthetic screw occur. In order to achieve the expected results, the
whole prosthetic-implantar complex was modeled and subjected to the strength-
resisting test, this way reproducing as close to reality as possible the conditions
found in vivo during the chewing process.
9
The results achieved in the first phase of the study have shown that the torque
recommended by the manufacturer lies within the real needs of the set. Moreover,
the quality of the torque is related to the screw manufacturing process and to its
friction factor as well. In the second phase, it was found that the areas with greater
concentration of tension are located in the joint between the stem and the screw
head. This point favors cracks to appear, which will lead to fracture of the material.
Therefore, the solutions proposed to the problem, within the limitations of this
study, consist of adequating the manufacturing process as well as a small change in
the design of the prosthetic screw for dental rehabilitation on osseointegrated
implants. Thus, meeting the expectations of both patients and professionals, as far as
the quality and excellence of proposed and performed treatments are concerned.
SUMÁRIO
BANCA EXAMINADORA ...........................................................................................2
DEDICATÓRIA ...........................................................................................................3
AGRADECIMENTOS..................................................................................................4
RESUMO.....................................................................................................................6
ABSTRACT.................................................................................................................8
SUMÁRIO .................................................................................................................10
LISTA DE ANEXOS..................................................................................................12
LISTA DE FIGURAS.................................................................................................13
LISTA DE TABELAS ................................................................................................16
LISTA DE GRÁFICOS ..............................................................................................17
LISTA DE ABREVIATURAS.....................................................................................18
1 INTRODUÇÃO .......................................................................................................21
1.1 Objetivos............................................................................................................24
1.1.1 Objetivo Geral.................................................................................................24
1.1.2 Objetivos Específicos ....................................................................................24
1.2 Hipótese .............................................................................................................24
2 FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA .............................................................................25
2.1 Retrospectiva Histórica dos Implantes Dentários..........................................25
2.2 Contextualização dos Implantes Dentários ....................................................28
2.3 Análise Sócio-Odontológica.............................................................................30
2.4 Revisão da Literatura........................................................................................32
2.4.1 A Engenharia na Odontologia .......................................................................32
2.4.2 Roscas e Parafusos .......................................................................................37
2.4.3 Pré-Carga ........................................................................................................57
2.4.4 Biomecânica ...................................................................................................61
2.4.5 Falhas no Parafuso Protético........................................................................68
3 MATERIAIS E MÉTODOS .....................................................................................73
3.1 Procedimento Experimental.............................................................................73
11
3.2 Coleta de Dados ................................................................................................75
3.3 Tratamento e Análise dos Dados.....................................................................82
3.3.1 Forças Mastigatórias......................................................................................82
3.3.2 A Análise por Elementos Finitos ..................................................................86
3.4 Adequação do Método......................................................................................94
4 DISCUSSÃO E RESULTADOS .............................................................................96
5 CONCLUSÕES ....................................................................................................106
REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS.......................................................................111
LISTA DE ANEXOS
ANEXO A: Planilha do Ms Excel.............................................................................117
ANEXO B: Artigo submetido à Revista Dental Materials Journal - The Japanese
Society for Dental Materials and Devices............................................120
LISTA DE FIGURAS
Figura 1 Prótese Cimentada......................................................................................23
Figura 2 Prótese Parafusada.....................................................................................23
Figura 3 Imagem esquemática mostrando o implante (fixação) posicionado no
interior do tecido ósseo.............................................................................................30
Figura 4 Imagem radiográfica mostrando o implante (fixação) posicionado no interior
do tecido ósseo.........................................................................................................30
Figura 5 Padrão de rosca UNS e ISO.......................................................................37
Figura 6 Área sob cisalhamento................................................................................42
Figura 7 Forças presentes no filete de rosca............................................................44
Figura 8 Torque total de aperto.................................................................................45
Figura 9 Orientação dos grãos do material para as roscas cortadas (esquerda) e
para as roscas laminadas (direita)............................................................................48
Figura 10 Tipos de desenhos de cabeças em parafusos de fixação.........................50
Figura 11 Tipos de roscas em parafusos de fixação.................................................50
Figura 12 Parafuso de Titânio...................................................................................52
Figura 13 Parafuso de Ouro......................................................................................52
Figura 14 Coroa Protética unida ao Pilar através de um parafuso............................60
Figura 15 Forças Verticais e Horizontais/Transversais produzidas sobre a
reabilitação................................................................................................................65
Figura 16 Componentes do sistema protético – implantar........................................66
Figura 17 Montagem de múltiplos componentes.......................................................67
14
Figura 18 Conjunto mecânico parafusado...............................................................67
Figura 19 Forças não axiais durante o carregamento oclusal da prótese, culminando
na fratura...................................................................................................................71
Figura 20 Parafusos protéticos de ouro fraturados após a reabilitação sobre implante
ter sido finalizada.......................................................................................................72
Figura 21 Projetor de Perfil........................................................................................76
Figura 22 Parafuso de ouro visto através de uma lupa.............................................77
Figura 23 Parafuso de titânio visto através de uma lupa...........................................77
Figura 24 Complexo Implantar..................................................................................78
Figura 25 Corte longitudinal da Coroa Protética e do Cilindro Protético...................78
Figura 26 Cálculo dos vetores de força e momentos que agem sobre o parafuso de
retenção.....................................................................................................................79
Figura 27 Suporte guiado montado...........................................................................81
Figura 28 Suporte guiado para testes de tração em parafusos protéticos
desmontado...............................................................................................................81
Figura 29 Roscas cisalhadas do parafuso protético vistas através de um projetor de
perfil...........................................................................................................................71
Figura 30 Cálculo dos vetores de força e momentos que agem sobre o parafuso de
retenção.....................................................................................................................82
Figura 31 Representação do parafuso protético.......................................................84
Figura 32 Complexo protético implantar....................................................................88
Figura 33 Complexo protético implantar em um corte em seu longo eixo.................89
Figura 34 Complexo protético implantar em um corte em seu longo eixo.................89
Figura 35 Número de elementos constituintes da malha..........................................89
Figura 36 Definindo o Módulo de Elasticidade e o Coeficiente de Poisson..............90
Figura 37 Engastamento do implante até a cabeça da fixação......................................91
Figura 38 Definição do ponto para a aplicação das forças.......................................92
Figura 39 Definição do ponto para a aplicação da pré-carga...................................92
15
Figura 40 Análise estática no complexo implantar...................................................93
Figura 41 Simulação das forças agindo sobre todo o complexo implantar...............94
Figura 42 Deformação na haste do parafuso protético...........................................102
Figura 43 Parafuso de Titânio com coping de Níquel-Cromo..................................103
Figura 44 Parafuso de Titânio com coping de Ouro................................................103
Figura 45 Parafuso de Ouro com coping de Níquel-Cromo.....................................104
Figura 46
Parafuso de Ouro com coping de Ouro...................................................104
Figura 47
Tensões sob a cabeça do parafuso protético favorecendo o aparecimento
de trincas.................................................................................................................105
Figura 48 Parafuso Original....................................................................................107
Figura 49 Parafuso com raio de alívio.....................................................................107
Figura 50 Parafuso de Titânio com raio de alívio com Ni-Cr...................................108
Figura 51 Parafuso de Titânio com raio de alívio com coping de ouro...................108
Figura 52 Parafuso de Ouro com raio de alívio com coping de Ni-Cr.....................109
Figura 53 Parafuso de Ouro com raio de alívio com coping de ouro......................109
Figura 54 Adaptação no coping protético para parafusos com raio de alívio..........110
LISTA DE TABELAS
Tabela 1 Tipos de titânio, propriedades e composição.............................................54
Tabela 2 Propriedades físicas típicas das ligas de ouro para fundição.....................56
Tabela 3 Classificação das ligas de ouro para fundição segundo a ADA.................56
Tabela 4 Números de referência e lote dos parafusos protéticos.............................75
Tabela 5 Valores geométricos do parafuso protético...............................................76
Tabela 6 Módulo de elasticidade e o coeficiente de Poisson dos materiais
componentes do complexo implantar........................................................................80
Tabela 7 Resistência à tração dos parafusos de ouro e de titânio............................82
Tabela 8 Força mastigatória x Força de pré-carga x Força Resultante no
Parafuso....................................................................................................................99
17
LISTA DE GRÁFICOS
Gráfico 1 Linha de Goodman para o parafuso de titânio com coping de ouro........100
Gráfico 2 Linha de Goodman para o parafuso de titânio com coping de níquel-
cromo.......................................................................................................................100
18
LISTA DE ABREVIATURAS
CAD Computer Aided Desing
CAM Computer Aided Manufacture
CAE Computer Aided Engineering
UNS Unified National Standard
ISO International Standardization Organization
d
Diâmetro nominal externo
dr
Menor diâmetro do parafuso
dp
Diâmetro primitivo
L
Comprimento
l Comprimento da união
α Ângulo de rosca
19
p
Passo de rosca
%pc Porcentagem do passo
At
Área total
Atç
Área sob tração
Ac
Área sob cisalhamento
τ
c
Tensão de cisalhamento
J
Momento de inércia
µ Coeficiente de atrito
K Função do atrito
f Força de atrito
F Força de aperto
Ts Torque de aperto
Fi Força de pré-carregamento
n
Normal
Sp
Resistência de prova
Sp
Tensão de prova
20
Rd Resistência de prova do parafuso
Sr Limite de resistência à tração do material
Sn Limite de resistência à fadiga do material
KP Rigidez do parafuso
KM Rigidez do material
FP Força sentida no parafuso
FM Força sentida no material
E Módulo de Young
E Módulo de Elasticidade
N Newton
Ncm Newton centímetro
1 INTRODUÇÃO
Os Implantes Dentários Osseointegrados tornaram-se uma realidade para
a reabilitação de pacientes parcialmente e/ou totalmente desdentados, ampliando
significativamente o espectro terapêutico da odontologia cirúrgico-protética nos
últimos 20 anos. A expansão do tratamento com implantes teve início na década de
80, a partir de estudos de Brånemark e colaboradores, que começaram na Suécia
nas décadas de 50 e 60. De lá para cá, muitos foram os avanços científicos e os
estudos e pesquisas realizados na área. Segundo Spiekermann
1
(2000, p. vii),
“comparada com todas as outras disciplinas odontológicas, a implantologia tem
desfrutado de muito mais inovações e desenvolvimentos progressivos nos últimos
anos”. Atualmente, mais de 200 sistemas de implantes dentários estão disponíveis
no mercado para utilização. Outros tantos se fizeram presentes, mas por falta de
embasamento científico sólido acabaram por desaparecer.
Portanto, muitos são os modelos de fixações dentárias implantares (implantes)
e muitos são os pilares existentes para essas fixações. O que, para Jaarda
2
(1996),
demonstra uma aparente falta de consenso entre os pesquisadores sobre o modelo
básico de um implante. Na sua grande maioria, a conexão do pilar protético ao
implante se dá através de um encaixe em forma de hexágono e fixação através de
parafuso, sendo a coroa protética cimentada ao pilar ou parafusada a ele. A coroa
22
cimentada ao pilar protético (Figura 1) surgiu para facilitar a técnica, pois o
Cirurgião Dentista já estava habituado ao uso de cimentação de coroas aos pilares
dentários. Conforme Misch
3
(2000), as próteses cimentadas são, tecnicamente, mais
simples de serem construídas. Segundo Hebel e Gajjar
4
(1999), a prótese retida por
cimento reduz o tempo clínico do profissional. Além disto, a técnica cimentada
eliminaria a necessidade de mais um parafuso no complexo Prótese-Implante, o que
diminuiria alguns problemas biomecânicos. Porém, em alguns casos reabilitadores
com implantes, se faz necessário a recuperação e/ou a remoção da estrutura
protética. Palacci
5
(2001) recomenda que soluções através de cimento sejam usadas
primeiramente em situações com fatores de carga limitados, pois se uma sobrecarga
puder ocorrer, o sistema recuperável (parafusado, Figura 2) é o que lida com o
problema mais facilmente. E é exatamente nestes casos que o uso de um parafuso
de união coroa-pilar protético do implante é recomendado. Este parafuso recebe
uma pré-carga inicial (torque - 10Ncm) para unir a coroa protética ao pilar protético.
E é projetado para falhar, quando submetido a cargas que possam comprometer a
integridade do Implante. Spiekermann
1
(2000), salienta que o parafuso de união
coroa-pilar protético apresenta um ponto de fragilidade intencional, protegendo a
interface osso-implante de sobrecarga. Spiekermann
1
(2000, p. 202) também relata
que “a principal causa para o afrouxamento e quebra dos mesmos inclui adaptação
imprecisa da estrutura metálica, sobrecarga nas extensões distais e oclusão
inadequada”. Porém, mesmo tomando-se todos os cuidados biomecânicos
necessários, a ocorrência de falha tem sido proporcionalmente alta, tais como
fraturas, afrouxamento, desgaste das roscas no momento da pré-carga. Para Nergiz,
et al
6
. (2004), a primeira razão para a fratura do parafuso se deve ao afrouxamento
23
indetectado do mesmo.
Portanto, ressalta Taylor
7
(2000, p. 68), “força e resistência à falha por fadiga
devem ser o foco de futuras pesquisas e desenvolvimento de componentes
implantares”, pois, segundo o mesmo autor “componentes restaurativos dos
implantes são claramente dependentes do material e do desenho”.
A solução para estes problemas é imperativa para o sucesso de alguns
tratamentos reabilitadores com implantes; porém, pouco se tem feito para se chegar
a um resultado mais satisfatório. O projeto aqui apresentado pretende contribuir no
desenvolvimento de soluções para o problema exposto, afim de que o parafuso de
união coroa-pilar protético satisfaça as exigências e perspectivas dos profissionais,
como também, dos pacientes submetidos a reabilitações protéticas implantares.
.
1
2
1
Figura 1 reproduzida de www.peakedental.com.au/implants.htm (12/07/04).
2
Figura 2 reproduzida de www.ralstondental.com/Brane.htm (12/07/04).
Figura 1. Prótese Cimentada.
Figura 2. Prótese Parafusada.
24
1.1 Objetivos
1.1.1 Objetivo Geral
¾ Analisar os parafusos de união entre coroa e pilar protético de reabilitações
sobre implantes dentários.
1.1.2 Objetivos Específicos
¾ Analisar o efeito da pré-carga sobre o parafuso.
¾ Verificar as regiões de maior concentração de tensões no parafuso através do
programa Pro-Engineer.
¾ Analisar o desenho do parafuso.
¾ Propor soluções para os problemas apresentados pelos parafusos de união
coroa-pilar protético.
1.2 Hipótese
¾ A Hipótese inicial do trabalho é uma Hipótese alternativa.
25
2 FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
2.1 Retrospectiva Histórica dos Implantes Dentários
A perda de elementos dentários é um problema que acompanha a humanidade
desde os seus primórdios. Conforme Worthington
8
(1996, p. 11), “uma vez que a
perda de dentes por doenças e traumas tem sido sempre uma característica da
espécie humana, não é de se surpreender que a história da colocação dos dentes
também tenha longa história”. Segundo Spiekermann
1
(2000), descobertas
antropológicas na Europa, no Oriente Próximo e na América Central indicaram que o
homem tentou repor dentes perdidos com materiais homólogos e aloplásticos,
incluindo dentes humanos e de animais, osso esculpido, pedaços de marfim e
pérolas, através de amarramentos aos dentes remanescentes. Porém, o propósito
era apenas estético, pois em termos de função mastigatória estas reposições eram
inúteis.
Ocasionalmente, até mesmo dentes naturais extraídos foram usados para a
recolocação dos elementos dentários faltantes. Este método, relata Spiekermann
1
(2000, p.1), “foi de uso comum por séculos. Especialmente no século XVIII, o
26
transplante de dentes foi moda em círculos sociais mais altos na França e na
Inglaterra; os dentes transplantados eram de jovens que recebiam pagamento por
isto”. Entretanto, devido ao alto índice de fracassos tanto como o risco de
transmissão de doenças, tais como tuberculose e sífilis, estes transplantes caíram
em desuso.
Spiekermann
1
(2000) também relata que nos séculos 18 e 19, com o
desenvolvimento das ciências naturais e a transferência dos conhecimentos
científicos e métodos para a área médica, várias tentativas foram feitas para a
reposição de dentes perdidos utilizando-se implantes de diferentes materiais.
Porém, segundo o mesmo autor, a expansão da indicação de implantes para
repor mais de um dente veio com Hartmann em 1891. Ele propôs que próteses
fossem fixadas por meio de parafusos sobre implantes aloplásticos em forma de raiz.
Entretanto, este método teve uma história curta, devido ao grande número de
fracassos. Conforme Spiekermann
1
, quem tentou mudar a forma de raiz dentária dos
implantes foi Strock em 1939. Ele usou uma liga de cromo-cobalto-molibdênio
(Vitallium) para criar um implante dentário com rosca que se assemelhava a um
parafuso de madeira.
Worthington
8
(1996) menciona que muitos foram os clínicos e vários foram os
projetos de aparelhos de implantes feitos para sustentar uma supra-estrutura
dentária. Eles incluíam uma estrutura apoiada na mandíbula, mas sob o
mucoperiósteo; estruturas que tinham contato com o osso somente na sínfise
mandibular e no ramo ascendente; e uma ampla variedade de estruturas intra-
ósseas de variados tamanhos e formas. Algumas delas podiam funcionar bem
27
durante muitos anos, e mantiveram acesa a esperança de desenvolvimento no
campo da implantodontia. Outras fracassaram em diversas etapas e tiveram má
aceitação.
Foi somente com os estudos de Brånemark e colaboradores que a
implantodontia pôde alcançar o reconhecimento científico e os índices de sucesso
que hoje são relatados. Segundo Worthington
8
(1996, p.12), “foi descoberto, por
acidente, um mecanismo alternativo de fixação durante um trabalho experimental
feito na Suécia pelo Professor Per-Ingvar Brånemark e seus colaboradores durante
os anos 50 e 60”. Brånemark era médico e se interessava pela microcirculação
óssea e pelos problemas de cicatrização. Ele estudava isso através do microscópio
vital, uma técnica em que uma fina camada de tecido vivo é preparada e examinada
sob o microscópio. Para facilitar, ele usava câmeras ópticas construídas em tântalo
ou titânio, e que foram instaladas cirurgicamente no osso de animais de experiência.
Esta técnica não era nova. O que a distinguiu, no entanto, foi que, quando o metal
titânio era usado na câmara de observação e a peça era introduzida no osso através
de uma técnica cirúrgica, o osso aderia ao metal com grande tenacidade.
A estrutura metálica tornava-se incorporada ao osso vivo numa forma que se
imaginava ser impossível. Brånemark compreendeu o significado dessa nova forma
de mecanismo de fixação e chamou a isso de osseointegração.
Conforme Spiekermann
1
(2000), baseados nessas observações de adesão
óssea entre o titânio e o osso, iniciaram-se estudos experimentais, objetivando o
desenvolvimento de implantes endósteos para a ancoragem segura de estruturas
protéticas em mandíbulas edêntulas atróficas. Os implantes dentários
28
desenvolvidos por Brånemark e colaboradores foram colocados em pacientes pela
primeira vez em 1965. O sistema inicial baseou-se propositalmente em um conceito
único de implante: um implante de titânio puro em forma de parafuso sem qualquer
modificação superficial especial.
O significado do trabalho de Brånemark é que frisou a necessidade de se
entender a biologia e a usar o processo natural de cicatrização do organismo quando
se introduz um corpo metálico dentro do osso. As características especiais do titânio
também foram importantes, principalmente a sua resistência à corrosão e a sua bio-
compatibilidade para o desenvolvimento da implantodontia moderna.
2.2 Contextualização dos Implantes Dentários
Os implantes dentários estão se tornando a primeira opção na reabilitação de
pacientes totalmente ou parcialmente desdentados. Esta grande aceitação, por parte
de profissionais e pacientes, deve-se aos altos índices de sucesso e às vantagens
significativas que os implantes apresentam em relação aos outros tipos de
reabilitação, como será mostrado posteriormente.
Quando, em meados da década de 80, Brånemark e colaboradores mostraram
ao mundo seus trabalhos sobre osteointegração (união do implante ao osso), com
pesquisas e acompanhamento longitudinal por mais de quinze anos, muita polêmica
surgiu no meio odontológico. Porém, a polêmica trouxe mais trabalhos e pesquisas
na área da implantodontia. Hoje os implantes dentários osteointegrados e seus
29
componentes protéticos são uma das áreas mais pesquisadas na odontologia.
Estão, também, presentes no currículo de diversas universidades brasileiras.
Atualmente, os índices de sucesso dos implantes dentários osteointegrados de
superfície lisa variam de 84% a 100% em casos mandíbulas edêntulas; podem variar
de 85% a 97,8% na maxila e de 87,8% a 99,1% na mandíbula em casos de
edentulismo parcial; e nos casos unitários variam de 83,3% a 100% na maxila e de
87,5% a 100% na mandíbula, relata Teixeira
9
(2001). Esta diferença existente entre
os percentuais da maxila e da mandíbula é explicada pelo tipo de osso encontrado
em cada estrutura. Enquanto na maxila o osso é mais esponjoso (poroso), na
mandíbula o osso é mais cortical (denso). Além deste sucesso, os implantes
apresentam grandes vantagens. Pacientes que sofreram perda(s) dentária(s) por
trauma, cárie e/ou problema periodontal geralmente são reabilitados com próteses
totais (dentaduras), em casos de perda de todos os dentes; e próteses parciais
removíveis, ou próteses parciais fixas, em casos de perdas dentárias parciais, ou
unitárias. Porém, estes tipos de reabilitação causam danos biológicos, como injúria
dos tecidos moles, desgaste dos dentes remanescentes para assentamento da
prótese; danos estéticos; fonéticos e psicológicos. Os implantes dentários, em
contrapartida, apresentam grandes vantagens biológicas, estéticas, fonéticas e
psicológicas. A utilização de implantes na reabilitação faz com que o osso
remanescente seja preservado, pois o implante vêm a substituir a raiz do dente
(Figuras 3 e 4), preservando a função do osso. Além disto, com a utilização dos
implantes, a necessidade de se desgastar dentes remanescentes fica suprimida. As
vantagens estéticas, fonéticas e psicológicas vêm do fato de a reabilitação ser firme
e parecer um dente natural.
30
3
4
2.3 Análise Sócio-Odontológica
A implantodontia tem sido aplicada principalmente na população com idade
entre 35 e 54 anos, pois esta é a faixa etária crítica da perda dentária. Porém, hoje,
uma pessoa com 65 anos de idade pode viver mais 16,7 anos em média. E este
fator tem levado mais pessoas desta faixa etária aos consultórios odontológicos.
Trabalhos científicos têm mostrado que os idosos desta geração querem manter
seus dentes na boca mais do que no passado, ou ter alternativas mais retentivas do
que próteses totais convencionais, o que pode ser alcançado com a implantodontia.
3
Figura 3 reproduzida de RENOUARD, F. e RANGERT, Bo. Fatores de Risco no Tratamento com Implantes:
Evolução Clínica e Conduta. São Paulo: Quintessence, 2001; p. 23.
4
Figura 4 reproduzida de RENOUARD, F. e RANGERT, Bo. Fatores de Risco no Tratamento com Implantes:
Evolução Clínica e Conduta. São Paulo: Quintessence, 2001; p. 116.
Figura 3. Imagem esquemática
mostrando o implante (fixação)
posicionado no interior do tecido
ósseo.
Figura 4. Imagem radiográfica mostrando
o implante (fixação) posicionado no
interior do tecido ósseo.
31
Um cálculo conservador estima que houve um aumento de 38% na necessidade de
serviços protéticos, se comparado à demanda de 25 anos atrás. Segundo Razzoog
10
(1996), em 2030 a porcentagem de pessoas desdentadas deverá decrescer em
18%, mas o número real de pessoas necessitando de próteses totais deverá
permanecer quase constante em aproximadamente nove milhões, somente nos
Estados Unidos. Além disso, o número de pacientes nesta faixa etária, que estará
parcialmente desdentada, deverá aumentar substancialmente, pois nos dias atuais
41% das pessoas acima de 40 anos de idade tem falhas dentárias. Atualmente, só
nos Estados Unidos, 12 milhões de pessoas são afetadas pelo edentulismo parcial.
Somando este número com os edentados totais, a taxa de edentulismo sobe para 30
milhões de pessoas. Portanto, 17% da população americana sofre com a ausência
de dentes na boca. As estatísticas brasileiras foram reveladas em maio de 2004,
através do jornal do CFO
11
(Mar/Abr, 2004), mostrando que 14,4% da população
nacional é totalmente desdentada. Também em 2004, o Ministério da Saúde, com a
participação das Secretarias Estaduais e Municipais de Saúde, Universidades,
Conselho Federal de Odontologia e Associação Brasileira de Odontologia
concluíram o Projeto SB Brasil, no qual, através do Informe da Atenção Básica
12
(Jul/Ago 2004), foram mostrados resultados alarmantes. Segundo o levantamento
feito pelo Projeto, cerca de 45% dos adolescentes com 18 anos não possuem todos
os dentes. Mais de 28% dos adultos não possuem nenhum dente funcional (todos os
dentes foram extraídos ou os que restam têm sua extração indicada) em pelo menos
uma arcada. Desses, mais de 15% necessitam de, pelo menos, uma dentadura.
Entre os idosos, os dados são ainda mais preocupantes: quase 26 dentes extraídos
em média por pessoa. Três a cada quatro idosos não possuem nenhum dente
32
funcional. Desses, mais de 36% necessitam de pelo menos uma dentadura. Além
disto, Spiekermann
1
(2000, p. 143) realça que “a odontologia preventiva moderna
ainda não alcançou os padrões esperados em todas as categorias sócio-
econômicas”. Portanto, o que podemos analisar é que o mercado de implantes
dentários é muito promissor e trará benefícios múltiplos, tanto para os pacientes,
como para os próprios cirurgiões dentistas. Por isso, pesquisas e estudos constantes
para a melhora dos componentes que fazem parte da reabilitação implantar dentária
são cada vez mais necessários.
2.4 Revisão da Literatura
2.4.1 A Engenharia na Odontologia
A Odontologia não é uma ciência ímpar, isolada dentro de um contexto. Ela
está alicerçada por conhecimentos de ciências afins, tais como física, química,
biologia e engenharia. Assim sendo, estas ciências estão presentes na constante
construção e evolução do conhecimento odontológico. A Engenharia,
destacadamente a Engenharia de Materiais, tem tido um papel fundamental nesta
construção, nesta busca por novos conhecimentos e, conseqüentemente, no
desenvolvimento de novos materiais reabilitadores e/ou restauradores utilizados no
dia a dia do Cirurgião Dentista. Utilização de brocas para desgaste ou corte, aperto
de parafuso de fixação, operação de abertura de rosca, união por resina, remoção
33
de braquetes, medição de forças, são exemplos de atividades desenvolvidas pelos
Cirurgiões-Dentistas, com base nos conhecimentos compartilhados com a
Engenharia. Técnicas avançadas de instrumentação eletro-mecânica são usadas
para o desenvolvimento de uma gama de testes e de análises que auxiliam os
profissionais da Odontologia no melhor entendimento dos fenômenos que ocorrem
nos materiais quando submetidos a cargas, momentos e condições de estresse
(stress), por exemplo. Atualmente, estes profissionais têm se valido de conceitos
ultramodernos como CAD/CAM/CAE (Computer Aided Desing/ Computer Aided
Manufacture /Computer Aided Engineering), além da prototipagem rápida, para o
projeto, a análise estrutural e a manufatura de ferramentas e dispositivos protéticos,
utilizados na Odontologia. Um destes métodos utilizados é o de Análise por
Elementos Finitos.
2.4.1.1 ANÁLISE POR ELEMENTOS FINITOS
O cálculo estrutural é muito familiar aos engenheiros, já que é utilizado na parte
que diz respeito ao cálculo das resistências dos materiais. Nesta área da
engenharia, ao iniciar um processo de análise da estrutura, o engenheiro deve
formular um esquema de cálculo, onde sua estrutura é idealizada. Para cada
situação há uma maneira diferente de se avaliar a estrutura.
Para as estruturas mais simples, o tratamento matemático utilizado é o
clássico, baseado no estudo das equações diferenciais, que descrevem o equilíbrio
da estrutura. O desenvolvimento dessas soluções é bastante trabalhoso, embora
34
sua utilização, na prática, já venha pronta nos livros de resistência dos materiais.
A dificuldade é que a grande maioria das estruturas biomecânicas é muito
complexa para ser analisada pelas técnicas clássicas. Essas são as estruturas ditas
de forma arbitrária, que, quase sempre, possuem uma solução analítica impossível.
Então, os métodos analíticos clássicos permitem o cálculo da resposta exata
dos deslocamentos, deformações e tensões na estrutura em todos os seus pontos,
isto é, nos seus infinitos pontos. Entretanto, estas soluções são somente conhecidas
para alguns casos, os mais simples, que não fogem da maioria das aplicações
práticas encontradas na engenharia.
Para a análise em caráter geral, independente da forma da estrutura, utilizam-
se os métodos de simulação numérica que são uma solução aproximada, e não
exata.
Conforme Geng, et al
13
(2001), para problemas que envolvem geometrias
complicadas é muito difícil uma solução analítica. Para tanto, o uso de métodos
numéricos, tais como, o de análise por elementos finitos é necessário. A análise por
elementos finitos soluciona problemas mecânicos complexos através da divisão do
domínio do problema em uma coleção de domínios muito menores e simples, nos
quais um campo de variáveis podem ser interpoladas através do uso de funções de
forma. Uma solução total aproximada para o problema original é determinada,
baseada em princípios variados. A análise por elementos finitos é o método pelo
qual, na impossibilidade de visualizar uma solução funcional para todo o domínio, é
formulada uma solução funcional para cada elemento finito e feita a combinação
destas soluções, apropriadamente, para obter a solução para todo o corpo.
35
Basicamente o Método dos Elementos Finitos é um método aproximado de
cálculo de sistemas contínuos, onde a estrutura, o componente mecânico é
subdividido em um número finito de partes, chamados de elementos, conectados
entre si por intermédio de pontos discretos, que são chamados de nós. A montagem
de Elementos, que constitui o modelo matemático, tem o seu comportamento
especificado por um número finito de parâmetros. Em particular, nos problemas de
análise estrutural, os parâmetros são os deslocamentos nodais, que são as
incógnitas do problema.
A estratégia de solução do sistema, ou seja, da montagem dos Elementos é a
seguinte: se a estrutura inteira encontra-se em um estado de equilíbrio, cada
elemento também está em equilíbrio. Porém, o elemento em equilíbrio não é mais
um elemento diferencial como em um sistema contínuo, mas sim um Elemento
Finito, pois o sistema foi tratado como discreto.
As inúmeras equações algébricas geradas a partir de uma equação diferencial
são resolvidas pelas ferramentas computacionais, por intermédio de matrizes, que
são bastante utilizadas nos procedimentos do Método dos Elementos Finitos.
O cálculo dos deslocamentos de uma estrutura por intermédio de um modelo
discretizado considera apenas os deslocamentos dos nós do modelo, para a
representação da configuração deformada da estrutura inteira. Na montagem do
sistema de equações de equilíbrio, utilizando a linguagem matricial, é necessário
que as cargas atuem também somente nos nós do modelo, ou seja, sendo também
de forma discreta. Porém, nas estruturas reais, o carregamento age não somente
nos nós, mas na maioria dos casos, entre os nós. Esta aparente dificuldade é
36
resolvida por intermédio do conceito de cargas nodais equivalentes, que são as
cargas que, atuando somente nos nós do modelo, produziriam o mesmo efeito global
na estrutura que as cargas distribuídas nos vãos dos elementos.
Por isso, o emprego dos softwares de CAE somente é possível quando a
configuração física do objeto é conhecida e, portanto, modelável, pois são feitas
simulações e análises do comportamento físico da geometria. Entretanto, os
resultados dos cálculos dependem de vários fatores como propriedades do material,
geometria, condições de limite, módulo de Young e de Poisson, mas, principalmente,
do modelo criado.
Portanto, por possuírem, os componentes do sistema protético implantar, uma
geometria extremamente complexa e propriedades dos seus materiais conhecidas, a
análise por elementos finitos tem sido vista como a mais adequada ferramenta para
a sua análise.
Conforme Geng, et al
13
(2001), o primeiro a utilizar este método na odontologia
implantar foi Weinstein et al. em 1976. A partir de então esta tecnologia foi
rapidamente aplicada neste campo do conhecimento.
37
2.4.2 Roscas e Parafusos
2.4.2.1 ROSCAS
Segundo Norton
14
(2004), em termos gerais, a rosca é uma hélice que permite
que o parafuso avance sobre o material quando rotacionado, podendo ser externa
ou interna. Atualmente existem dois padrões de rosca: a UNS (Unified National
Standard) e a ISO (International Standardization Organization). Os dois padrões
utilizam um ângulo de 60° e definem o tamanho de rosca pelo diâmetro nominal
externo (máximo) d da rosca externa (Figura 5).
5
Figura 5. Padrão de rosca UNS e ISO.
5
Figura 5 reproduzida de Norton, Robert L. Projeto de máquinas – uma abordagem integrada, 2ª Edição. Porto
Alegre: Bookman Companhia Editora, 2004; p. 760.
38
Segundo Oliveira
15
(1980) a terminologia utilizada para as roscas é a
seguinte:
1- Filete: produzido por um ou mais sulcos na superfície externa ou interna de
um cilindro ou cone, em forma helicoidal. È uma saliência de perfil constante.
2- Perfil da rosca: é o corte do filete através de um plano que passa pelo eixo do
cilindro ou cone.
3- Crista: é a superfície proeminente de um filete, podendo ser na rosca externa
ou interna.
4- Fundo: é a superfície interna do sulco.
5- Flancos: são as duas superfícies que ligam a crista ao fundo em cada filete.
6- Ângulo do filete: é o ângulo formado pelos flancos.
7- Passo: é a distância entre dois filetes consecutivos, medida paralelamente ao
eixo.
8- Avanço: é a distância axial percorrida numa rotação completa da peça que
contém a rosca.
9- Altura do filete: é a distância radial entre a crista e o fundo
10- Profundidade útil: é a distância radial em que há superposição dos flancos
das duas roscas montadas.
11- Folga na crista: é a distância radial entre a crista do filete de uma rosca e o
fundo da outra.
12- Número de filetes por polegada: é o inverso do passo, quando este é medido
em polegadas.
13- Diâmetro primitivo: aquele sobre o qual a espessura do filete é a medida do
passo.
39
Para Norton
14
(2004), a distância que uma rosca par avançará axialmente
com uma revolução da porca é o comprimento L. Caso trate-se de uma rosca
simples, o avanço irá igualar o passo. Quando o parafuso for feito com roscas
múltiplas ou roscas de múltiplas entradas o avanço aumentará proporcionalmente ao
número de entradas presentes na rosca. Uma rosca dupla (2 entradas), que possui
ranhuras paralelas dispostas ao redor do diâmetro, terá um avanço igual ao dobro do
passo. Uma rosca tríplice (3 entradas) terá um avanço igual a três vezes o passo. A
vantagem das roscas múltiplas é que permitem um avanço mais rápido da porca,
pois possuem uma altura menor e um avanço aumentado e uma maior força de
retenção.
Oliveira
15
(1980) ressalta que, na classificação das roscas, devemos considerar
o Tipo, definido pelo perfil do filete; a Série, definida pela relação entre passo e o
diâmetro nominal (roscas métricas) ou pelo número de filetes por polegada (roscas
em polegada); e Classe, definida pela maior ou menor tolerância na confecção da
rosca.
Segundo Norton
14
(2004), para o padrão UNS são definidas três séries padrão
de famílias de diâmetro primitivo para as roscas, passo grosso (UNC), passo fino
(UNF) e passo extra fino (UNEF). Dessas, a série grossa a mais comum e
recomendada para aplicações comuns, especialmente onde se requer repetidas
inserções e remoções do parafuso ou onde o parafuso é rosqueado em um material
mole. Já as roscas finas são mais resistentes ao afrouxamento do que as roscas
grossas por causa do seu menor ângulo de hélice. As roscas pequenas da série
ultrafina são uma vantagem quando a espessura da parede é limitada.
40
Os padrões Unified National e ISO definem intervalos de tolerância para
roscas internas e externas de maneira a controlar o seu ajuste. São definidos três
tipos de classes para a UNS, chamadas 1, 2, 3. A classe 1 possui as tolerâncias
mais largas e utiliza fixadores de “qualidade comercial” (menor custo). A classe 2
define tolerâncias mais estreitas para uma melhor qualidade de encaixe entre as
roscas pares e é adequada para uso geral em projeto de máquinas. A classe 3 é a
de maior precisão e pode ser especificada quando ajustes mais precisos são
requeridos. Classes de ajuste mais altas possuem um custo maior. Para diferenciar
o tipo de rosca é utilizada uma letra: para roscas internas utiliza-se a letra A e para
roscas externas a letra B.
Norton
14
(2004) ressalta que uma rosca é especificada a partir de um código
que define a sua série, diâmetro, passo e classe de ajuste. Sendo o passo de roscas
UNS definido reciprocamente como o número de roscas por polegada, enquanto na
rosca métrica (ISO), o passo de rosca é especificado pela dimensão do passo em
mm.
2.4.2.1.1 TENSÕES EM ROSCAS
Para Albuquerque
16
(1980) e Norton
14
(2004), quando um parafuso é engajado
por uma porca, teoricamente todos os filetes devem compartilhar a carga. Mas, na
realidade, imprecisões no espaçamento dos filetes fazem com que praticamente
toda a carga seja carregada pelo primeiro par de filetes. O extremo oposto seria
41
quando todos os filetes compartilham a carga igualmente. Estas duas hipóteses
podem ser utilizadas para estimar as tensões em filetes de rosca. A tensão
verdadeira estará entre estes dois extremos, mas muito mais provavelmente próxima
ao caso da carga compartilhada por apenas um par de filetes.
Norton
14
(2004) ressalta que as porcas de parafusos de fixação são feitas,
freqüentemente, de material mole e, portanto, mais fraco que aquele do parafuso.
Isso causa escoamento local dos filetes de rosca da porca quando o parafuso é
apertado, o que pode melhorar o ajuste da rosca e fazer com que os filetes de rosca
compartam a carga.
Quando o parafuso é rosqueado em furo, ao invés de uma porca, um
comprimento maior de engajamento é necessário. Um comprimento de engaste no
mínimo igual ao diâmetro nominal de rosca d é recomendado para algumas
combinações de material.
Tensões de torção podem ser desenvolvidas durante o apertamento do
parafuso. Norton
14
(2004) relata que esta tensão de torção se combina com a tensão
axial de tração no corpo do parafuso, criando uma tensão principal maior que a
tensão de tração aplicada. O torque promovido no parafuso depende do atrito na
interface parafuso-porca. Se o atrito nos filetes de rosca for alto, a torção no
parafuso pode ser apreciável. Portanto, uma porção menor do torque aplicado será
transmitida ao parafuso quando o parafuso e a porca estão bem lubrificados. Porém,
o torque aplicado irá torcer o parafuso quando a porca estiver engastada nele.
Mesmo que nada seja feito para aliviar a componente de tensão torcional depois do
42
aperto, esta tenderá a relaxar com o tempo, principalmente se existir qualquer
forma de vibração presente.
Um parafuso de fixação geralmente sofre apenas carga axial de tração. Já a
tensão de cisalhamento pode originar uma falha que envolve o rasgamento de filetes
de rosca tanto da porca, quanto do parafuso. O que dependerá das resistências
relativas dos materiais da porca e do parafuso.
A tensão cisalhante em roscas é inferida da definição da área sob
cisalhamento, que é uma função da porcentagem do passo com rosca.
Figura 6. Área sob cisalhamento (é função da porcentagem do passo com rosca).
Desta forma, a área sob cisalhamento é dada por:
rosca
p
cd
r
A
c
/
.%.
π
= (1)
onde dr é o menor diâmetro do parafuso.
Assim, a tensão de cisalhamento (
τ
c) é calculada por:
A
c
F
c =
τ
(2)
%pc / rosca
%pc / sem rosca
43
A torção (
τ
) é conhecida da expressão:
3
.
.16.
d
r
T
J
rT
Torção
π
== (3)
onde J é o momento de inércia.
A área sob tração (
A
tç ) em um parafuso é melhor definida pela média entre as
áreas dadas pelo diâmetro menor dr e o primitivo dp:
2
24
+
=
drdp
Atç
π
(4)
para roscas ISO:
p
ddp 6,0
−
=
(5)
p
dd
r
2,1
−
=
onde d = Dmax e p = passo.
2.4.2.1.2 FORÇAS NO FILETE DE ROSCA
A análise das forças e dos torques atuantes em parafusos começa pela
determinação das forças presentes no filete da sua rosca.
44
Figura 7. Forças presentes no filete de rosca.
O filete pode ser representado por uma rampa que deve ser vencida pela rosca
par. Sendo
µ o coeficiente de atrito, n a normal e f a força de atrito, se pode escrever
f = n.µ. Onde dp é o diâmetro primitivo do parafuso, α o ângulo de rosca, e P a carga
de compressão da união aparafusada, do equilíbrio de forças, chega-se à seguinte
expressão para a força de aperto, F:
)sen(cos
)sencos(
.
αµα
α
α
µ
−
+
= PF (6)
O torque de aperto, Ts, é, por sua vez:
2
.
dp
FTs =
(7)
Considerando-se que a força de atrito entre as superfícies da cabeça do
parafuso e da união do material ocorra no diâmetro médio da superfície exposta da
cabeça do parafuso, segundo a ilustração a seguir, tem-se que uma componente de
torque aparece, dada por:
2
..
d
PTc
c
µ
= (8)
P
F
f
N
π
dp
α
L = p = passo
P
F
f
π
α
45
Com base no que foi dito, tem-se que o torque total de aperto é dado por:
TcTsTt
+
= (9)
Figura 8. Torque total de aperto.
Segundo Shingley
17
, o torque total de aperto pode ser simplificado pela
seguinte expressão:
dFi
K
T
t
..= (10)
onde
K é uma função do atrito, Fi é a força de pré-carregamento e d é o diâmetro
externo da rosca. Para os casos em que o coeficiente de atrito entre os materiais é
próximo a 0.15, Shingley
17
sugere que se use K = 0,20. Desta forma, a expressão
(10) passa a ser:
dFiT
t
..20,0= (11)
Mas a força de pré-carregamento não pode ultrapassar os limites do
componente. Estes limites são considerados em termos da tensão de escoamento
do material ou da resistência de prova do componente. Estes dados foram obtidos
P
d
P
46
da literatura, como foi visto anteriormente. Shingley
17
sugere que se use 75%
deste limite para situações de carregamentos dinâmicos e 90% para carregamentos
estáticos. Desta forma, as forças mastigatórias foram consideradas como cargas
dinâmicas e, portanto, o fator de segurança adotado foi o de 75%.
AtRdFi ..75,0=
(12)
Onde Rd é a resistência de prova do parafuso e At a área total do parafuso,
dada por (4).
2.4.2.1.3 FABRICAÇÃO DAS ROSCAS
Segundo Albuquerque
16
(1980) e Norton
14
(2004) existem várias maneiras de
fabricar roscas. O corte de roscas é uma destas maneiras. Nesta forma de
fabricação uma ferramenta especial chamada tarracha é utilizada para cortar as
roscas internas. Esta ferramenta possui a forma dos filetes de rosca desejados e se
parece a um parafuso. Essas ferramentas são feitas de aço ferramenta endurecido e
possuem ranhuras axiais que interrompem suas roscas de modo a fornecer
extremidades cortantes com a forma das roscas. Com uma broca de tamanho
adequado corta-se um furo piloto e então a tarracha lubrificada é girada lentamente
no furo enquanto avança numa razão adequada. As roscas externas também podem
ser cortadas com uma ferramenta de ponto único em torno ou, alternativamente, em
uma matriz, que possui rosqueamento externo da mesma maneira que uma
47
tarracha. É fundamental que a barra a ser rosqueada tenha o mesmo tamanho
externo da rosca que se pretende fazer.
O método da laminação de roscas, também conhecido como conformação de
roscas, é um outro método, inclusive melhor, para fabricar roscas externas. O
processo de laminação tem várias vantagens sobre o processo de corte de roscas. A
conformação a frio encrua e aumenta a resistência do material de rosca, cria raios
de raiz e crista introduzindo tensões residuais de compressão benéficas nas raízes
das roscas. Esta alteração no material causa uma reorientação dos grãos (Figura 6)
para a forma de rosca. O corte de roscas, em contraste, interrompe o crescimento
dos grãos. Estes fatores contribuem para um aumento significativo da resistência de
roscas laminadas quando comparadas àquela de roscas cortadas. As roscas
laminadas, além da maior resistência, apresentam menor perda de material que
roscas cortadas, já que nenhum material é removido, e a peça inicial é, portanto, de
menor tamanho. Fixadores de alta resistência são geralmente de aço endurecido. A
laminação de roscas deve ser realizada após o endurecimento do parafuso, quando
possível, uma vez que o processo de endurecimento térmico irá aliviar as tensões
residuais introduzidas pela laminação.
Em qualquer aplicação em que a carga nos fixadores seja alta e onde cargas
causadoras de fadiga estiverem presentes, roscas laminadas devem ser sempre
utilizadas. Em aplicações onde as cargas sejam leves, ou seja, não-críticas, as
roscas cortadas, mais fracas e mais baratas, podem ser usadas.
48
6
2.4.2.2 PARAFUSOS DE FIXAÇÃO
Albuquerque
16
(1980) e Norton
14
(2004) ressaltam que os parafusos de fixação
podem ser classificados de maneiras distintas: por meio do uso pretendido, pelo tipo
de cabeça, pelo tipo de rosca e por sua resistência. Conforme Norton
14
(2004),
quando o parafuso é rosqueado a um furo em vez de ser engajado a uma porca, ele
é chamado parafuso de máquina ou parafuso de cabeça, esta classificação é
dada pelo uso pretendido. Estes tipos de parafuso, sem porca, devem ser girados
em seu receptáculo, seja um furo com rosca ou não, através da aplicação de um
torque à sua cabeça.
Os parafusos de cabeça possuem diferentes tipos de desenho de cabeça,
incluindo os de fenda reta, fenda em cruz (Phillips), hexagonal de encaixe, entre
outras, o que determina um outro tipo de classificação (Figura 7). As formas de
6
Figura 9 reproduzida de Norton, Robert L. Projeto de máquinas – uma abordagem integrada, 2ª Edição. Porto
Alegre: Bookman Companhia Editora, 2004; p. 777.
Figura 9. Orientação dos grãos do material para as roscas cortadas (esquerda) e para as
roscas laminadas (direita).
49
cabeça podem ser redonda, plana, cilíndrica abaulada, de panela, etc. Estes estilos
de cabeça em combinação com fendas ou sulcos Phillips são normalmente utilizados
apenas em pequenas máquinas ou parafusos de atarrachar, pois o máximo torque
que se pode transmitir com essas fendas é limitado. Devendo ser evitados em
aplicações que exigem constantes apertos e desapertos. Cabeças hexagonais ou
sextavadas são utilizadas quando se necessita um torque substancial, pois a cabeça
sextavada permite a aplicação de grandes momentos de torção (aperto) no parafuso.
Quando o espaço é limitado o parafuso de cabeça com encaixe hexagonal
representa a melhor escolha. Isto porque, o estilo padrão, cabeça com encaixe, é
projetado para ser colocado em um furo no qual sua cabeça é impelida para dentro
da superfície. O encaixe, ou cavidade, hexagonal permite que, através do uso de
chaves especiais Allen, se aplique um torque suficiente.
Além do tipo de uso pretendido e do tipo de cabeça, os parafusos de fixação
também podem ser classificados de acordo com o tipo de sua rosca (Figura 8). Os
fixadores que fazem a própria rosca, ou o próprio furo são conhecidos por parafusos
atarrachantes, como é o caso dos parafusos conformadores de rosca, cortadores de
rosca, auto-atarrachantes e autofurantes. A rosca dos parafusos atarrachantes é,
freqüentemente, mais espaçada (passo maior), no intuito de prover espaço ao
material escoado à medida que o parafuso avance no pequeno furo piloto de
começo e assim vá se formando a rosca. Já os parafusos cortadores de rosca
possuem ranhuras axiais de alívio e são endurecidos para prover uma face de corte
para atarrachar a parte enquanto o parafuso avança. Os parafusos autofurantes,
para fazerem o furo piloto, possuem uma forma de broca de furação na sua ponta.
50
7
Figura 10. Tipos de desenhos de cabeças em parafusos de fixação.
8
Figura 11. Tipos de roscas em parafusos de fixação.
7
Figura 10 reproduzida de Norton, Robert L. Projeto de máquinas – uma abordagem integrada, 2ª Edição. Porto
Alegre: Bookman Companhia Editora, 2004; p. 774.
8
Figura 11 reproduzida de Norton, Robert L. Projeto de máquinas – uma abordagem integrada, 2ª Edição. Porto
Alegre: Bookman Companhia Editora, 2004; p. 774.
51
2.4.2.2.1 RESISTÊNCIA DE PARAFUSOS
Os parafusos de máquina usados em aplicações estruturais ou em casos de
cargas pesadas devem ser escolhidos com base na sua resistência de prova Sp
como definido nas especificações SAE, ASTM e ISO. Norton
14
(2004) salienta que
são definidos, por estas organizações, os graus, ou classes de parafusos com
especificados tratamentos térmicos e resistência mínima de prova. A, é a tensão
sob a qual o parafuso começa a apresentar deformação permanente e é próxima,
porém inferior, à resistência de escoamento do material. A classe de cada parafuso
é indicada pela ausência, ou presença de marcas na sua cabeça.
2.4.2.2.2 MATERIAL
Segundo Albuquerque
16
(1980), os parafusos, geralmente, são fabricados em
ligas de ferro ou de cobre e, menos usualmente, de outros metais. O material
utilizado terá que satisfazer as condições de resistência, além de apresentar
propriedades compatíveis com o processo de fabricação, que pode ser de usinagem
ou forjamento. Para a fabricação por usinagem o material utilizado deve apresentar
usinabilidade elevada. Parafusos de pequenas dimensões, como é o caso dos
parafusos de união coroa pilar-protético de implantes dentários, são fabricados pelo
processo de usinagem. Os parafusos utilizados para a fixação da coroa protética ao
pilar do implante são fabricados em ligas de titânio ou ouro (Figuras 9 e 10).
52
Figura 12. Parafuso de titânio. Figura 13. Parafuso de ouro.
TITÂNIO
Conforme Gulháev
18
(1981), Boyer & Gall
19
(1985) e Meyer
20
(2000), o titânio é
um metal branco, prateado, de baixa densidade (d = 4,5g/cm³, que tem,
aproximadamente, 60% da densidade do aço). Seu módulo de elasticidade é baixo,
cerca 105.000 N/ mm². O titânio apresenta propriedades não magnéticas e de boa
transferência de calor. O seu coeficiente de expansão térmica é menor que o dos
aços e menos da metade do alumínio. O titânio e suas ligas apresentam um elevado
ponto de fusão (1672°C). Porém, a temperatura máxima utilizada para aplicações
estruturais geralmente varia entre 427 a 538 °C. Suas propriedades dependem
significativamente da sua pureza, sendo esta expressa em percentual de titânio.
Valores de pureza (em % de Ti) 99,9; 99,8; 99,6; 99,5; 99,4, correspondem aos
seguintes valores de dureza (HB): 100, 145, 165, 195, 225, respectivamente.
É o metal que apresenta a maior resistência à corrosão em temperatura
ambiente, devido à presença de uma película compacta protetora, que se forma
53
na sua superfície. Depois do titânio os metais que mais resistem à corrosão são o
nióbio e o tântalo, seguidos pelo vitallium e o aço inoxidável. A superfície do titânio
pode ser atacada no meio orgânico por ácidos oxálicos e acéticos e no meio
inorgânico pelos ácidos hidrofluorídrico, clorídrico, sulfúrico e ortofosfórico. Estes
ácidos também são utilizados no tratamento da superfície deste material.
O titânio é um material não tóxico e, geralmente, compatível biologicamente
com os tecidos humanos e ossos. Esta biocompatibilidade está ligada à camada de
TiO
2,
que impede a passagem de elétrons e íons.
Por possuir uma baixa dureza, o titânio sofre um severo desgaste abrasivo no
contato com materiais mais duros.
O titânio apresenta uma transformação alotrópica a aproximadamente 885°C,
mudando de uma estrutura cristalina hexagonal compacta (fase α) para uma
estrutura cristalina cúbica de corpo centrado (fase β). A temperatura de
transformação é influenciada pelos elementos intersticiais tais como, oxigênio,
nitrogênio e carbono (alpha estabilizadores) os quais aumentam a temperatura de
transformação; e pelo hidrogênio (beta estabilizador), o qual diminui a temperatura
de transformação; ou por impurezas metálicas ou elementos de liga, os quais podem
aumentar ou diminuir a temperatura de transformação.
Dependendo da sua microestrutura, o titânio pode se encaixar em uma das
quatro classes: alpha, próxima de alpha, alpha-beta ou beta. Estas classes
demonstram o tipo geral da microestrutura após o processamento.
54
Industrialmente as ligas de titânio apresentam certas características, a liga α
apresenta pequena plasticidade, porém, não é suscetível a fragilização a quente; a
liga β é a mais plástica de todas e menos resistente, não sofrendo transformação de
fase durante o aquecimento; a liga α + β é a mais tenaz, muito maleável e dúctil, é
suscetível ao tratamento térmico, porém, pode precipitar a fase α.
Tabela 1. Tipos de titânio, propriedades e composição.
METAL PROPRIEDADES
TITÂNIO
RESISTÊNCIA
MPa
MÓDULO DE
ELASTICIDADE
MPa
N C H Fe O
GRAU 1
240 170
0,03 0,10 0, 015 0,20 0,18
GRAU 2
340 280
0,03 0,10 0, 015 0,30 0,25
GRAU 3
450 380
0,05 0,10 0, 015 0,30 0,35
GRAU 4
550 480
0,05 0,10 0, 015 0,50 0,40
GRAU 7
340 280
0,03 0,10 0, 015 0,30 0,25
55
OURO
Segundo Gulháev
18
(1981) e Boyer & Gall
19
(1985), o ouro é um metal nobre,
de cor amarela que possui número atômico 79 e encontra-se no sexto período do
grupo 1b da tabela periódica.
A massa específica do ouro é 1932 kg/m³, sua temperatura de fusão é de
1.064º C e emite vapores violeta a temperaturas mais elevadas.
O ouro é o mais maleável e o mais dúctil de todos os metais; pode ser
reduzido a folhas de 1/10.000mm de espessura, e nestas condições deixa passar
uma luz verde. É, porém, bastante mole, sendo necessário ligá-lo ao cobre.
O ouro não se oxida em qualquer temperatura, é atacado pelo cloro e o bromo
e dissolve-se no mercúrio. Nenhum ácido isolado age sobre ele, mas é dissolvido
pela chamada água-régia, que é uma mistura dos ácidos clorídrico e nítrico.
Sua estrutura cristalina é cúbica de face centrada, sendo seu módulo de
elasticidade 80 GPa. Seu calor específico de 128 J/kg.k é próximo ao dos metais da
tríade que o precede (ósmio, irídio e platina).
O ouro apresenta uma condutividade térmica de 318 W/m.k, que é ao menos
duas vezes o valor de qualquer metal platínico, porém, a sua condutividade elétrica
(15,9 nΩ.m) é menor que a do grupo dos metais platínicos.
O percentual em peso do ouro em uma liga pode ser expresso em “quilates”. O
ouro puro é descrito como ouro 24 quilates, enquanto o número de quilates usado
para descrever uma liga é a fração em peso do ouro nesta liga multiplicado por 24.
Portanto uma liga contendo 75% de ouro pode ser descrita como (0.75 x 24)
56
quilates, ou seja, é igual a 18 quilates.
Tabela 2. Propriedades físicas típicas das ligas de ouro para fundição.
TIPO DE LIGA
DENSIDADE
(Mg/m³)
ENLONGAÇÃO
(%)
DUREZA
(HV)
VARIAÇÃO DA
TEMPERATURA
DE FUSÃO (°C)
TIPO I -AMARELO
16,6 36 80 940-960
TIPO II -AMARELO
15,9 38 101 920-960
TIPO III -AMARELO
15,5 39 121 930-960
TIPO III -BAIXO
12,8 30 138 840-920
TIPO IV -AMARELO
15,2 35 149 920-945
TIPO IV -BAIXO OURO
13,6 38 186 870-930
Tabela 3. Classificação das ligas de ouro para fundição segundo a ADA.
TIPO DE LIGA
CONTEÚDO DE
METAL PRECIOSO
(min), %
DUREZA HV
I (MACIA)
83 50-90
II (MÉDIA)
78 90-120
III (DURA)
78 120-150
IV (EXTRA DURA)
75 >150
57
2.4.3 Pré-Carga
2.4.3.1 PRÉ-CARGA EM JUNÇÕES DE TRAÇÃO
Norton
14
(2004) descreve que uma das aplicações dos parafusos é a de juntar
peças em situações em que a aplicação de cargas coloca o parafuso ou os
parafusos em tração, sendo prática comum pré-carregar a junta, apertando o
parafuso com suficiente torque para criar cargas de tração que se aproximam à
respectiva resistência de prova, que é a tensão sob a qual o parafuso começa a
apresentar deformação permanente e é próxima, porém inferior, à resistência de
escoamento do material. Para juntas carregadas dinamicamente (carga de fadiga),
uma pré-carga de 75% ou mais de resistência de prova é normalmente utilizada.
Caso os parafusos estejam adequadamente dimensionados para resistir às cargas
aplicadas, essas altas pré-cargas tornam pouco provável que os parafusos rompam
em serviço, se eles não fraturarem enquanto estiverem sendo tracionados
(apertados). As razões para isto requerem entendimento de como as elasticidades
do parafuso e componentes, ao serem unidos, interagem quando o parafuso é
apertado e quando a carga externa é aplicada mais tarde. Como o parafuso é um
elemento elástico haverá acomodação das tensões quando for apertado.
A importância da pré-carga é maior nas uniões carregadas dinamicamente do
que nas juntas carregadas estaticamente. Isto ocorre porque, o parafuso recebe
apenas uma parte da carga variada, transmitindo a carga restante. Devido à
presença da pré-carga, o material absorve grande parte das oscilações de carga.
Isso reduz drasticamente as tensões alternantes de tração no parafuso,
58
comparado ao que seriam se não fosse a presença da pré-carga. As oscilações de
carga compressiva não são importantes no que tange à falha por fadiga, que
ocorrem devido às tensões de tração.
É importante observar que as roscas laminadas têm menores fatores de
concentração de tensão, devido à orientação favorável dos grãos. Parafusos que
possuem alta resistência, geralmente, têm roscas laminadas.
2.4.3.2 CONTROLE DA PRÉ-CARGA
No projeto do parafuso, a qualidade da pré-carga é um fator importante.
Portanto, necessitamos de algum meio de controle da pré-carga aplicada ao
parafuso. Para Norton
14
(2004), os métodos de maior precisão necessitam que as
duas extremidades do parafuso estejam acessíveis. Pode-se, assim, medir a
quantidade de elongação do parafuso de forma direta, através de um micrômetro, ou
de um medidor eletrônico de comprimento, e o parafuso pode ser dilatado até um
comprimento consistente com a pré-carga desejada. Transdutores ultra-sônicos são
utilizados, algumas vezes, para medir a mudança de comprimento do parafuso
quando apertado, sendo que estes apenas requerem acesso à extremidade da
cabeça do parafuso. Porém, esses métodos não são úteis em alta produção ou
situações de serviço de campo, uma vez que requerem tempo, cuidado, exatidão de
instrumentos e pessoal especializado.
Um método mais conveniente, mas menos exato, é o que mede o torque
aplicado à porca ou à cabeça de um parafuso de cabeça. Um torquímetro dá uma
59
leitura, em visor, da quantidade de torque aplicado. Os torquímetros apresentam
um a incerteza de ± 30% na pré-carga. Caso seja tomado bastante cuidado, e se as
roscas forem lubrificadas (o que é sempre desejável), esse erro pode ser diminuído
à metade, mas, mesmo assim, ainda é alto. Chaves de torque pneumático de
impacto podem ser calibradas para um nível particular de torque no qual elas param
de girar. Estas chaves dão um resultado mais consistente que as chaves manuais,
sendo, portanto, preferíveis.
2.4.3.3 A PRÉ-CARGA NO PARAFUSO PROTÉTICO
A coroa protética é a primeira parte do complexo restaurador implantar a
receber a aplicação de forças. Esta coroa protética é unida ao pilar protético do
implante através de um parafuso (Figura 11), que é apertado através da aplicação
de um torque, de ordem de 10 Ncm, na cabeça do parafuso.
Lang, et al.
21
(2003), explicam que este momento aplicado é transformado ao
longo da interface de contato das roscas da superfície do parafuso com o seu
receptáculo. Então a força transmitida induz uma força de contato na interface,
parafuso-receptáculo, que é responsável pelo engastamento. Esta força de contato
que é responsável pelo engastamento é chamada de pré-carga.
60
9
Alkan, et al.
22
(2004), explicam que quando dois componentes são apertados,
unindo um ao outro, através de um parafuso, esta união é chamada de conjunto
parafusado. Para obtermos estruturas seguras o parafuso deve ser tencionado para
produzir uma força de união maior que as forças externas que tendem a separar o
conjunto. A carga de apertamento é usualmente proporcional ao torque de
apertamento. O torque aplicado desenvolve uma força dentro do parafuso chamada
pré-carga. Porém, esta pré-carga deve estar dentro do limite elástico do parafuso.
Portanto, a pré-carga é uma força inicial criada no parafuso através da aplicação de
um torque de apertamento, que causa a elongação do parafuso. Esta elongação
coloca o parafuso em tensão. A aplicação desta pré-carga gera uma força total de
apertamento entre as partes do sistema, resultando em uma força de união entre os
componentes.
9
Figura 14 reproduzida de HECKMANN, S. M.; et al. Cement fixation and screw retention: parameters of a
passive fit. An in vivo study of a three-unit implant-supported fixed partial dentures. Clin. Oral Impl. Res. 15, 2004
/ 468.
Figura 14. Coroa Protética unida
ao Pilar através de um parafuso.
61
No parafuso protético, esta pré-carga é de vital importância, pois, como relata
Aboyoussef
23
(2000), a pré-carga mantém as roscas do parafuso apertadamente
adaptadas às roscas do seu receptáculo, mantendo as partes unidas com a força de
apertamento criada entre a cabeça do parafuso e seu assento.
A importância da pré-carga no parafuso protético também é destacada por
Khraisat, et al.
24
(2004), os quais relatam que um fator mecânico importante é a pré-
carga na junta do parafuso, a qual é definida como a força de tensão que é
construída no parafuso como produto do seu apertamento. Isto cria uma força
compressiva de contato no parafuso, que é dependente, primeiramente, do torque
aplicado, seguido do material componente do parafuso, da cabeça do parafuso, do
desenho das roscas e da aspereza das superfícies.
2.4.4 Biomecânica
No estudo da biomecânica, deve-se observar todo o complexo que envolve
uma reabilitação através de implantes osseointegrados. Renouard e Rangert
25
(2001), destacam que um bom entendimento de biomecânica de implante torna
possível reduzir o risco de falhas e complicações funcionais. A razão é que existem
fatores que podem e devem ser analisados para a obtenção de uma reabilitação
satisfatória, fatores tais como, força mastigatória, cargas oclusais, entre outros. Além
disto, não se podem deixar de lado os componentes da reabilitação implanto –
protética, porque os fatores acima citados influenciarão no desempenho destes
62
componentes, podendo levar a falhas, como a do parafuso de união coroa – pilar
protético, foco do nosso estudo.
2.4.4.1 FORÇAS MASTIGATÓRIAS
Conforme Richter, et al.
26
(1995), cargas aplicadas aos dentes e implantes
durante as funções orais fisiológicas tais como mastigar, apertar, deglutir, ou ranger
podem variar. Isto porque a ancoragem dos pilares naturais e artificiais nos ossos
maxilares não é do mesmo tipo e qualidade. Enquanto os implantes osseointegrados
são praticamente imóveis, o periodonto dos dentes permite um grau bem definido de
mobilidade axial e horizontal. O autor ainda destaca que as medições das forças
intra-orais são influenciadas pelo tipo de mecanismo utilizado para o registro da
carga. O mais simples e geralmente utilizado é o método do garfo de mordida, que
causa mordida aberta, onde, portanto, todas as forças musculares estão
concentradas e agem apenas sobre aquelas unidades dentais (dentes ou implantes)
que entram em contato com o transdutor. As vantagens deste método tradicional são
a simplicidade e a padronização. Quando um aparelho de mordida aberta é utilizado,
as cargas medidas são normalmente de máxima qualidade. Esta informação obtida é
muito importante no teste de materiais protético-restauradores.
Por haver diferenças no tipo de ancoragem de dentes naturais e implantes
dentários, como também vários mecanismos de medição de forças intra-orais,
encontra-se facilmente uma grande variedade de forças mastigatórias e cargas
oclusais relatadas na literatura, como será visto a seguir.
63
Com relação à mastigação, Taylor, et al.
7
(2000) ressalta que as forças
oclusais são substancialmente maiores quando há a presença de alimento entre os
dentes do que quando a boca está fechada e vazia.
Segundo Dejak, et al.
27
(2003), as forças mastigatórias, que se originam da
contração dos músculos mastigatórios, são transmitidas através do esmagamento
alimentar. O valor destas forças vai depender de fatores que incluem o gênero, a
idade, a dureza do alimento, sua consistência e a fase do ciclo mastigatório. Sendo
as forças mastigatórias, maiores na região dos primeiros molares.
Craig e Powers
28
(2002), relatam que várias forças oclusais exercidas sobre os
dentes e próteses em adultos foram registradas. Uma média das forças oclusais em
dentes molares, pré-molares e incisivos é de 400 N a 800 N, 300 N e 150 N,
respectivamente.
Para Nergiz, et al.
6
(2004), a média da força mastigatória oclusal registrada fica
entre 450 N e 550 N em pacientes completamente dentados até o segundo pré-
molar. Um decréscimo da força oclusal para um nível de 200 N a 300 N foi registrado
para restaurações implanto-suportadas fixas e removíveis.
Yokohama, et al.
29
(2004), baseado em informações prévias, pertinentes a
próteses fixas sobre implantes, relata que a média da força oclusal máxima foi de,
aproximadamente, 200 N para os primeiros pré-molares e molares, e 300 N para os
segundos pré-molares.
Martin, et al.
30
(2001), cita que a força de mordida pode ser medida em
64
diferentes posições na boca. E que o valor médio destas forças com implantes
dentários fica em torno de 93 N para as mulheres e 128 N para os homens.
Conforme Watanabe, et al.
31
(2003), forças complexas estão presentes na
boca.
Brunski e Skalak
32
(1992), relatam que um grande número de estudos mostra
que, em pacientes humanos normais, sem implantes dentários, as componentes
axiais da força de mordida podem variar de 100 N a 2440 N. E estas componentes
de força na dentição natural tendem a aumentar quanto mais posteriormente
estiverem na boca. Os autores também relatam que implantes que suportam
próteses (in vivo) são geralmente carregados por forças e momentos (torque),
podendo haver várias forças diferentes e momentos atuando em diferentes
localizações na prótese. Além disso, afirmam que a mecânica básica mostra que é
possível expressar a resultante de carregamento em cada implante em termos de
uma rede de força resultante e numa rede de momento resultante.
Eskitascioglu, et al.
33
(2004), destaca que as cargas verticais da mastigação
induzem forças e momentos de curvamento, que resultam em gradientes de stress
no implante. Um fator chave para o sucesso ou para o fracasso do implante dental é
a maneira pela qual o stress é transferido. Contatos deflectivos na posição
intercuspídea podem ser responsáveis pelo desenvolvimento de forças excessivas.
Para Himmlová, et al.
34
(2004), os elementos expostos ao máximo stress estão
localizados onde a maioria das forças mastigatórias não axiais são transferidas. Por
exemplo, forças atuando em direção lingual e disto-mesial são associadas a
65
movimentos transversais, em comparação com o carregamento axial durante o
movimento mandibular.
De acordo com Holmgrem, et al.
35
(1998), o estudo do stress nos implantes
deve incluir não apenas forças verticais e horizontais (Figura 12), mas também, a
combinação de ambas ou de forças oblíquas, porque, assim, serão representadas,
realisticamente, as direções mastigatórias e se produzirão forças maiores que
causam estragos maiores.
10
Figura 15. Forças Verticais e Horizontais/Transversais produzidas sobre a reabilitação.
10
Figura 15 reproduzida de JAARDA, Merle J. Biomecánica. IN: WORTHINGTON, P.; LANG, B. R.; LAVELLE,
W. E. Osseointegração na Odontologia, Uma Introdução. São Paulo: Quintessence Editora, 1996, p. 37.
66
2.4.4.2 COMPONENTES DO COMPLEXO IMPLANTAR
Os componentes que envolvem uma restauração protética sobre implante
(Figura 13) devem ser conhecidos, para que se tenha uma melhor visualização do
complexo restaurador.
Öhrnell, et al.
36
(1992) destaca, também, que os componentes serão expostos
a fortes forças de stress durante um longo período de tempo. Por isso, é importante
que o padrão dos componentes seja elevado.
11
11
Figura 16 reproduzida de JAARDA, Merle J. Biomecánica. IN: WORTHINGTON, P.; LANG, B. R.; LAVELLE,
W. E. Osseointegração na Odontologia, Uma Introdução. São Paulo: Quintessence Editora, 1996, p.33.
Figura 16. Componentes do sistema protético – implantar.
67
Pois, como relata Lang, et al.
21
(2003), o complexo implantar é uma
montagem de múltiplos componentes (Figura 14), tais como corpo do implante, pilar
protético, parafuso do pilar, cilindro de ouro, parafuso protético, que formam um
conjunto mecânico parafusado (Figura 15).
Portanto, o entendimento deste complexo nos permite escolher os
componentes mais adequados para a resolução protética de cada caso. Esta
escolha, destaca Ochiai, et al.
37
(2003), pode ser baseada em vários parâmetros.
Para Engelman
38
(1996), estes parâmetros podem incluir o espaço interoclusal
disponível, a posição do implante e sua angulação, a anatomia do tecido mole e as
exigências mecânicas prévias para o assentamento da restauração.
12
13
12
Figura 17 reproduzida de SPIEKERMANN, H. Implantologia. Porto Alegre: Artes Médicas, 2000, p. 26.
13
Figura 18 reproduzida de OCHIAI, Kent; et al. Photoelastic stress analysis of implant-tooth connected
prostheses with segmented and nonsegmented abutments. The Journal Of Prosthetic Dentistry, v. 89, n. 5: 496,
2003.
Figura 17. Montagem de múltiplos componentes.
Figura 18. Conjunto mecânico
parafusado.
68
2.4.5 Falhas no Parafuso Protético
Como já foi citado anteriormente, Spiekermann
1
(2000) relata que o parafuso
de coroa-pilar protético apresenta um ponto de fragilidade intencional, protegendo a
interface osso-implante de sobrecarga. Porém, falhas nos parafusos protéticos das
reabilitações sobre implantes têm sido relatadas com certa freqüência.
Jemt, et al.
39
(1991, a), relata que 26% dos parafusos de retenção de ouro
vieram a afrouxar durante o primeiro ano.
_
40
(1991, b); descreve que 30,7% das próteses em pacientes desdentados
apresentavam o parafuso de união ao pilar protético frouxo, aproximadamente duas
semanas após a inserção.
_
41
(1992), em estudo posterior, cita que 49% das maxilas e 20,8% das
mandíbulas tratadas apresentaram próteses com o parafuso de retenção frouxo na
primeira revisão anual.
Foi encontrado por Naert, et al.
42
(1992) um percentual de 6% de parafusos de
retenção frouxos, em um estudo clínico de 509 implantes inseridos
consecutivamente para o tratamento de edentulismo parcial.
Wie
43
(1995), documenta que 25% dos pacientes tratados apresentaram falhas
nos parafusos.
Segundo Schulte e Coffey
44
(1997), embora problemas possam ocorrer na
interface osso-implante, as falhas mais comuns envolvem os componentes
69
protéticos e os materiais restauradores, e o afrouxamento ou a fratura dos
parafusos de retenção da prótese ocorrem freqüentemente.
Goodacre, et al.
45
(2003), destaca que um grande número de complicações
mecânicas têm sido relatado e elas incluem o afrouxamento do parafuso protético
em uma média de 7% dos casos.
Lee, et al.
46
(2002); relata que são muitos os estudos com longo período de
acompanhamento que descrevem várias complicações protéticas, no tratamento
com implantes, tais como o afrouxamento do parafuso, fratura e falhas de outros
componentes. E que controvérsias existem no que diz respeito às taxas de falha do
parafuso protético. Isto porque, o início do afrouxamento do parafuso deve ser
considerado quando o deslocamento inicial aparece; porém, a ocorrência do
deslocamento inicial em situações clínicas pode não ser determinado. O autor
também relata que uma interface pobre entre os componentes implantares irá
aumentar o deslocamento inicial e causar um desgaste na área de contato, o qual
acarretará um aumento da fenda na união parafusada.
Conforme Watanabe, et al.
47
(2000), um ajuste preciso entre o pilar protético e
a superestrutura protética é um fator importante na determinação de um tempo longo
de sucesso do implante que suporta uma restauração.
Kim, et al.
48
(1999), também destaca que o carregamento oclusal nos implantes
osseointegrados é um dos fatores determinantes no sucesso do tratamento com
implantes.
70
Para Aboyoussef, et al.
23
(2000), um problema comum associado aos
implantes com coroas unitárias tem sido o afrouxamento ou fratura dos parafusos de
retenção da coroa. Além disto, relata que outros estudos, que analisaram as causas
do afrouxamento do parafuso, sugeriram que a tensão excessiva na união do
parafuso e os efeitos de acomodamento são fatores importantes na ocorrência deste
problema.
Para que falhas clínicas não ocorram com o conjugado do parafuso, Alkan, et
al.
22
(2004), relatam que as forças de mastigação devem ser menores que a força de
pré-carga, criada dentro do parafuso, para evitar o afrouxamento do parafuso. Isto
porque, o parafuso afrouxará somente se as forças externas, que tendem a separar
as partes, forem maiores que a força que as mantém unidas. As forças que tentam
soltar as partes são chamadas de forças de separação do conjunto. As forças que
mantém as partes unidas são chamadas forças de apertamento.
Segundo Nergiz, et al.
6
(2004), a tensão inicial de pré-carga gerada dentro do
parafuso no apertamento inicial gera uma resistência mecânica contra as forças
mastigatórias. Entretanto, sob carregamento funcional, a tensão de pré-carga inicial
é liberada por um fator conhecido como efeito de assentamento. Assim sendo, a
razão para a fratura do parafuso é o afrouxamento não reconhecido do parafuso,
agravado por movimentos não axiais durante o carregamento da prótese,
culminando na fratura (Figuras 16).
71
14
De acordo com Bickford
49
(1995), a falha na união do parafuso ocorre em dois
estágios. Inicialmente, cargas externas funcionais corroem gradualmente e
efetivamente a força de apertamento e então corroem rapidamente a força de
apertamento remanescente. Resultando em vibração e micromovimentos, causando
a saída do parafuso.
14
Figura 19 reproduzida de JAARDA, Merle J. Biomecánica. IN: WORTHINGTON, P.; LANG, B. R.; LAVELLE,
W. E. Osseointegração na Odontologia, Uma Introdução. São Paulo, Quintessence Editora, 1996, p.33.
Figura 19. Forças não axiais durante o
carregamento oclusal
da prótese,
culminando na fratura.
72
Para Khraisat, et al.
24
(2004), de um ponto de vista mecânico, os dois
importantes métodos usados para neutralizar o afrouxamento do parafuso incluem a
incorporação de um elemento anti-rotacional e pré-carga na união parafusada. Pois,
se a tensão (pré-carga) no parafuso cai abaixo de um nível crítico, a estabilidade da
junta pode ficar comprometida e o conjugado do parafuso pode falhar clinicamente
(Figura 17).
Figura 20. Parafusos protéticos de ouro fraturados após a
reabilitação sobre implante ter sido finalizada.
73
3 MATERIAIS E MÉTODOS
3.1 Procedimento Experimental
O procedimento experimental consistiu em duas etapas distintas. Na
primeira etapa, foi desenvolvido um programa em forma de planilha do Excel. Neste
programa dados mecânicos e biomecânicos, obtidos através da análise dos
materiais e/ou através de uma revisão bibliográfica, foram inseridos permitindo que
cálculos comparativos fossem desenvolvidos. Estes cálculos compararam duas
possibilidades distintas para cada tipo de parafuso protético, ouro e titânio, obtendo-
se, assim, quatro resultados diferentes. Dois resultados, analisando-se o parafuso
protético em um complexo onde o cilindro protético (coping) era de ouro e dois,
analisando-se resultados onde o mesmo cilindro era de Níquel-Cromo. Além disto,
esta planilha, como será mostrado posteriormente, possibilitou que a força produzida
no parafuso protético pela aplicação de uma pré-carga (torque), fosse comparada
com a resultante da força mastigatória no parafuso protético, que foi calculada
através da decomposição da força mastigatória incidente sobre a coroa protética.
Esta comparação se faz importante, pois como já foi visto anteriormente, para que
74
falhas clinicas não ocorram com o conjugado do parafuso as forças de mastigação
devem ser menores que a força de pré-carga gerada dentro do parafuso. O parafuso
afrouxará somente se as forças externas, que tendem a separar as partes, forem
maiores que a força que as mantém unidas. Assim, foi possível determinar se o
torque recomendado pelo fabricante, que é de 10 Ncm (tanto para o parafuso de
ouro quanto para o de titânio), encontra-se dentro desta especificação. Também foi
possível visualizar a quantidade de força absorvida pelo material (cilindro protético) e
a quantidade de força que é absorvida pelo parafuso de retenção. Esta informação
tem sua relevância explicada pelo fato de que se o material (cilindro protético) estiver
recebendo forças de magnitude positiva, isto indicará que o material está sob tração
e, portanto, estará gerando tensões sobre o parafuso. Por outro lado, um cálculo
inverso, onde não foi considerado o torque recomendado pelo fabricante e sim, os
dados geométricos do parafuso de retenção protético, além da sua resistência de
prova, permitiu que se chegasse a um valor teórico de força que pode ser produzido
sobre este componente. A partir deste dado, pôde-se chegar a um valor de torque
adequado para àquelas características geométricas e mecânicas do parafuso
protético.
Em uma segunda etapa do experimento, foi construído todo o complexo
protético-implantar em um programa de análise por elementos finitos (Pró-Engineer),
onde foi possível visualizar as áreas de maior concentração de tensão no parafuso
protético quando o complexo implantar estiver sendo submetido a forças
mastigatórias, podendo, assim, avaliar possíveis alterações geométricas no parafuso
protético que possibilitem uma melhor distribuição de forças com conseqüente alívio
de tensões em áreas específicas.
75
3.2 Coleta de Dados
A coleta dos dados necessários para o desenvolvimento das duas etapas
do trabalho iniciou com a aquisição de parafusos protéticos, dois de ouro e dois de
titânio, com cabeças tipo fenda, da empresa Conexão Sistemas de Prótese. Os
números de referência e lote destes parafusos estão citados na tabela 4.
Tabela 4. Números de referência e lote dos parafusos protéticos.
LOTE REFERÊNCIA
PARAFUSO DE OURO 1 5073122 15800299
PARAFUSO DE OURO 2 5073122 15800299
PARAFUSO DE TITÂNIO 1 5043218 15800499
PARAFUSO DE TITÂNIO 2 5053019 15800499
Em um segundo momento, foram realizadas as mensurações dos parafusos
protéticos através de uma análise destes em um Projetor de Perfil (Nikon, modelo
V.16, nº de série 36914, Certificado RBC nº 7463.1, calibrado em 29/03/04 – Figura
18), obtendo-se, com isto, seus dados geométricos. Os valores obtidos com esta
análise estão referidos na tabela 5.
76
Tabela 5. Valores geométricos do parafuso protético.
Diâmetro
Externo
Diâmetro Interno
Diâmetro
Primitivo
Ângulo de rosca
Passo de Rosca
Comprimento
sem a Altura da
Cabeça
Altura da cabeça
Largura da
Cabeça
PARAFUSO
FENDA
1,36
mm
0,95
mm
1,06
mm
60
º
0,30
mm
2,78
mm
1,26
mm
2,32
mm
Estes parafusos, de ouro e de titânio, também foram analisados com relação a
sua superfície através do uso de uma lupa (Figuras 19 e 20). Esta análise teve como
objetivo uma possível identificação do modo de fabricação das roscas dos
parafusos, cortado ou laminado.
Figura 21. Projetor de Perfil.
77
Figuras 22. Parafuso de ouro visto através de uma lupa.
Figuras 23. Parafuso de titânio visto através de uma lupa.
Posteriormente, foi construído todo o complexo implantar (Figura 21), estando
este composto por fixação, pilar protético, parafuso do pilar, cilindro protético
(Níquel-Cromo), parafuso de retenção e coroa protética. Sendo que, a coroa
protética e o cilindro de Níquel-Cromo foram seccionados no eixo longitudinal (Figura
78
22). Tornando, desta forma, possível uma melhor identificação e definição dos
pontos de contato que ocorrem no interior do conjugado coroa-pilar protético.
Assim, através da montagem do complexo implantar, ficou possibilitado o
cálculo dos vetores de força e momentos que agem sobre o parafuso de retenção
quando a coroa estiver sofrendo ação das forças mastigatórias, as quais, no estudo
proposto, foram consideradas como sendo de 300 N, indo, assim, ao encontro da
média dos valores encontrados por Craig e Powers
28
(2002), Nergiz, et al.
6
(2004),
Yokohama, et al.
29
(2004).
Obtidos os valores vetoriais da decomposição das forças mastigatórias
incidentes sobre a coroa em planos de aplicação localizados na região de cúspide,
paralelo ao longo eixo do complexo implantar e com 45° de inclinação em relação a
este (Figura 23), passou-se para um novo levantamento de dados.
Figura 24. Complexo Implantar
Figura 25. Corte longitudinal da Coroa
Protética e do Cilindro Protético.
79
Neste novo levantamento, dados pertinentes aos materiais constituintes do
complexo implantar (liga de ouro, liga de titânio, níquel-cromo, cerâmica – EX 3
Press da Noritake®), tais como o módulo de elasticidade e o coeficiente de Poisson,
foram levantados através de uma revisão da literatura (Tabela 6). Estes dados,
somados aos valores de resistência de prova à tração dos parafusos de retenção
protéticos, de ouro e de titânio, completaram as informações necessárias para a
realização das etapas previstas para o desenvolvimento do estudo. É importante
ressaltar que foi desenvolvido um suporte para a obtenção dos valores de
resistência de prova dos parafusos especificados na tabela 4. Este suporte consistiu
basicamente em uma matriz guiada (Figuras 24 e 25), onde seriam fixados os
parafusos protéticos. Neste suporte foi colocado um parafuso por teste, para ser
tracionado até a sua ruptura total. Porém, durante a realização dos testes, as
Figura 26. Cálculo dos vetores de força e momentos que
agem sobre o parafuso de retenção.
80
roscas dos parafusos protéticos, de ouro e de titânio, sofreram cisalhamento
(Figura 26), não permitindo que se chegasse à ruptura total dos mesmos. Por este
motivo, os dados de resistência de prova foram obtidos da literatura (Tabela 7), mas
se referem a testes realizados com os parafusos protéticos da empresa Implant
Innovations Inc.
Tabela 6. Módulo de elasticidade e o coeficiente de Poisson dos materiais componentes do complexo
implantar.
MATERIAL
MÓDULO DE
ELASTICIDADE
(E)
COEFICIENTE DE
POISSON
FONTE
LIGA DE OURO 100 GPa 0,30 LANG, L.A.; et al.
21
LIGA DE TITÂNIO 112 GPa 0,33
TOPARLI, M. &
SASAKI, S.
50
NÍQUEL-CROMO 205 GPa 0,33
TOPARLI, M. &
SASAKI, S.
50
CERÂMICA 69 GPa 0,28
TOPARLI, M. &
SASAKI, S.
50
81
Figura 27. Suporte guiado Figuras 28. Suporte guiado para testes de tração em parafusos
montado. protéticos desmontado.
Figura 29. Roscas cisalhadas do parafuso protético
vistas através de um projetor de perfil.
82
Tabela 7. Resistência à tração dos parafusos de ouro e de titânio.
PARAFUSO PROTÉTICO
RESISTÊNCIA À
TRAÇÃO (1Kg = 10N)
FONTE
OURO 75 kg ± 4
JAARDA, M.J., et al.
51
TITÂNIO 41 kg ± 2
JAARDA, M.J., et al.
51
3.3 Tratamento e Análise dos Dados
3.3.1 Forças Mastigatórias
Figura 30. Cálculo dos vetores de força e momentos que agem sobre o parafuso de retenção.
83
Analisando a geometria da junção formada pelo parafuso protético e o
restante do complexo implantar, e considerando-se uma carga mastigatória de 300N
na vertical e 300N a 45° com a horizontal, aplicadas na cúspide de maior altura,
conforme mostrado na figura, a transferência destas forças para a cabeça do
parafuso resulta em uma força vertical e um momento, no sentido de aplicação das
forças iniciais em torno da cabeça do parafuso protético. Isto resulta em uma força
tangencial total (edge force) na cabeça deste parafuso de 513,9 + 2.263,0 / 2,3 =
1.489,4N, nas fibras sob compressão do parafuso, ou seja, do mesmo lado em que
as forças mastigatórias aparecem. Porém, no lado oposto aparecerá um alívio à pré-
carga inicial dada, no valor de 513,9 - 975,4 = -461,5N.
A primeira, de compressão, tende a apertar ainda mais a união, não resultando
em problemas. A segunda carga, de tração, pode resultar no afrouxamento da união,
podendo ocasionar situações de fadiga e trazer riscos à estrutura.
3.3.1.1 UTILIZAÇÃO DO MS EXCEL PARA ANÁLISE DO PARAFUSO
Para realizar um estudo teórico que servisse de suporte para os testes
posteriores por elementos finitos 3D, utilizando o Pro/Mechanica, um estudo
sugerido por Shingley
17
foi feito e os cálculos descritos acima foram automatizados,
por meio de uma planilha do MS Excel (Anexo A). Neste estudo, uma geometria de
união por parafusos foi analisada, quando sujeita a um pré-carregamento, dado por
(12), e um torque de aperto dado por (11), respectivamente.
84
L
d
Figura 31. Representação do parafuso protético.
Na representação da figura acima (Figura 31), o parafuso protético une a coroa
protética ao pilar do implante. A força de aperto (pré-carga) está mostrada no
sentido para baixo, enquanto as forças mastigatórias estão apontando para cima.
Em realidade, tem-se tração em um dos lados do parafuso e compressão no outro,
sempre que as forças mastigatórias vencerem a força de aperto da união.
Segundo Shingley
17
, a interação dessas forças resulta em componentes
sentidas pelo parafuso e pelo material (ou materiais) sob união, respectivamente.
Estas forças no estudo foram chamadas de FP e FM, respectivamente. As
expressões que definem tais forças são:
Fi
KMKP
PKP
FP +
+
=
.
(13)
Fi
KMKP
PKM
FM −
+
=
.
(14)
Onde KP e KM são a rigidez do parafuso e do material, respectivamente. A
rigidez de parafusos é definida como:
85
l
Edp
KP
.4
..
2
π
= (15)
Onde E é o módulo de Young do material do parafuso e l é o comprimento da
união. Para o material sob união, que no caso é o cilindro protético (coping), a
geometria complexa trouxe muita complexidade ao cálculo. Para esses casos,
Shingley
17
sugere que se adote uma abordagem mais pessimista, considerando-se a
geometria como cilíndrica. Para tal geometria, o KM é definido pela seguinte
expressão:
l
Edp
KM
...2
2
π
= (16)
E, neste caso, E refere-se ao módulo de Young do material do cilindro.
Os cálculos apresentados até aqui podem ser feitos em uma direção, para
verificar se a pré-carga proposta pelo fabricante atende aos critérios de falha da
união, como no sentido inverso, para se definir que pré-carga é mais indicada, de
acordo com a resistência de prova do parafuso de união, e quais forças resultam no
parafuso e material do cilindro protético.
Existe também a possibilidade de se calcular o torque mínimo para que não se
chegue à condição de afrouxamento da união. Todas estas possibilidades foram
feitas facilmente, pelo uso de planilha eletrônica.
Uma vez calculadas as pré-cargas e as forças resultantes no parafuso e
material sob união, pode-se, a partir dos valores das tensões média e alternada no
parafuso, verificar as condições de fadiga do parafuso através de uma teoria de
86
critério de falha por fadiga. Neste trabalho, adotou-se a linha de Goodman para a
definição da região de segurança da união. A linha de Goodman é definida como a
linha que corta o eixo horizontal de tensões médias em Sr, ou limite de resistência a
tração do material, e o eixo vertical de tensões alternadas em Sn, ou limite de
resistência a fadiga do material. Tais informações foram facilmente encontradas para
o titânio, que é um material de uso freqüente na engenharia. Porém, para o ouro,
tais informações não foram encontradas, deixando este aspecto do estudo sem
conclusões.
As expressões que definem as tensões média e alternada, a partir das tensões
no parafuso e pré-carga adotada, são:
).2/()( AtFiFP
m
+
=
σ
(15)
).2/()( AtFiFP
a
−
=
σ
(16)
3.3.2 A Análise por Elementos Finitos
Com objetivo de concluir sobre simulações, feitas em modelo tridimensional, de
um complexo implantar, visando entender o problema de falha freqüente do parafuso
protético, foi optado por se realizar uma análise por elementos finitos. Para tanto,
toda a estrutura foi modelada com a ferramenta computacional conhecida como
CAD, de nome comercial Pro/ENGINEER, desenvolvida pela PTC. Após esta etapa,
foram feitas análises por elementos finitos da estrutura, em 3D, utilizando-se a
87
ferramenta CAE, de nome comercial Pro/MECHANICA, também desenvolvida pela
PTC. O ambiente real, com forças mastigatórias, condições de engastamento,
geometrias e materiais, foi reproduzido computacionalmente para que os resultados
tivessem valor real.
Considerando que os dentes têm sua geometria totalmente irregular, não seguindo
um padrão, fica muito difícil de modelá-los nos softwares de CAD que existem hoje
no mercado, então, para isso, utilizou-se a engenharia reversa. A engenharia
reversa avançou muito nos últimos anos e está sendo muito difundida entre as
ciências médica e odontológica. Esta técnica é utilizada para criar modelos virtuais
através de peças reais. Uma tomografia de um dente humano foi realizada e foram
geradas 18 fatias, com o objetivo de delimitar os contornos. A partir daí utilizou-se o
software Medical Imaging (MiS2), desenvolvido pela Silbertec Instrumentos, para
computar os dados extraídos pela tomografia. Depois de aberto, trabalhou-se nos
limites de cada imagem para gerar inúmeros pontos, o que se chama de nuvem de
pontos. Este conjunto de pontos é exportado para o Pro/ENGINEER e trabalhado
para obter o modelo do dente. Este processo de desenvolvimento do modelo
dentário está descrito no artigo Creating Three-Dimensional Tooth Models
Compatible With Cad/Cae/Cam Software From Tomographic Images, submetido
para publicação (anexo B). Obtido este modelo, foi realizada a secção da parte
correspondente à coroa dentária, para posterior corte em revolução na sua região
cervical e média, afim de que, esta coroa tivesse o diâmetro correto em sua base
para o encaixe sobre o pilar protético. Já os parafusos, por serem modelos
prismáticos e terem geometrias relativamente simples, foram modelados (gerados)
no Pro/ENGINEER. A ferramenta de CAE usada para fazer as análises também
88
foi desenvolvida pela PTC, o Pro/MECHANICA pelo fato de não precisar fazer
operações de importações de arquivo, o que gera muita geometria problemática e
isto implica em maior perda de tempo para consertar as aberturas que aparecem
entre as superfícies de geometrias importadas, devido à perda de informação, além
de ser uma ferramenta muito flexível e poderosa.
Assim, foi construído todo o complexo protético implantar, constituído de
fixação, pilar protético, parafuso do pilar, cilindro protético, coroa protética e parafuso
protético (Figuras 32, 33, 34). Este complexo foi subdividido, posteriormente, por
uma malha com cerca de 11786 elementos (Figura 35), para efetuar a análise
numérica.
Figura 32. Complexo protético implantar.
89
Figuras 33. Complexo protético implantar Figuras 34. Complexo protético implantar
em um corte em seu longo eixo. em um corte em seu longo eixo.
Figura 35. Número de elementos constituintes da malha.
90
Para cada material presente (ouro, titânio, níquel-cromo, porcelana), nas
quatro combinações de componentes do complexo, anteriormente citadas, foram
definidos o seu módulo de elasticidade e o seu coeficiente de Poisson (Figura 36).
Estas informações permitem que o complexo protético-implantar comporte-se de
forma realista durante os testes, pois sendo formado por materiais de propriedades
mecânicas diferentes, apresentará diferentes tipos de deformações e/ou de
concentrações de tensão. Vale ressaltar que todos os materiais presentes foram
considerados como sendo homogêneos e isotrópicos, ou seja, apresentam as
mesmas propriedades em todas as direções.
Figura 36. Definindo o Módulo de Elasticidade e o Coeficiente de Poisson.
91
Definidas as características de cada material, foi realizado o engastamento do
implante até a cabeça da fixação, ou seja, foram criadas restrições, considerando,
desta forma, que esta parte do complexo não sofreria qualquer tipo de
movimentação, seja ela lateral ou ao longo do eixo (Figura 37). Assim, a análise
apresentará resultados mais próximos da realidade “in vivo”, onde a fixação
implantar sofre movimentações mínimas quando comparada a um dente natural.
Figura 37. Engastamento do implante até a cabeça da fixação.
Estando o implante engastado, foi definido um ponto na coroa protética para a
aplicação das forças de origem mastigatória (Figura 38).
92
Figura 38. Definição do ponto para a aplicação das forças.
Figura 39. Definição do ponto para a aplicação da pré-carga.
93
A pré-carga foi definida como uma força vertical para baixo, no sentido de
aperto da união, de valor igual a 470N, conforme mostrado na Figura 39.
Definido o ponto para a aplicação das forças, foi simulada uma análise estática
em todo o complexo implantar (Figura 40), que definiu as forças que agem sobre
todo o conjunto e, conseqüentemente, as tensões e deformações geradas
internamente (Figura 41).
Figura 40. Análise estática no complexo implantar.
94
Figura 41. Simulação das tensões geradas em todo o complexo implantar.
3.4 Adequação do Método
Este método de avaliação da pré-carga (torque) aplicado sobre o parafuso
protético possui a limitação de ser específico para cada fabricante. Isto porque os
resultados apresentarão uma variação entre as diversas marcas comerciais. Esta
variação será decorrente das diferentes composições das ligas utilizadas na
confecção dos parafusos protéticos de ouro e de titânio. E, também, devido as
possíveis variações de projeto (design) e na forma de fabricação destes parafusos,
laminação ou forjamento. Estas variações determinam qualidades de torque distintas
entre diferentes marcas comerciais e diferentes pontos de concentração de
95
tensão, podendo algumas estarem dentro das especificações recomendadas e
outras, não. Portanto, o teste terá a sua valia para uma única marca comercial, ou
como fator de comparação, quando utilizado em algumas das diversas marcas
comerciais existentes no mercado.
96
4 DISCUSSÃO E RESULTADOS
O parafuso de retenção é visto, muitas vezes, apenas como o elemento
constituinte final da reabilitação dentária protética sobre os implantes
osseointegrados. Assim sendo, a sua real importância acaba por ser relegada e/ou
até mesmo ignorada. Esta afirmação pode ser comprovada através da análise da
pouca produção científica realizada especificamente sobre o assunto. Quando
comparados os trabalhos que estudam o parafuso de retenção protético aos
trabalhos produzidos sobre os demais componentes presentes no complexo
implantar, nota-se quão grandes são estas diferenças quantitativas. Além disto, a
utilização de próteses cimentadas sobre os pilares protéticos também favoreceu este
processo de “esquecimento” do parafuso de retenção. Isto porque, muitos autores
advogaram que as próteses cimentadas sobre os pilares eram superiores àquelas
parafusadas aos pilares protéticos, justificando esta afirmação através do grande
número de complicações, tais como o afrouxamento e fratura do parafuso de
retenção; que a prótese parafusada pode apresentar.
Porém, como já foi citado anteriormente, Palacci
5
(2001) recomenda que
soluções através de cimento sejam usadas primeiramente em situações com fatores
de carga limitados; se uma sobrecarga puder ocorrer, o sistema recuperável
97
(parafusado) é o que lida com o problema mais facilmente. Além do que, segundo o
mesmo autor, um problema potencial com a cimentação definitiva das próteses nos
implantes é a perda da recuperação da restauração.
Problema também lembrado por Vigolo
52
(2004), o qual relatou que, se
ocorrer o afrouxamento do parafuso do pilar, ou se um reparo tornar-se necessário,
a restauração poderá ser destruída durante o procedimento de remoção caso a
vedação de cimento não frature facilmente.
Spiekermann
1
(2000) relatou que a principal causa para o afrouxamento e
quebra dos parafusos protéticos inclui adaptação imprecisa da estrutura metálica,
sobrecarga nas extensões distais e oclusão inadequada.
Por outro lado, afirma Nergiz
6
(2004), o número, a posição, a dimensão e o
desenho dos implantes, como também, o desenho da prótese, são fatores críticos a
serem considerados durante a fase de planejamento do tratamento. Além disto, o
autor relata que a razão para a fratura do parafuso é assumidamente o
afrouxamento indetectado do mesmo, agravado pelos movimentos não axiais
durante o carregamento protético, culminando na fratura. E, embora, a tensão inicial
gerada no parafuso protético durante a pré-carga, no aperto inicial, forneça
resistência mecânica contra as forças mastigatórias, sobre carregamento funcional
esta tensão inicial, pré-carga, é perdida devido a um fator conhecido como fator de
acomodação. Além disto, como já foi visto, Holmgrem, et al.
35
(1998), relata que o
estudo do estresse (stress) nos implantes deve incluir não apenas forças verticais e
horizontais, mas também, a combinação de ambas ou de forças oblíquas, porque,
98
assim, serão representadas, realisticamente, as direções mastigatórias e se
produzirão forças maiores que causam estragos maiores.
Tendo em vista estes conceitos, o trabalho desenvolvido obteve resultados
que vão ao encontro desta busca por respostas mais concretas no entendimento do
real funcionamento e das reais necessidades no desenvolvimento deste componente
protético.
Através do estudo realizado em forma de planilha do Excel, os resultados
mostram que mesmo sendo a força gerada no parafuso protético pela aplicação de
um torque (pré-carga) maior que as forças de origem mastigatória, este componente
do complexo implantar é que acaba absorvendo toda a força resultante (Tabela 8 –
fragmento da planilha do Excel). Isto porque, a força no material (cilindro protético)
deve ser negativa, pois, assim, este componente estará em compressão e não
aumentará o braço de alavanca que age sobre o parafuso. Em todas as
possibilidades reabilitadoras analisadas (parafuso protético de ouro com cilindro de
ouro, parafuso protético de ouro com cilindro de níquel-cromo, parafuso protético de
titânio com cilindro de ouro, parafuso protético de titânio com cilindro de níquel-
cromo) este resultado foi verificado. Isto levará à perda desta pré-carga, ou seja,
ocorrerá o fator de acomodação. Este fato ocasionará o afrouxamento do parafuso
protético, e, não havendo a sua detecção, uma fratura por fadiga irá ocorrer. A
fadiga do parafuso protético pode ser verificada pela análise dos gráficos de
Goodman (Gráfico 1 e 2). Porém, não se deve esquecer que este parafuso, quando
sobrecarregado, irá falhar para proteger o restante do complexo implantar.
99
Tabela 8. Força mastigatória x Força de pré-carga x Força Resultante no Parafuso.
Força
Mastigatória
- P
Resistência de
prova / Limite
de
Escoamento
Fi (Força
de Pré-
Carga)
T(Torque de
Pré-Carga)
Força
Resultante no
Material - FM
Força
Resultante
no Parafuso
- FP
461,5 86091 470,37 10,00 -65,54 527,04
Linha de Goodman para o parafuso de titânio, cilindro protético de ouro
0
100
200
300
400
500
600
700
0 200 400 600 800 1000 1200
Tensões Médias (Pa)
Tensões Alternadas (Pa)
Linha de Goodman
Dados do fabricante
Teórico
Gráfico 1. Linha de Goodman para o parafuso de titânio com cilindro de ouro.
Linha de Goodman para o parafuso de titânio, cilindro protético de NI-Cr
0
100
200
300
400
500
600
700
0 200 400 600 800 1000 1200
Tensões Médias (Pa)
Tensões Alternadas (Pa)
Linha de Goodman
Dados do fabricante
Teórico
Gráfico 2. Linha de Goodman para o parafuso de titânio com cilindro de níquel-cromo.
100
De acordo com os Gráficos 1 e 2, o valor da pré-carga sugerida pelo
fabricante, para a geometria considerada, e condições de carregamento assumidas,
o parafuso de titânio estaria na zona de fadiga, que é a zona mais afastada da
origem do gráfico, a partir da linha traçada, para ambos os casos estudados.
Analisando o valor das forças resultantes no parafuso FP, para os casos dos
cilindros (copings) de ouro e de níquel-cromo, estas foram de 527N e 499N,
respectivamente, para a pré-carga sugerida pelo fabricante. Vê-se que estas tensões
ultrapassam o limite de resistência de prova do componente, que foi obtido na
literatura como sendo de 413N.
Segundo os cálculos realizados pela planilha, as pré-cargas mínimas, para não
haver afrouxamento do parafuso de titânio, seriam de 8,61 N.cm e 9,18 N.cm, para
os cilindros (copings) de ouro e de níquel-cromo, respectivamente. Os torques de
aperto sugeridos pela teoria de uniões aparafusadas foram de 8,43 N.cm, para
ambos os casos. Conclui-se com isto que, caso não falhe durante o aperto, o
parafuso de titânio estaria dentro da zona de deformação plástica do material. Isto
provocaria a ocorrência da falha posterior por fadiga, o que pode ser observado nos
gráficos anteriores.
Já para o parafuso de ouro, as pré-cargas mínimas, para não haver
afrouxamento, foram de 8,72 N.cm e 9,25 N.cm, para os cilindros (copings) de ouro
e de níquel-cromo, respectivamente. Os torques de aperto sugeridos pela teoria de
uniões aparafusadas é de 15,38 N.cm, para ambos os casos. Conclui-se com isto
que a pré-carga de 10 N.cm sugerida pelo fabricante satisfaz as condições de
trabalho da união.
101
Além disto, as características apresentadas pelo parafuso também
influenciarão nesta perda precoce da tensão gerada no seu interior pela aplicação de
um torque. Os parafusos analisados mostraram possuir roscas fabricadas através do
processo de corte, o que deixa este parafuso mais suscetível à falhas. Este processo
apresenta várias desvantagens em relação ao processo de laminação, como foi visto
anteriormente. Mas vale lembrar que o processo de laminação, por realizar a
conformação a frio encrua e aumenta a resistência do material de rosca, cria raios
de raiz e crista e introduz tensões residuais de compressão benéficas nas raízes das
roscas. A alteração na forma do material causa uma reorientação dos grãos do
material (Figura 6, p. 41) para a forma de rosca. O corte de roscas, em contraste,
interrompe os grãos. Roscas confeccionadas através do processo de corte
apresentarão menor resistência ao cisalhamento (Figura 26, p. 74), como pôde ser
verificado através do teste de tração que foi realizado. Assim, este cisalhamento das
roscas poderá levar ao afrouxamento do parafuso protético. Em qualquer aplicação
em que a carga nos fixadores seja alta e onde cargas causadoras de fadiga
estiverem presentes, roscas laminadas devem ser sempre utilizadas.
Outro fator levantado através deste estudo é da qualidade do coeficiente de
atrito do parafuso. Quanto menor for este coeficiente, maior poderá ser a tensão
gerada internamente no parafuso pela aplicação de uma pré-carga, pois, para um
mesmo valor de torque, ter-se-á um valor de força de pré-carga maior.
Passando para a avaliação por elementos finitos, foi possível identificar que as
deformações encontram-se, nitidamente, na região da haste do parafuso (Figura 42).
102
Figura 42. Deformação na haste do parafuso protético.
Esta deformação gera tensões sob a cabeça do parafuso protético. Tendo sido
geradas independentemente da combinação de materiais utilizada (Figuras 43, 44,
45, 46).
103
Figura 43. Parafuso de Titânio com coping de Níquel-Cromo.
Figura 44. Parafuso de Titânio com coping de Ouro.
104
Figura 45. Parafuso de Ouro com coping de Níquel-Cromo.
Figura 46. Parafuso de Ouro com coping de Ouro.
105
Os valores máximos de tensões encontrados para os casos mostrados nas
figuras 43 a 46 foram de 1168 MPa, 1563 MPa, 914 MPa e 1323 MPa,
respectivamente. Estes níveis de tensões, em qualquer dos casos, podem levar ao
aparecimento de uma trinca junto à cabeça do parafuso, que se estenderá e levará o
parafuso a fraturar por fadiga (Figura 47). Estes dados demonstram que o parafuso
protético está sobre constante deformação. Porém o problema ocorrerá quando esta
deformação passar de um estado elástico para um estado plástico.
Figura 47. Tensões sob a cabeça do parafuso protético favorecendo o aparecimento de trincas.
Portanto, como ressaltou Taylor
7
(2000, p. 68) “componentes restaurativos dos
implantes são claramente dependentes do material e do desenho” e “força e
resistência à falha por fadiga devem ser o foco de futuras pesquisas e
desenvolvimento de componentes implantares”.
106
5 CONCLUSÕES
Segundo as análises realizadas, foi possível concluir sobre alguns aspectos
importantes para o entendimento e melhor funcionamento dos parafusos protéticos:
¾ O torque recomendado pelo fabricante está adequado, pois gera forças
internamente no parafuso protético maiores que as forças de origem mastigatória.
¾ Um menor coeficiente de atrito no parafuso protético possibilitará uma
maior tensão gerada internamente no parafuso pela aplicação de uma pré-carga,
pois, para um mesmo valor de torque (10 Ncm), ter-se-á um valor de força de pré-
carga maior, possibilitando gerar forças de maior magnitude no interior do parafuso.
¾ O processo de fabricação ideal dos parafusos protéticos é o de
laminação, pois encrua e aumenta a resistência do material de rosca, cria raios de
raiz e crista e introduz tensões residuais de compressão benéficas nas raízes das
roscas. Este processo de fabricação permitirá que o cisalhamento das roscas do
parafuso não ocorra com demasiada freqüência e, conseqüentemente, evitará o
afrouxamento do mesmo por falha das roscas.
107
¾ Uma mudança no projeto do parafuso original (Figura 48) permitirá uma
dissipação das tensões localizadas na haste sob a cabeça do mesmo. Assim,
fraturas por fadiga terão um menor índice de ocorrência. Esta mudança no projeto
(design) pode ser feita pelo acréscimo de um raio de alívio. Foram testados alguns
valores de raio de arredondamento e verificado que com cerca de 0,4 mm de raio,
entre a cabeça do parafuso protético e sua haste (Figura 49), uma menor
concentração de tensões em todas as combinações possíveis (Figuras 50, 51, 52 e
53) é obtida. Também será necessário mudar o desenho do cilindro protético
(coping) para receber este parafuso modificado (Figura 54).
Figura 48. Parafuso original. Figura 49. Parafuso com raio de alívio.
108
Figura 50. Parafuso de Titânio com raio de alívio com coping de Ni-Cr.
Figura 51. Parafuso de Titânio com raio de alívio com coping de ouro.
109
Figura 52. Parafuso de Ouro com raio de alívio com coping de Ni-Cr.
Figura 53. Parafuso de Ouro com raio de alívio com coping de ouro.
110
Figura 54. Adaptação no coping protético para parafusos com raio de alívio.
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117
ANEXO A: PLANILHA DO MS EXCEL
Figura A1: dados geométricos do parafuso protético.
118
Figura A2: Planilha Excel para o parafuso de titânio.
119
Figura A3: Planilha Excel para o parafuso de ouro.
120
ANEXO B: ARTIGO SUBMETIDO AO DENTAL MATERIALS
JOURNAL-THE JAPANESE SOCIETY FOR DENTAL
MATERIALS AND DEVICES
Category: Original Paper
CREATING THREE-DIMENSIONAL TOOTH MODELS COMPATIBLE WITH
CAD/CAE/CAM SOFTWARE FROM TOMOGRAPHIC IMAGES
Authors: Isaac Newton Lima da Silva, Gustavo Frainer Barbosa, Rodrigo Greco,
Maria Cecília Beltrão, Luiz Henrique Burnett
Institution: Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul
Address: Departamento de Engenharia Mecânica e Mecatrônica, Prédio 30,
Bloco 6, Sala 167, Av. Ipiranga, 6681, Caixa Postal 1429, CEP 90619-900. Porto
Alegre - RS – Brasil
121
CREATING THREE-DIMENSIONAL TOOTH MODELS COMPATIBLE WITH
CAD/CAE/CAM SOFTWARE FROM TOMOGRAPHIC IMAGES
Key words: Computer Aided Design, Reverse Engineering, and Tooth Model.
SYNOPSIS
The use of Finite Element Analysis (FEA) is becoming very frequent in
Dentistry. However, most of the three-dimensional models presented by the literature
for teeth are limited in terms of geometry. Discrepancy in shape and dimensions can
cause wrong results to occur. Sharp cusps and faceted contour can produce stress
concentrations, which are incoherent with the reality. The aim of this work was the
processing of tomographic images in order to develop an advanced three-
dimensional reconstruction of the anatomy of a molar tooth and the integration of the
resulting solid with commercially available CAD/CAE software. The obtained tooth
model showed very accurate shape and dimensions, as it was obtained from real
tooth data. That model was compatible with the commercially available CAD/CAE
software; from the encouraging results obtained this far, future studies will continue
to include the differentiation of the areas and the properties of the dental
components.
122
INTRODUCTION
In the material science, to develop new or any materials, tools are needed to
help obtain the expected results. These instruments allow the approach of the ideal
design with the best mechanical qualities of the material in development. Odontology,
like other sciences that need constant material improvement, is one that uses
technology from material science to reach the excellence in the patient’s buccal
health treatment. FEA is one of these tools that are constantly used to create or to
analyze the odontological materials This can be seen in works by Sevimay, et al.
1
(2005); Alkan, et al.
2
(2004); Eskitascioglu, et al.
3
(2004); Himmlová, et al.
4
(2004);
Yokohama, et al.
5
(2004); Dejak, et al.
6
(2003); Hansson & Werke
7
(2003); Lang, et
al.
8
(2003); Simon, et al.
9
(2003); Watanabe, et al.
10
(2003); Lin, et al.
11
(2001),
among others. Bathe
12
(1996) gives an account of the finite element that is one of the
most frequently used methods in stress analysis. And he also emphasizes that the
results of the FEA computation depend on many individual factors, such as material
properties, boundary condition, interface definition, and also on the overall approach
to the model. Geng
13
(2001) says that the properties of the materials include density,
Young’s modulus and Poisson’s ratio. However, many 3-dimensional FEA studies do
not reproduce the real anatomic design of dental element, or consider all the dental
components homogeneous, isotropic and linearly elastic. In these cases the results
give us only an approximate idea, not the real data. So it is important to see that
some distortion or erroneous information in the mechanical models will be decisive in
the success tax rates of odontological treatment. With real information we can
develop better materials in all dentistry areas, such as endodontic, prostheses,
implant, like others too.
123
Therefore, the purpose of this study was to create a computerized model of a
human dental element with a realistic anatomy. The entire process for obtaining the
biomodel is presented here. The methodology could be extended to other models
other than a tooth.
MATERIALS AND METHODS
A software was created, which allowed the opening of tomographic images,
their segmentation to extract the tooth contour, and the exportation of the relevant
information to a format that could be opened by an engineering software. The
resulting three-dimensional solid model can be applied to the development of finite
element studies of dental implants. The software chosen for this study was the
Pro/Engineer WildFire 2.0, made by the PTC. The release of the software comes with
55 modules. The modules used in here were the Foundation, used to open the tooth
geometric data converted by the developed Medical Imaging Software – MiS2, and
REX (Reverse Engineering Extension), which is a partnership with another developer
called Raindrop Geomagic, used to create the tooth external surface and, then, the
solid.
124
Figure 1. Medical software main screen, and 3d visualization window.
FROM DICOM FILE FORMAT TO A POINT CLOUD
Tomographic images are obtained in a certain way that a scanning head,
moving in a helical trajectory around and over the length of the object being
investigated, collects the data from the various slices of the object, each slice forming
a 2d image with depth resolution equals to the pitch of the scanning head move. The
equipment computer stores the data into a file in a non-compressed format.
In order to open the medical images, obtained with the tomographic equipment,
the software developed had to be able to retrieve each of the many slices’ JPEG
images, stored in a sort of database file, called Dicom, which stands for Digital
Imaging and Communications in Medicine. In such a file, a composite information
object classes contains the patients and the images arrangement information. There,
125
the many images are found and could be read by the software, as any other single
JPEG image file would. Internally, the software treated each image as a z element in
a xyz array. As the objective was the reconstruction of a solid, out of a number of
slice images, the z increment was adjusted to the tomography resolution, and so
were the x and y.
Figure 2. Contour determination by the Medical Imaging Software.
With the images stored in a 3d array, the processing was performed by
manipulating the array elements. The software has a procedure that can determine
whether a pixel on an image under query is an internal, external or a boundary point.
It performs a connectivity test in each pixel, assigning a connectivity number to it. The
larger this number, the more attached to other internal and boundary points it is.
Internal and external point numbers are turned into minus one (-1). Figure 2 shows
the result of the application of that routine to a slice image. By just looking at the
pattern generated by the different connectivity numbers the shape of the tooth
contour can be inferred. The described sequence is repeated to each image in
126
the array and the whole tooth boundary is found. The resulting point cloud was then
stored in a file, which could be opened by the engineering software Pro/Engineer,
see Figure 3. A point cloud is nothing more than a heap of x, y and z coordinate
written in form of text.
Figure 3. Point cloud generated by the Medical Imaging Software.
Once the point cloud data have been generated, the work on these points could
be started to get to the solid model of the tooth with Pro/Engineer. The process of
transforming a physical part into a digital model is called Reverse Engineer (RE). A
common application of the technique involves copying the real model contour by
scanning the part, opening the points in a CAD software, generating a solid out of the
scanned points, and making it manufacturable. In this article it was preferred to
127
obtain the points from a tomography, therefore, making the method applicable to any
part of a patient’s body, and not only a tooth. The part being modeled in that way
does not have to be removed from the body in order to be scanned.
Three distinct tasks had to be done in order to get a solid out of the points: the
first one involved importing the point cloud file into Pro/Engineer, specifying the
coordinate system for their placement and finally using the available tools of the
menu “Points” to modify the point set. The second one was to wrap the point set to
create a triangulated model and work on the model, if necessary, for removing
unwanted triangles, for example. And the third part was the facet modeling. A facet
model, also called Polygonal Mesh, is a native triangulated model of Pro/Engineer
that is created by connecting the points of the data. It was in this last step that the
model refinement occurred.
However, it happened that the software generates the point cloud with a bit of
noise. Noise, in this case, is a deviation of the points from its original place due to the
limitations of the scanning devices or the routine in the MiS2 software that created
the cloud. It causes points that do not belong to the data. In order to clean this noise
and other undesirable geometry, Pro/Engineer supplies some useful tools.
The Sample Icon takes just a sample of the points. It is not necessary and not
advisable to work with the whole points because the more points the model has, the
more processing time is needed. The Reduce Noise tool uses statistical methods to
place the points to its correct location. Based on this the level of noise reduction can
be chosen and if the geometry of the model is a Free-Form (reduces noise with
respect to the surface curvature) or a Mechanical (keeps the sharp corners and
128
edges) shape. Finally, tools are available to delete some points, by just selecting
them and simply deleting.
In the wrap the point set stage, the software uses all the points of the point set
to create the wrap, which means that all the geometric information, including internal
structures, is maintained. After enough work on the points has been done, there was
no need to fix anything here, so it was ready now to create the facet geometry.
This third phase consists of creating a model that is native to Pro/Engineer. This
is called a Facet model. Although the model already has mass properties, such as
volume and density, it is not possible to run structural and thermal analysis, which are
future goals. So, there is the need to refine the facets as much as possible to make
them good to be worked with further. For this purpose there are some other tools that
change the coordinates of the existing points or add new points to the original set.
The Refine icon improves the surface of the facet model by making the mesh denser,
through subdivision of the existing facets. This results in an increased number of
facets in the model. Using this command results in a more detailed and smoother
surface. The Relax tool smoothes the surface, by moving the coordinates of the facet
vertices. The last command exploited was the Manifold. A manifold representation of
a model has all the triangles connected continuously by their edges except for
boundary edges. If a point set represents a closed object, the Wrap command
creates a closed object. However, noise in the scan data can result in a wrap model
that is not closed or contains non-manifold edges, that is, some triangles in the model
are not connected continuously by their edges. So there was the need to make the
129
whole facet surface closed.
Now that a model with the extension of Pro/Engineer part (prt) was created, it
could be transformed in a solid model to, then, be able to do any type of 3d analysis.
But, to do so, some curves and surfaces on the faceted model had to be created.
That was done with a tool called Restyle. The Restyle module is the Reverse
Engineer environment that enables the user to create a surface on top of the faceted
feature for later solidification. The auto surface option was used. This tool creates
paths along the entire surface of the triangulated data that would be used to build a
surface to involve the whole model. Once a continuous surface was created, it could
be solidified by just selecting the proper tool icon. This option adds material to the
model, by using the surface feature geometry as the boundary, converting it into a
solid geometry.
Figure 4. The point cloud data.
130
Figure 5. Faceted model before working on it.
Figure 6. Faceted model after working on it.
131
Figure 7. The solid part with the patches used to create the surface.
Figure 8. The solid part ready for any type of analysis.
132
RESULTS
Two kind of errors were present through the whole process of obtaining the
solid, the error inherent to the tomographic equipment and the error resulting from
the point cloud manipulation by the RE software. Here only the later one could be
measured and was taken into account as a means of quantify the inaccuracy of the
process. That error was directly measured on the model, using the available tool
Measure>Distance, considering the model surfaces and the closest points to them in
the cloud. That error was found to lie between 0 and -0.8 mm, therefore shortening
the model in relation to the real tooth geometry. The reason for that was that the
filtering and smoothening routines tend to eliminate the cusps and sharp edges of the
wrapped feature. The inaccuracy of the tomograph can vary from equipment to
equipment and is statistically independent from the software errors.
DISCUSSION
Medical images provide very important information on the body structures and
their related disorders. Because of that they are, for some pathologies, the only way
of a precise diagnosis. Available in the Dicom format, the images of the various slices
in JPEG format, obtained by scanning the region of interest in the body, carry
accurate geometric information of body organs, which can be used to generate three-
dimensional models of those structures in a relatively easy way.
Reconstructed in that way, the models are very useful for a realistic analysis
produced by a CAE software, when designing new implants or surgical procedures.
Other benefits of realistic models are the possibility of developing rapid prototyping
parts that would aid the implant designers with the verification of accuracy and
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adjustment of the prosthetic components.
With the advances in the latest generation of computers, graphical hardware
and software, and CAD/CAE software, the use of the finite element analysis became
very attractive to many fields, including medical and dentistry purposes.
There are many commercially available CAE softwares that can simulate
realistic loads and constraints to produce close to exact results. Those softwares are,
in the majority of the cases, integrated with a CAD module, which can be used to
enter 3d parts to the simulation. The latest software comes with a variety of designing
tools that are quite powerful to model well-behaved shapes, like the ones
encountered in the mechanical industry. However, body structures are quite complex
in shape and the development of such models with the available software tools can
be a very time-consuming and laborious task, not to say almost impossible job.
But three-dimensional models are necessary for a realistic finite element
analysis, and a way of directly interfacing medical imaging data to a CAE software
environment can considerably improve the analysis of dental implants, for instance,
by providing very accurate geometric information. This paper presents a methodology
that allows the interface between medical imaging equipment data and engineering
software. With this method we can obtain real information that will help us to develop
better mechanical tests and, consequently, better materials.
CONCLUSIONS
It is very important to have realistic models in order to obtain satisfactory results
in odontological treatments studies and in new implant design and evaluation.
From the encouraging results obtained in this work, four conclusions could be
134
drawn:
1) A biomodel of a tooth was created from tomographic images that realistically
represented the tooth anatomy.
2) The model could be utilized for FEA of dental implant designs that would not
result in feature-based solid, therefore eliminating the problems of some very
common in literature models, which have very sharp cusps and edges,
resulting in non realistic stress concentrations.
3) The model errors could be measured, showing a reduction in its dimensions
when compared to the real tooth tomographic data. Further evaluation of that
effect in the FEA model has to be carried out .
4) Future studies will include the differentiation of the areas and the properties of
the dental components, such as enamel, dentin and pulp.
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PGETEMA
Título do Trabalho:
Estudo Mecânico do Parafuso Protético de Reabilitações
Dentárias sobre Implantes Osseointegrados
Gustavo Frainer Barbosa
Trabalho de Conclusão do Programa de Pós-Graduação em
Engenharia e Tecnologia de Materiais (PGETEMA)
Porto Alegre, Março de 2006.
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