Uso de placas de titânio para diminuir o risco de fratura mandibular

Trabalho de Pesquisa | Caderno Cientíico
Uso de placas de titânio para diminuir o risco
de fratura mandibular em procedimentos de
lateralização do nervo alveolar inferior: análise
3D por elementos initos
Sérgio J. Jayme*
Ricardo Elias Jugdar**
Leonardo de Franco***
Paulo R. Ramalho****
Jamil Awad Shibli*****
Marco A. A. Vasco******
*Especialista em Prótese Dentária – Unisa;
Especialista em Implantodontia – Abeno; Mestre
em Implantodontia – Unicastelo; Doutor em
Reabilitação Oral – Forp-USP; Coordenador do
curso de Especialização em Implantodontia –
APCD Vila Mariana; Presidente da Academia
Brasileira de Osseointegração (Abross).
**Especialista em Implantodontia – Universidade
Metodista; Especialista em Radiologia – APCD/
Vila Mariana; Mestrando em Implantodontia
– Universidade de Guarulhos; Diretor clínico
e coordenador dos cursos de Implantes
Dentários – APCD Vila Mariana.
***Especialista em Implantodontia –
APCD/Vila Mariana; Mestrando em
Implantodontia – Universidade de Guarulhos;
Prof. do Curso de Especialização em
Implantodontia – APCD Vila Mariana.
****Especialista em Implantodontia
– APCD/Vila Mariana; Mestrando em
Implantodontia – Universidade de Guarulhos;
Prof. do Curso de Especialização em
Implantodontia – APCD Vila Mariana.
*****Especialista em Periodontia – Unesp;
Mestre e doutor em Periodontia – Unesp;
Professor – Universidade de Guarulhos.
******Especialista em Prótese Dentária
– APCD/Bauru; Mestre e doutor em
Reabilitação Oral – Forp-USP; Pós-doutorado
– Universidade de Zaragoza, Espanha.
The use of titanium plates to decrease the risk of mandibular
fracture during inferior alveolar nerve lateralization: a 3-D inite
element analysis
RESUMO
Mandíbulas com perda óssea moderada a severa podem sofrer fratura após um procedimento
de lateralização do nervo alveolar inferior. Os autores analisaram a eicácia de placas de
titânio para diminuir o risco de fratura nessas condições. Para tanto, uma tomograia computadorizada foi reconstruída digitalmente e foram simuladas mandíbulas atróicas submetidas à
lateralização com e sem reforço de placas de titânio, através do método dos elementos initos.
Os resultados demonstraram que placas de titânio de 0,6 mm de espessura não são efetivas
para diminuir o risco de fratura em procedimentos de lateralização do nervo alveolar inferior.
Unitermos – Implantes dentários; Lateralização do nervo alveolar inferior; Transposição do
nervo alveolar inferior; Fratura mandibular; Placas de titânio; Análise 3D com elementos initos.
ABSTRACT
Mandibular arches with moderate to severe bone loss may suffer fracture after a procedure
of lateralization of the inferior alveolar nerve. The authors analyzed the eficacy of titanium plates to reduce the risk of fracture under these conditions. For this, a CT scan was
digitally reconstructed and LIAN simulations were performed with and without titanium
plate reinforcement through the 3-D inite element method. The results demonstrated that
titanium plates of 0.6mm thickness are not effective to reduce the risk of fracture for the
above mentioned situations.
Key Words – Dental implants; Lateralization of the inferior alveolar nerve; Transposition of
the inferior alveolar nerve; Mandibular fracture; Titanium plates; 3-D inite element analysis.
Recebido em mai/2013
Aprovado em mai/2013
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Jayme SJ • Jugdar RE • de Franco L • Ramalho PR • Shibli JA • Vasco MAA
Introdução
A reabilitação da região posterior da mandíbula com
implantes é considerada um desaio por muitos proissionais. Devido à atroia óssea decorrente de fatores como
extração dentária, doença periodontal e utilização de
próteses removíveis, muitas vezes não existe disponibilidade óssea para colocação de implantes convencionais.
Algumas alternativas são comprovadamente eicazes
para tratamento dessa condição, como enxertos ósseos1-2,
implantes curtos3-5, distração osteogênica6-8 e lateralização do nervo alveolar inferior (LNAI)9-12.
A técnica de LNAI consiste na confecção de uma
osteotomia na região posterior vestibular da mandíbula
para tracionar um segmento do nervo alveolar inferior, a
im de possibilitar a colocação de implantes aproveitando
a zona óssea inferior ao nervo. É considerada uma técnica
complexa pelos riscos envolvidos ao realizar osteotomia
próxima e manipulação do nervo alveolar inferior. Com
o advento do dispositivo piezo elétrico13, a técnica se tornou mais segura e acessível a proissionais, mesmo com
pequena experiência clínica. Pesquisas mostram que até
o contato direto do nervo ao instrumento quando ativado
foi incapaz de causar sequelas sensoriais permanentes14.
As sequelas sensoriais temporárias também têm sido
tratadas com sucesso com laserterapia15, diminuindo o
tempo de recuperação sensorial16.
O procedimento é indicado para mandíbulas
com atroia óssea moderada a severa e, considerando
tanto a osteotomia vestibular como a osteotomia para
colocação dos implantes, a mandíbula ica sujeita a
fraturas17-20. Outros fatores, como tônus muscular e
hábitos parafuncionais, podem aumentar ainda mais
esse risco. Nesses casos, o proissional pode icar em
dúvida quanto ao custo-benefício do procedimento e
Figura 1
Crista óssea com trinca após colocação dos implantes.
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até mesmo contraindicar pelos fatores anteriormente
mencionados. O procedimento também está sujeito
a intercorrências cirúrgicas que podem enfraquecer
ainda mais a mandíbula (Figura 1).
Recursos que possam eicientemente diminuir o
risco de fratura óssea nessas condições são desejados.
As placas de titânio são tradicionalmente utilizadas para
tratamento de fraturas ósseas e se demonstram efetivas
nesse intuito21. Considerando o seu efeito de reforço e
estabilização, o objetivo do presente trabalho foi analisar
comparativamente o efeito de placas de titânio no risco
de fratura de uma mandíbula após LNAI e colocação de
implantes.
Material e Métodos
Para executar a análise com o método dos elementos finitos é necessário primeiro a construção
de um modelo geométrico virtual representativo da
situação real. Para tanto, uma tomografia computadorizada abrangendo os maxilares e disponível no banco
de imagens de um dos autores foi utilizada (I-CAT,
Xoran Technologies, Ann Arbor, EUA). O paciente
assinou uma declaração disponibilizando o exame
para pesquisas. O exame foi importado para um programa de processamento de imagens e reconstrução
Figuras 2
Passos para preparo da base óssea. A. Modelo original.
B. Modelo com atroia óssea posterior. C. Estruturas para
padronizar o suporte muscular. D. Osteotomia para LNAI.
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Figuras 3
Modelos e posição das placas de titânio – X1. Todas posicionadas
para visualização comparativa – X2. Osso semitransparente
para melhor visualização.
digital (Simpleware 4, Simpleware Ltd, Exeter, United Kingdom), que o reconstruiu em um modelo 3D.
Após a reconstrução virtual, o modelo foi exportado
para o software tipo CAD Solidworks 2013 (Dassault
Systemes, Solidworks Corps, EUA) para edição dos
modelos virtuais. Através do suplemento “Scan to 3D”
do próprio Solidworks, o modelo foi parametrizado
para facilitar edição, processamento e diminuir o peso
computacional. Também no intuito de diminuir o peso
computacional, estruturas como ligamento periodontal e dentes foram removidos, mantendo a mandíbula
totalmente desdentada. Estruturas foram criadas na
região de inserção dos ossos masseter, pterigoideo
medial e temporal para auxiliar na futura simulação.
A região do rebordo posterior esquerdo foi editada
de forma a representar uma condição de perda óssea
que indica o tratamento com LNAI. Para modelar a
remoção óssea característica de um procedimento de
LNAI, uma osteotomia na vestibular da mandíbula,
iniciando 3 mm posterior ao forâmen mentual com
limites superior e inferior de aproximadamente 3 mm
do feixe vasculonervoso e com largura de 27,5 mm 10,
(Figuras 2) foi modelada.
Adicionalmente, foram modelados implantes do tipo
Replace de 4,3 mm x 13 mm com parafuso de cobertura
(Nobel Biocare AB, Goteburg, Sweden) e placas de titânio com parafuso para osteossíntese (Stryker Leibinger
Corp, Freiburg, Alemanha). As placas possuíam 0,6 mm
de espessura por 46 mm de comprimento e foram modeladas de forma a serem paralelas à superfície óssea.
Para possibilitar a reconstrução iel da geometria clínica,
os componentes foram adquiridos e analisados através
de paquímetro digital (Litz professional, Alemanha) e
microscópio digital com aumento de dez vezes a 200
vezes e software de mensuração proprietário (modelo
DM-130U, Miviewcap, Cosview Technologies Co. Ltd,
Bantian, China). Os modelos foram unidos e os implan-
Figura 4
Estruturas para padronizar aplicação de carga (verde)
e vetores de carga (vermelho).
tes instalados na região dos elementos 35 e 37. Quatro
variações foram analisadas no presente trabalho: o
modelo A ou controle não tinha nenhum tipo de reforço
adicional; o modelo B possuía um reforço com placa de
titânio na região da crista passando diretamente por cima
dos implantes instalados; o modelo C possuía reforço na
região vestibular superior; e o modelo D possuía reforço
na região vestibular inferior (Figuras 3).
Os modelos foram exportados para o software de
simulação de elementos initos Ansys Workbench V11
(Ansys Inc., Canonsburg, PA, USA). Para simular o comportamento mecânico de cada componente, os diferentes
elementos dos modelos foram conigurados com propriedades mecânicas (módulo de elasticidade/coeiciente
de Poisson) retiradas da literatura. O osso cortical com
13,7 GPa/0,322, o osso medular com 1,37 GPa/0,322 e o
titânio com 110 GPa/0,3523.
Todos os contatos entre as estruturas foram considerados como união perfeita, com exceção do contato
entre implante e osso, que foi considerado friccional com
um coeiciente de 0,324 para simular uma condição de
implante não osseointegrado. Para simulação do contato
da placa ao osso, devido à pressão do parafuso, apenas
os segmentos da placa que continham parafusos foram
simulados com contato ao osso, e o restante foi conigurada sem contato. Suportes rígidos foram adicionados
nas regiões de inserção muscular. Dois padrões de carga
foram aplicados em cada modelo. No primeiro padrão
ou posterior, a aplicação da carga foi na região dos elementos 44, 45 e 46. No segundo padrão ou anterior, a
aplicação da carga foi na região dos elementos 41, 42, 31
e 32. Ambas as cargas possuem intensidade de 150 N25 e
vetor perpendicular ao plano oclusal (Figura 4).
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Figura 5
Resultados dos reinamentos de malha no modelo A com
diferentes tamanhos dos elementos nas regiões de interesse,
e o tamanho inal selecionado (0,2 mm).
Figuras 6
Malhas de elementos initos. A. Malha do modelo A. B. Malha do modelo
C com aproximação das áreas de reinamento. C. Vista em corte
Figuras 7
Plotagem dos níveis de risco de fratura. Carga posterior e vista de peril.
Figuras 8
Plotagem dos níveis de risco de fratura. Carga posterior e vista oclusal.
Figuras 9
Plotagem dos níveis de risco de fratura. Carga anterior e vista de peril.
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Para minimizar o efeito de distorção da malha, o
número de nós e elementos foi gradualmente aumentado,
veriicando-se a convergência dos resultados até que a
diferença nos picos de tensão entre um reinamento de
malha e outro fosse de 2% ou menos. A Figura 5 mostra
os sucessivos reinamentos com seus respectivos resultados, tendo o modelo A como referência. O tamanho inal
dos elementos foi de 0,2 mm na superfície dos implantes
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fatores como tônus muscular, atroia óssea, osteotomia da
LNAI, entre outros, os resultados apresentados servem
para ter uma estimativa do impacto das placas no risco
de fratura e, quanto maior o valor, maior o risco. Como
referência ao valor de resistência do osso cortical, a tração
foi de 135 MPa, e de compressão foi 205 MPa26.
O Quadro 1 apresenta os picos dos resultados nos
diferentes modelos. As Figuras 7 a 10 mostram a plotagem gráica dos resultados.
Todos os picos de risco ocorreram na região da
crista no implante posterior. De forma geral, a diferença
entre os resultados foi tão pequena (0-1,5%) que não é
possível determinar se foi devido à distorção da malha,
característica de todos os trabalhos com elementos initos,
e pode-se airmar que os resultados foram equivalentes.
Discussão
Figuras 10
Plotagem dos níveis de risco de fratura. Carga anterior e vista oclusal.
e na região óssea, com maior concentração de tensões
(Figuras 6). O número de nós variou de 672.902 a 721.399,
e de elementos de 407.589 a 438.654. Todos os modelos
foram então resolvidos (Windows 8 64 bits, processador
Intel I7 920, 24 Gb RAM). A plotagem gráica e numérica dos resultados foi registrada, avaliada e comparada.
Resultados
Devido ao osso ser um material friável que possui
resistência diferente a tensões de tensão e compressão,
foi necessário selecionar um critério de análise que levasse em consideração essa diferença na resistência. O
critério de Mohr Coulomb deine que um material sofre
fratura quando a maior tensão de tração (tensão máxima
principal) dividida pela resistência a tração do material,
mais a maior tensão de compressão (tensão mínima principal) dividida pela resistência a compressão do material,
atingem um resultado ≥ 1. Na prática, é um critério que
analisa o risco proporcionalmente às diferentes tensões
geradas no osso, e se o resultado apresentado for maior
que 1 ocorre fratura. Nenhum dos resultados apresentou
esse valor, entretanto, devido à grande variabilidade de
A fratura de mandíbula tem sido associada a
traumas27-28, extração dentária29, implantes dentários30,
infecções29 e LNAI17-20, entre outras. Considerando que
a fratura pode ocorrer mesmo em casos de colocação de
implantes sem LNAI30, estimativas de risco são desconhecidas. Devido ao procedimento oferecer maior risco
de fratura previamente conhecido, foi considerada a
instalação de placas de titânio proiláticas a im de diminuir esse risco. Dentro do conhecimento dos autores,
é o primeiro trabalho que analisa o impacto de placas de
titânio em um tratamento de LNAI.
De forma geral, a placa teve efeito insigniicante
sobre o risco de fratura. Dois fatores são importantes
para o desempenho de uma placa de titânio. O primeiro
se refere ao espaço existente entre os pontos de ixação
das placas ou vão, e este é inversamente proporcional à
resistência lexural da placa. Como a largura da osteotomia é de 25 mm a 30 mm10, o vão sempre é signiicativo
nos tratamentos com LNAI, tornando o uso das placas
menos efetivo. Uma das razões que contribui para a eiciência mecânica das placas em casos de fratura óssea é o
pequeno vão entre as partes ósseas. Considerar placas de
QUADRO 1 – PICOS DOS RESULTADOS SEGUNDO O CRITÉRIO DE MOHR COULOMB
Modelo
Carga posterior
Carga anterior
A (sem placa)
0,222
0,447
B (placa na crista)
0,223
0,452
C (placa na vestibular superior)
0,221
0,447
D (placa na vestibular inferior)
0,224
0,452
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menor comprimento em tratamentos com LNAI apresenta
a vantagem de maior rigidez, mas os parafusos teriam
que ser ixados na região de osteotomia, fragilizando
ainda mais a região da crista, não sendo recomendado
sem estudos que analisem sua eicácia.
O segundo se refere à rigidez da placa e do osso.
Embora o titânio tenha um módulo de elasticidade oito
vezes maior do que o osso cortical, a espessura do osso
cortical é muito maior que a da placa. Como referência,
realizando uma secção transversal no modelo B na região
de maior risco de fratura (Figura 11), o osso apresenta
uma área transversal de osso cortical de 49,56 mm²,
de osso medular de 18,16 mm² e de placa de titânio de
apenas 1,02 mm². Pode-se sugerir que placas de maior
espessura ou mesmo malhas de titânio seriam mais efetivas, mas considerando os resultados apresentados é
provável que não haja uma signiicativa diminuição do
risco para justiicar o seu uso clínico. Também, há de se
considerar o nível de atroia óssea (quanto maior a atroia,
menor a rigidez óssea, e o impacto da placa consequentemente será maior). Mais estudos são necessários para
comprovar se alterações na espessura da placa e nível
de atroia óssea afetariam signiicativamente a eicácia
das placas para justiicar o seu uso clínico.
Conclusão
Considerando a metodologia, a utilização de placas
de titânio com 0,6 mm de espessura não é efetiva para
diminuir o risco de fratura da mandíbula em tratamentos
de lateralização do nervo alveolar inferior.
Nota de esclarecimento
Nós, os autores deste trabalho, não recebemos apoio inanceiro para pesquisa dado por
organizações que possam ter ganho ou perda com a publicação deste trabalho. Nós, ou
os membros de nossas famílias, não recebemos honorários de consultoria ou fomos pagos
como avaliadores por organizações que possam ter ganho ou perda com a publicação
deste trabalho, não possuímos ações ou investimentos em organizações que também
possam ter ganho ou perda com a publicação deste trabalho. Não recebemos honorários
de apresentações vindos de organizações que com ins lucrativos possam ter ganho ou
perda com a publicação deste trabalho, não estamos empregados pela entidade comercial
que patrocinou o estudo e também não possuímos patentes ou royalties, nem trabalhamos
como testemunha especializada, ou realizamos atividades para uma entidade com interesse
inanceiro nesta área.
Endereço para correspondência:
Sérgio J. Jayme
Av. Rubem Berta, 1.461
04074-010 – São Paulo – SP
Tel.: (11) 5594-4138/2276-2217
[email protected]
Figura 11
Secção do modelo A na zona de maior risco de fratura. A marcação em azul
se refere à área transversal do osso cortical (49,56 mm²), medular (18,16 mm²)
e da placa de titânio (1,02 mm²).
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