Analisi meccanica delle specifiche di tre diversi dispositivi di ritenzione protesica su impianti

Il sistema di attacco OT Equator^® ed il Locator^® sono stati elaborati utilizzando il software FEM Ansys®. Le caratteristiche elastiche dei materiali utilizzati nello studio sono state tratte dalla letteratura recente. I risultati hanno rivelato risposte diverse per entrambi i dispositivi, ed entrambi i sistemi hanno garantito una perfetta aderenza sul carico assiale. Tuttavia, il design e la forma diversi implicano l’uso personalizzato di ciascun dispositivo per una tipica condizione clinica dell’applicazione di sistemi di overdenture rispetto agli impianti dentali. I dati di questo modello virtuale hanno mostrato caratteristiche e comportamenti meccanici diversi degli attacchi protesici per protesi overdenture. Un sistema tridimensionale comprendeva la vite, l’abutment e le viti passanti di tre diversi impianti dentali creati e analizzati. I medici dovrebbero trovare il miglior equilibrio protesico per distribuire meglio lo stress sul componente e garantire ai pazienti risultati clinici a lungo termine.

Introduzione
I pazienti con mandibola atrofica hanno spesso problemi con le protesi tradizionali a supporto esclusivamente mucoso pertanto è ormai uso comune gestire tali situazioni cliniche, mediante impianti dentali data la loro prognosi favorevole. Negli anni passati il trattamento di elezione consisteva nell’inserimento di più impianti per una riabilitazione protesica fissa.

Successivamente la ricerca si è concentrata su riabilitazioni ibride che prevedevano l’utilizzo di un numero minore di impianti per favorire manovre chirurgiche sempre più meno invasive per il paziente ed economicamente più sostenibili, per tali motivi venne introdotta l’Overdenture. La mandibola è un distretto anatomico molto complesso ed inoltre la presenza della lingua riduce significativamente la superficie di supporto mucoso della protesi rimovibile^{1, 2}. La possibilità di posizionare due o più impianti dentali nella mandibola in posizione anteriore offre ai clinici l’opportunità di aumentare la ritenzione della protesi rimovibile^1-5.

La valutazione preliminare delle aspettative dei pazienti prima dell’inizio del trattamento è un prerequisito essenziale per ottenere un risultato di successo dei pazienti sugli esiti clinici a lungo termine^{10, 11}. Questo è ancora più critico oggi, poiché l’attuale pratica della medicina basata sull’evidenza richiede che i pazienti siano attivamente coinvolti nel processo decisionale per quanto riguarda il loro trattamento.

Sebbene la protesi rimovibile possa offrire un’ottima estetica, il limite principale di tale riabilitazione dentale è legato alla sua ritenzione. Gli impianti dentali e il relativo trattamento protesico offrono elevati livelli di salute orale legati alla qualità della vita e sono particolarmente importanti nei periodi di invecchiamento della popolazione poiché la percentuale di edentulia continua ad essere significativamente elevata^12-15.

La migliore scelta del sistema di ritenzione è anche legata alla durata e alla possibilità di sopravvivenza dell’impianto dentale dovuta a una sana distribuzione della tensione durante il ciclo masticatorio. Diverse pubblicazioni scientifiche hanno recentemente ricreato il sistema masticatorio con strumenti ingegneristici per simulare lo stress a lungo termine su componenti dentali, ossei delle mascelle e protesi dentarie. Il Metodo agli elementi finiti (FEM) è un metodo ingegneristico che può essere utilizzato per analizzare virtualmente la distribuzione dello stress.

L’effetto delle forze di carico sugli elementi dell’impianto dentale e sull’osso può essere registrato applicando lo stress Von Mises equivalente, espresso in MPa. La differenza nella distribuzione della tensione è solitamente presentata da diversi colori, dove il rosso è lo stress massimo^{2, 4, 7, 16-21}. Il presente studio è finalizzato alla valutazione di tre diversi sistemi di attacco per overdenture su impianti dentali, per proporre una soluzione protesica migliore relativa al restauro della cresta mandibolare edentula.

La distribuzione omogenea delle forze di tensione sviluppate sui dispositivi dentali durante i cicli masticatori è influenzata non solo dal numero e dalla posizione degli impianti dentali, ma dal materiale strutturale, dalla forma e dal diametro della geometria dei componenti^{1, 2}. L’indagine è stata eseguita su diversi elementi di ritenzione protesici per evidenziare possibili correlazioni a qualsiasi frattura dei componenti strutturali o sovraccarico sul tessuto osseo.

Il FEM è stato utilizzato per valutare meglio le caratteristiche meccaniche di ciascun componente protesico-implantare. Il programma Ansys^® è stato utilizzato per condurre l’analisi, utilizzando tre diversi sistemi di ritenzione protesico-implantare:

1. Universale;
2. Locator^®;
3. OT Equator^®.

È stata eseguita un’analisi comparativa, utilizzando un tipo di impianto collegati mediante filettatura metrica (Fig. 1). Le dimensioni dei componenti del sistema non sono state fornite; pertanto, sono state ottenute attraverso un processo di “reverse engineering”. È stato necessario fare riferimento ai cataloghi protesici per acquisire le misure iniziali. Inoltre, a causa della mancanza di molte misure, sono state utilizzate le foto per ricavarle. L’operazione di reverse engineering ha inevitabilmente introdotto delle approssimazioni. Inoltre, abbiamo utilizzato le dimensioni ottenute per creare la geometria dei modelli tridimensionali nel programma SolidWork^®.

Grande importanza è stata data ai materiali (lega di titanio e osso) e ai parametri delle simulazioni, quali la definizione delle superfici di contatto, la mesh, le condizioni di carico e i vincoli. I risultati dei test erano disponibili sotto forma di simulazioni e dati grafici, che sono stati confrontati per comprendere la configurazione ottimale tra i sistemi analizzati. Infine, le soluzioni di stress Von Mises sono state utilizzate e applicate ai dati.

Materiali dentari
I parametri chiave, che influenzano la precisione dei risultati del FEM, sono stati ricreati. Tra questi, abbiamo considerato, la geometria dettagliata del sistema implanto-protesico e l’osso circostante da modellare, le condizioni e i vincoli al contorno, le proprietà del materiale, le condizioni di carico, ripetute in base ai tempi relativi al ciclo masticatorio, all’interfaccia osso-impianto, il test di convergenza e la validazione del modello.

Il processo di analisi è stato poi suddiviso nelle due fasi seguenti come fatto nella pre-elaborazione:

• La fase di costruzione del modello ad elementi finiti e la post-elaborazione;
• Elaborazione e rappresentazione di soluzioni^{3, 4}.

Le dimensioni del modello sono state realizzate dalle componenti implantoprotesiche e le immagini sono state rese reali utilizzando i piccoli dettagli delle loro caratteristiche fisico-chimiche, fornite dalla letteratura scientifica e dai cataloghi dei marchi (Fig. 2). Le misurazioni mancanti sono state acquisite utilizzando un microscopio elettronico, in cui le caratteristiche sono riportate nella Tabella 1.

Resolution	640 x 480
Zoom	5x
Color	Black
Software	Windows2000/2003/xp/vista/7/linux/10
Dsp	24 bit
Software bis	Usb 2.0 – Usb 1.1
Model	Usb

La fase di modellazione è stata eseguita utilizzando SolidWork^®, da cui è stata passata l’informazione del sistema fisico a un modello matematico, estrapolato dallo stesso numero di variabili e “filtrando” le restanti. La figura 3 mostra un esempio del processo di reverse engineering. Di conseguenza, dopo aver ottenuto questi modelli CAD tridimensionali, la protesi implantare su mascellare FEA è stata eseguita utilizzando Ansys^® Workbench (Fig. 4). Si tratta di una simulazione strutturale statica lineare 3D eseguita mostrando la relazione (stress e tensione) tra l’osso e gli elementi protesici dell’impianto: fixture, abutment Universal, OT Equator^® e sistemi Locator^®.

Lo stesso stress è stato applicato ai diversi impianti e la conseguente distribuzione della forza è stata valutata. Le proprietà dei materiali sono state specificate in termini di modulo di Young, rapporto di Poisson e densità. È stato considerato il diverso comportamento fisico dei materiali, rispetto al carico occlusale e alle forze laterali. La lega di titanio (Ti6Al4V) in esame potrebbe essere considerata omogenea, lineare e isotropa, mentre i tessuti ossei (corticali e spugnosi) che dovrebbero essere anisotropi sono stati considerati ortotropi (Tab. 2). Pertanto, sono state notate diverse caratteristiche di deformazione lungo le tre direzioni spaziali principali in risposta allo stress^{1, 3-5, 8, 21-24}.

Material C	Cortical bone	Cancellous bone	Ti6Al4V
Density	1,8 g/cm3	1,2 g/cm3	4,510 g/cm3
Exx	9,60 GPa	0,144 GPa	105 GPa
Eyy	9,60 GPa	0,099 GPa	105 GPa
Ezz	17,8 GPa	0,344 GPa	105 GPa
Vxy	0,55	0,23	0,37
Vyz	0,30	0,11	0,37
Vxz	0,30	0,13	0,37
Gxy	3,10 GPa	0,053 GPa	38,32 GPa
Gyz	3,51 GPa	0,063 GPa	38,32 GPa
Gxz	3,51 GPa	0,045 GPa	38,32 GPa

La componentistica implantare è stata testata utilizzando un carico di compressione di 800 N^4-8. Tutti i carichi sono stati distribuiti sulla superficie dei componenti protesici in contatto (avvitato) con l’impianto dentale. Il sistema impianto-protesi e il sistema impianto-osso le condizioni di contatto osso-osseo stabilite in questa analisi FEM sono riportate nella Tabella 4 come segue.

Equator Abutment
Target bodies	Contact bodies	Bonded	Frictional
External retention matrix	Inner sheath	//
Inner sheath	Abutment	//
Implant	Abutment		0,3 K
Implant	Cortical bone		0,2 K
Cortical bone	Cancellous bone	//
Implant	Cancellous bone		0,2 K

Locator Abutment
Target bodies	Contact bodies	Bonded	Frictional
Retention insert	Abutment	//
Implant	Abutment		0,3 K
Implant	Cortical bone		0,2 K
Cortical bone	Cancellous bone	//
Implant	Cancellous bone		0,2 K

Universal Abutment
Target bodies	Contact bodies	Bonded	Frictional
Abutment	Screw		0,3 K
Implant	Screw		0,3 K
Implant	Abutment		0,3 K
Implant	Cortical bone		0,2 K
Cortical bone	Cancellous bone	//
Implant	Cancellous bone		0,2 K

La figura 7 mostra le condizioni di carico, condizioni di vincolo e contatti, (a) protesi universale, (b) protesi su Locator, (c) protesi su Equator.Un metodo di discretizzazione che prevede l’uso di un elemento tetraedrico con un algoritmo indipendente e un limite inferiore di 0,2 mm è stato assegnato a tutti gli elementi della geometria. La mesh 3D Hexa era composta da molti elementi del secondo ordine SOLID186 (elementi 3D con 6 facce, 20 nodi, in cui ogni nodo aveva 3 gradi di libertà Dx, Dy, Dz). La Figura 5 mostra la mesh dei tre diversi sistemi di ritenzione su impianto dentale e la Figura 6 mostra il nodo e il numero di elementi per ciascun impianto. Il numero di elementi tetraedrici era vicino a 230.000; pur garantendo la leggerezza della simulazione, il numero di elementi testati per la precisione del modello (Tab. 3).

	UNIVERSAL	LOCATOR	EQUATOR
Nodes	902969	878286	899799
Elements	234022	230457	236527

Risultati e discussioni
Rispetto a tutti i documenti attualmente disponibili dalla letteratura scientifica, questo studio è stato l’unico a presentare una simulazione il più completa possibile, ovvero il contatto tra le superfici di non penetrazione con l’attrito e il precarico della vite di connessione. In passato, per ottenere una simulazione più semplice e veloce, era preferibile utilizzare una connessione “comune” tra le parti e non tenere conto del precarico. Tuttavia, questo è stato a scapito della veridicità dei risultati. Invece, gli autori hanno trovato un buon compromesso per ottenere risultati il più vicino possibile alla realtà^{3-9, 24}.

Un modello CAD di ciascun componente è stato ricreato e quindi unito in un unico modello con un vincolo relativo. Allo stesso tempo, lo scopo della ricerca era analizzare lo stress totale sulle tre diverse geometrie. Al modello è stato applicato un carico verticale di compressione di 800 N. L’analisi Von Mises è stata applicata allo studio per registrare i punti deboli del sistema e intorno al tessuto osseo per colore (il rosso e il giallo hanno rappresentato un alto stress).

Una scala di valori da 0 a 550 MPa è stata creata per valutare lo stress al fine di standardizzare la scala dei valori per tutte le simulazioni. Da un’analisi iniziale, è stato dedotto che l’intero sistema non era pregiudicato (Fig. 8). Come osservato, nessun sistema ha raggiunto la frattura a causa di una rottura statica.

In generale, dall’analisi delle aree sottoposte a stress, sono stati registrati i seguenti risultati, ovvero il sistema che ha stressato meno l’osso era la protesi su monconi universali, il sistema che più stressava l’osso era la protesi su locator e il sistema che aveva il più alto valore di stress sopportato e meglio distribuito dalla struttura era la protesi su OT Equator.

Dal punto di vista del materiale dentario, si potrebbe osservare che:

Anche se tutti i componenti protesici ricreati rappresentavano un unico sistema coinvolto nel ciclo masticatorio, l’elemento più stressato è la vite di connessione (Figg. 9-12). Nel secondo campione, sono stati studiati l’impianto dentale e l’abutment. L’abutment universale ha avuto il massimo stress rispetto agli altri casi. C’è stato anche un aumento dello stress sul sistema rispetto al caso precedente.

Infine, l’ultimo test ha mostrato come il sistema più stressato fosse la componente secondaria universale. Pertanto, l’elemento più consigliato è la geometria e la forma della componente secondaria universale. Tuttavia, vi era meno stress sull’impianto rispetto al caso precedente.

Per le overdenture mandibolari su impianti, sono stati sviluppati diversi sistemi di ritenzione per fissare la protesi sugli impianti dentali. La letteratura internazionale concorda sul numero minimo di due impianti dentali situati nell’area inter-foramina^16-19. Tuttavia, per quanto riguarda i sistemi di ritenzione, l’argomento rimane piuttosto discusso^{1, 5, 9, 19}.

Sono stati creati diversi sistemi di attacco per collegare le overdenture mandibolari dall’impianto agli impianti sottostanti. Collegamenti indipendenti per ogni singolo pilastro implantare con O-ring o splintaggio di impianti con attacchi a barra / a clip sono gli approcci più comuni che sono stati utilizzati. L’overdenture a barra è una scelta popolare a causa della sua condivisione del carico, ma il suo costo è elevato e i pazienti a volte preferiscono avere maggiore stabilità con un costo inferiore^20-23.

Recentemente, numerosi articoli pubblicati hanno sottolineato come nel campo dell’odontoiatria implantare, la conoscenza dei parametri chiave relativi ai fenomeni di integrazione dell’impianto osseo rimanga ancora di importanza per il successo clinico a lungo termine. Un’indagine approfondita sulla biomeccanica del meccanismo di anatomia e fisiologia della cavità orale ha portato alla conoscenza fondamentale delle proprietà meccaniche dell’osso, nonché a una definizione accurata della geometria della mandibola^24-32.

Negli ultimi 20 anni, la forma e il design dei biomateriali hanno ampiamente beneficiato dell’integrazione delle analisi degli elementi finiti nel processo di sviluppo del prodotto. Questo sistema di analisi adotta un approccio di calcolo delle reazioni su un numero discreto di punti attraverso il dominio d’interesse. Per la forma del dispositivo medico, questo si traduce tipicamente in prestazioni del dispositivo di verifica in un dominio virtuale che è rappresentativo della sua applicazione reale prevista^24-28.

I vantaggi sull’utilizzo della FEM nel campo biomedico sono numerosi.

Il vantaggio più notevole è legato alla possibilità che il FEM possa consentire il test delle prestazioni del dispositivo prima di costose prototipazioni e test da banco. Corrispondentemente, l’integrazione del processo FEM nella realizzazione di dispositivi medici può ridurre i costi rispetto al ciclo di sviluppo del prodotto. Tali risparmi si concretizzano accelerando provvisoriamente il processo e riducendo le iterazioni di bench-test.

Dall’altro lato, gli svantaggi nell’utilizzo del FEM per la progettazione di dispositivi medici risiedono principalmente nell’elevata esperienza richiesta per navigare correttamente nella piattaforma computazionale evitando al contempo di commettere errori costosi da interpretazioni errate^{18, 30-32}.

Pertanto, anche se il metodo è stato in grado di creare tutte le caratteristiche micromeccaniche del dispositivo medico, rimane ancora difficile riprodurre tutte le caratteristiche cliniche del corpo inserite in un contesto dinamico. I dati dell’indagine presentata hanno offerto una sfida rispetto alla letteratura recente. La presenza di un coefficiente K per evitare un sistema di confine potrebbe essere classificata come un nuovo metodo per valutare l’integrazione tra un dispositivo medico statico e un corpo umano dinamico.

Specificatamente, nel campo dell’odontoiatria, la geometria di diversi dispositivi protesici per la struttura di overdenture mantenuta è ampiamente trattata nella letteratura recente per valutare l’integrazione e l’usura relativa ai cicli masticatori. Il sistema Locator^® (Zest Anchor, Escondido, CA, USA) è stato ampiamente studiato, con diversi documenti pubblicati che utilizzano studi in vitro e clinici. Le sue caratteristiche meccaniche sono legate alle dimensioni ridotte della forma, alla capacità di ritenzione nel tempo e alla sua ampia tolleranza all’uso con impianti dentali ad alta angolazione.

Il sistema OT Equator^® (Rhein 83, Bologna, Italia) è stato recentemente studiato perché è stato lanciato commercialmente nel 2007. Questo moncone protesico può essere utilizzato sia per l’overdenture con connessione diretta che per l’overdenture per collegare una struttura secondaria. L’OT Equator ha mostrato una capacità di ritenzione simile al sistema locator^31-38.

Una revisione e una meta-analisi sugli attacchi per overdenture di impianti dentali e sulla loro influenza sulla perdita ossea perimplantare eseguita da Keshk et al. e pubblicato nel 2017, ha rivelato come non ci siano differenze statisticamente significative tra il tipo di attacco per overdenture analizzato per quanto riguarda la perdita ossea marginale, l’indice di sanguinamento, l’indice gengivale e l’indice di placca. In conclusione, nessuna differenza significativa nella manutenzione della protesi dentale e nelle condizioni perimplantari potrebbe essere correlata a un diverso sistema di fissaggio per overdenture. Questo risultato è stato anche evidenziato nel presente studio; tuttavia, la forma dei due sistemi era caratterizzata da una geometria diversa e, quindi, poteva essere riflessa attraverso differenti ma non significative distribuzioni di forza durante il ciclo masticatorio³⁹.

Conclusioni
I dati della presente indagine hanno evidenziato che i sistemi Locator ed OT Equator presentano una migliore distribuzione dello stress rispetto alla tradizionale componente universale.

Inoltre, entro i limiti dell’attuale studio “in vitro”, l’analisi di Von Mises ha sottolineato come entrambi i sistemi di ritenzione per overdenture protesica fossero ben tollerati dallo stress masticatorio, sebbene il sistema OT Equator^® coinvolga meno tessuti ossei peri-implantari. Specificamente, i risultati potrebbero essere interpretati come segue:

I sistemi di ritenzione OT Equator^® e Locator^® offrivano sistemi di ritenzione adeguati e overdenture supporto per protesi.

L’abutment universale supportava un basso stress fino a circa 442 MPa. Pertanto, questo studio in vitro ha sottolineato come la forma del Locator^® distribuisca lo stress sul sistema dente-impianto e che il dispositivo di ritenzione di gomma potrebbe essere supportato per un lungo periodo rispetto agli altri sistemi. Il limite della frattura dei componenti si è verificato a 476,92 MPa. Tuttavia, la forma del sistema di ritenzione OT Equator^® sembra raccogliere la forza sulla testa del perno distribuendo gli stress in maniera piu omogenea, queste condizioni sembrano favorire lo stress maggiore sulla gomma del perno. Il vantaggio dunque è legato al minor stress localizzato attorno al tessuto osseo perimplantare e alla fissazione. Inoltre, il sistema di OT Equator può sovraccaricare e supportare lo stress senza frattura fino a 497,69 MPa.

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L’articolo è un sunto della ricerca completa pubblicata dagli autori su Materials 2019, 12(4), 592; https://doi.org/10.3390/ma12040592

L'articolo è statp pubblicato su Implant Tribune Italian Edition n. 2/19.

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