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Revisão da Literatura
Com o objetivo de avaliar e comparar a resistência de materiais totalmente cerâmicos e suas terminações cervicais utilizadas na confecção de próteses fixas investigou-se na literatura trabalhos sobre cerâmicas odontológicas, como também estudos suportados pela metodologia de elementos finitos.
2.1.
Histórico das cerâmicas odontológicas
Pacheco [2] afirmou em seu trabalho que no século XVIII um alquimista, a serviço do Rei Frederico Augusto I da Saxônia, descobriu o verdadeiro segredo da manufatura das porcelanas chinesas, apesar do seu aparecimento datar do ano 3000 AC.
Em 1776, Adam Anton Brunner descreveu uma técnica chamada de pivot, onde eram introduzidos pedaços de madeira no canal dentário. A madeira dilatava pela umidade proporcionando maior retenção às restaurações, as quais eram confeccionadas de osso, de marfim ou de dentes de animais [3]. Aos poucos estas restaurações foram sendo substituídas por porcelanas, e, em 1802, o primeiro pivot cerâmico foi descrito por Dubois de Chemant [3].
Logo em seguida, os profissionais de odontologia preocuparam-se na formação de espaços mais adequados a serem confeccionados nos dentes com o intuito de melhorar a introdução das restaurações. Tais preparações cavitárias nos dentes que receberiam coroas pivot eram produzidas com serras ou lâminas [3].
Em 1808, na Itália, Fonzi produziu o primeiro dente unitário de material cerâmico [4].
Um farmacêutico de nome Duchâteau associou-se ao cirurgião-dentista Nicholas Dubois de Chemant, conseguindo confeccionar uma série de próteses totalmente cerâmicas [2].
Jones [5] relatou que as primeiras restaurações em cerâmica pura do tipo inlay foram construídas em 1886, assim como a confecção, com certo sucesso, de coroas de porcelana.
O maior uso das porcelanas dentárias foi, entretanto, entre os anos de 1900 e 1920 onde Brewster desenvolveu um material cerâmico de média fusão e Jenkins um de baixa fusão (988oC) [5].
No final dos anos 30 as porcelanas tradicionais usadas em Odontologia foram classificadas em: cerâmicas de alta fusão (1200 a 1450oC), cerâmicas de média fusão
(1050 a 1200oC) e cerâmicas de baixa fusão (850 a 1050oC). Contudo, Fitzgerald e
Paffenbarger concluíram que não havia diferença significante na resistência entre estas porcelanas [5].
Em 1955, com a introdução da técnica de condicionamento ácido da dentina feita por Buonocore, as restaurações dentárias de porcelana sofreram um declínio em prol das restaurações de resina acrílica [6]. Porém, é indiscutível a superioridade das restaurações cerâmicas no que diz respeito à sua resistência frente ao carregamento mastigatório e, conseqüentemente, ao seu tempo de vida útil.
2.2.
Cerâmicas odontológicas: propriedades e análise de tensões
A fabricação da cerâmica dental está relatada na patente US 4.101.330 [7] e caracteriza-se por ser um material heterogêneo que possui uma fase vítrea e outra cristalina. A fase cristalina é composta basicamente pela sílica (SiO2), pelo potássio (K2O)
e pela alumina (Al2O3). O material de base da porcelana dental é a sílica (SiO2), que pode
existir na forma cristalina como o quartzo, cristobalita e tridimita, ou como um vidro amorfo chamado sílica fundida.
O feldspato, que é um mineral natural, serve de matriz para o quartzo. Misturado com outros óxidos metálicos e queimado em altas temperaturas, o feldspato forma a fase vítrea que é capaz de amolecer e fluir lentamente, permitindo que as partículas de pó se aglutinem no processo chamado sinterização. As propriedades das porcelanas são afetadas pelos tipos de cristais formados na sua micro-estrutura e pela quantidade de crescimento dos grãos entre sua matriz [6]. O feldspato sofre então, “fusão incongruente”, ou seja, forma um líquido e um material cristalino diferente, formando cristais de leucita explorados na confecção de porcelanas dentais para fusão em metal, característica esta das porcelanas feldspáticas [6]. Em 1976 foi introduzido o uso da alumina como fase reforçante na confecção de restaurações cerâmicas. As porcelanas alumínicas resultaram, então, em uma significativa melhora na resistência das mesmas e substituíram quase que completamente as coroas de porcelana feldspática [8].
Em 1983 foi criado o sistema Procera All Ceram. Este sistema caracteriza-se por possuir um casquete sinterizado, extremamente denso, feito de óxido de alumínio, não apresentando porosidades. Este casquete, junto com a cerâmica de corpo, ou seja, a cerâmica que será aplicada sobre o casquete, proporciona à restauração uma resistência mecânica na ordem de 687 MPa, além de apresentar uma excelente translucidez [9,10].
Bessing [11] citou em seu artigo que em 1984 foi introduzido o primeiro sistema de vidro-cerâmico fundível na fabricação de porcelanas dentais denominado Dicor (Dentisply/York Division, Dentisply International, Inc.,York, Pa.)
Também em 1984, Banks [12] descreveu a introdução de outro vidro-cerâmico, o fosfato de cálcio, na produção de porcelanas dentais.
De acordo com Anusavise [13], as cerâmicas adquiriram, nestas duas últimas décadas, propriedades que permitem o seu emprego isoladamente sem a necessidade do reforço com estrutura metálica.
Em 1987, Claus descreveu a técnica Hi-Ceram que utiliza uma infra-estrutura cerâmica de alto conteúdo de alumina na restauração. Posteriormente, em 1990, foi introduzido o sistema Vita In-Ceram, no qual obtém-se um tipo de restauração com uma infra-estrutura de alumina de alta dureza, infiltrada por vidro, possibilitando, inclusive, a confecção de próteses fixas de 03 elementos sem metal [6].
Em 1990 foi lançado no mercado um sistema que emprega calor-pressão, denominado IPS-Empress (Ivoclar) e alguns anos depois o IPS-Empress 2 (Ivoclar), uma cerâmica reforçada por dissilicato de lítio injetada por pressão para confecção de próteses fixas de até 3 elementos totalmente cerâmicas, com resistência flexural da ordem de 350 MPa e excelente translucidez [14].
Probster e Diehl [15] afirmaram que o processo de sinterização da cerâmica In-Ceram ocorre praticamente sem contração e, conseqüentemente, permite uma excelente adaptação da restauração ao dente, enquanto que a infiltração do vidro durante o processo deixa uma estrutura cerâmica praticamente livre de porosidades resultando em alta resistência da restauração ao carregamento mastigatório.
Magne & Belser [16], em uma avaliação clínica de restaurações confeccionadas com cerâmica aluminizada infiltrada por vidro, observaram uma relativa opacidade da alumina. Entretanto, a cerâmica denominada In-Ceram Spinell, reforçada com óxido de magnésio e alumina, apresentou a capacidade de se misturar opticamente com o substrato, resultando em um melhor efeito estético.
Sorensen et al. [17], através de uma pesquisa clínica de 3 anos, avaliaram 61 próteses parciais fixas em dentes anteriores e posteriores confeccionadas de In-Ceram Alumina e concluíram que as cerâmicas reforçadas são 100% confiável para dentes anteriores, não representando o mesmo para dentes posteriores.
Höland et al. [18] analisaram as micro-estruturas dos vidros cerâmicos de IPS-Empress e IPS-IPS-Empress 2 em microscopia eletrônica de varredura. Foram também determinados os valores comparativos das principais propriedades físicas e mecânicas, concluindo-se que as propriedades mecânicas do Empress 2 são superiores ao da primeira versão, principalmente com relação à sua resistência flexural, apresentando valores de 112 MPa e 400 MPa, respectivamente. Os autores concluíram que o IPS Empress 2 pode ser utilizado para fabricar pontes fixas de 3 unidades até o segundo pré-molar.
Lee e Wilson [19] investigaram a resistência à fratura de coroas totais em porcelana aluminizada sobre núcleos coronários com diferentes módulos de elasticidade. A carga necessária para a fratura mostrou-se mais elevada quanto maior fosse o valor de módulo de elasticidade do núcleo. Concluíram que seria apropriado recomendar a utilização de núcleos coronários com alto módulo de elasticidade em dentes que receberiam restaurações de cerâmica pura.
O’Brien [1] após uma revisão dos principais mecanismos de reforço para porcelanas dentais concluiu que todos os novos sistemas de cerâmicas reforçadas, encontrados no mercado são confiáveis para coroas em dentes anteriores, mas podem não apresentar sucesso para coroas totais em dentes posteriores e pontes fixas. Salientou também que a cimentação da restauração utilizando a técnica de adesão à dentina é um fator significante para o sucesso final deste tipo de procedimento, pois reduz concentrações de tensões na coroa cerâmica.
Tinschert et al. [20] avaliaram vários sistemas cerâmicos através de ensaio de resistência flexural, e concluíram que apenas In-Ceram Alumina, Vitadur Alpha (Vita), Zirconia (TZP) e IPS-Empress 2 apresentaram valores mais elevados, sendo estas cerâmicas as mais confiáveis para aplicação odontológica.
Drummond et al. [21] avaliaram a resistência flexural de seis sistemas cerâmicos através de carregamento estático e cíclico, dos quais quatro grupos eram formados por cerâmica reforçada por leucita, um grupo por cerâmica feldspática de baixa fusão e o outro por uma cerâmica experimental reforçada por dissilicato de lítio. Apesar dos valores dos sistemas cerâmicos reforçados serem superiores aos da porcelana feldspática, os autores afirmaram que estes materiais, na cavidade oral, podem ser susceptíveis à fadiga por ciclagem resultando em uma diminuição significante da longevidade das restaurações de cerâmica pura.
Gorman et al. [22] afirmaram que os benefícios dos sistemas de cerâmica fundida injetada por pressão, quando comparados aos métodos tradicionais de sinterização são a diminuição de porosidade, o aumento da resistência flexural e uma excelente adaptação marginal no elemento dental.
Cattell et al. [23] desenvolveram uma formulação experimental de cerâmica reforçada com partículas menores de leucita (1-2µm) para ser fundida e injetada por pressão. Foram realizados ensaios de resistência flexural, e as cerâmicas experimentais tiveram valores maiores (122,8 ± 24,1 MPa) quando comparados aos obtidos pela cerâmica Empress (104,0 ± 23,3 MPa). Os autores concluíram desta forma, que a inclusão de partículas menores de leucita na matriz vítrea, associada a uma distribuição mais homogênea das mesmas, produziu microtrincas mínimas e um aumento significante da resistência flexural.
Kelly et al. [4] relataram as perspectivas das cerâmicas utilizadas para restaurações odontológicas. Os autores determinaram as tensões geradas nas cerâmicas por ensaios de flexão. Os resultados variaram de acordo com o tipo de processamento dos corpos de prova e a metodologia utilizada indicando que as condições de superfície, assim como o processo de fabricação da cerâmica influenciam nos resultados finais. Portanto, devido a estas variáveis, não se deve atribuir valores absolutos de resistência flexural às cerâmicas.
Pfeiffer [24] realizou ensaios de flexão em 20 corpos de prova, sendo 10 deles confeccionados convencionalmente com óxido de alumínio cerâmico do sistema In-Ceram, e os outros 10 corpos de prova utilizando o sistema de Flemming-In-Ceram, onde um vidro é infiltrado no óxido de alumínio cerâmico. O autor concluiu que apesar do sistema Flemming-Ceram ter revelado valores de flexão inferiores ao In-Ceram convencional, o mesmo apresentava valores maiores que o de referência da ISO 6872, que não deve ser menor que 100 MPa.
Num trabalho de verificação de resistência flexural em cerâmicas prensadas de zircônia, Lee [25] variou os valores de pressão/temperatura para a sinterização do pó cerâmico. Tais variações não mostraram diferenças significativas.
Mitchell et al [26] determinaram a resistência flexural de três sistemas cerâmicos pelo ensaio de quatro pontos a uma velocidade de 0.01 in/min. Dois grupos (P e C) eram formados por cerâmica feldspática e um terceiro grupo (V), formado por cerâmica aluminizada. Os corpos de provas com dimensões de 3x3x30mm foram armazenados por sete dias a 22 o C a uma umidade relativa de 50%. Os autores encontraram os seguintes
valores para resistência flexural das cerâmicas: grupo V = 152.26 MPa, grupo P = 95.27 MPa e grupo C = 100.86 MPa.
Inúmeros trabalhos têm sido realizados por diversos autores com o objetivo de determinar a força exata de mastigação. De acordo com Anusavice [13], a força mastigatória pode variar de um individuo para outro dependendo de sua raça, sexo ou idade, além de variar de uma área da boca à outra. Na região dos molares, a variação pode se dar de 400 a 890 N, na região dos pré-molares de 222 a 445 N, e nos dentes anteriores a força de mastigação pode variar de 89 a 334 N.
Imanishi [27] avaliou a distribuição de tensões em um primeiro molar inferior com coras totalmente cerâmicas confeccionados por Dicor, Empress, In-Ceram e Empress 2 através do método de elementos finitos. Primeiramente, os autores simularam um força
mastigatória de 600N aplicada verticalmente na coroa, depois variaram os vetores de força em três pontos, um horizontalmente, outro num ângulo de 45o e o último aplicado
verticalmente, sendo cada vetor com uma carga de 225N. Os autores concluíram que há concentração de tensões na região oclusal e nas áreas de contatos das coroas totalmente cerâmicas posteriores e que a carga 600N, aplicada numa direção horizontal constitui um fator crítico.
2.3.
Princípios de preparos e cimentação para coroas totalmente cerâmicas
Alguns princípios de preparação cavitária no dente que receberá uma prótese devem ser considerados com o intuito de garantir o sucesso do tratamento restaurador. Tais princípios visam, principalmente, o restabelecimento funcional e estético do elemento dental, preservando o máximo de tecido dentário, sem com isso, interferir nas propriedades mecânicas da restauração e no seu desempenho funcional.
2.3.1.
Preservação da estrutura dentária
Com o desenvolvimento das coroas de jaqueta em porcelana iniciado por Charles Henry Land, houve uma mudança nas diretrizes dos preparos dentários, onde os mesmos deveriam, a partir de então, preservar estrutura dentária para que pudesse haver retenção das coroas de jaqueta [28,29,30,31].
Portanto, atualmente preconiza-se que a restauração protética, além de substituir as estruturas dentárias perdidas, deve resguardar o tecido dentinário remanescente. Sempre que possível deve-se manter as superfícies do dente que permaneceram intactas e sadias, preservando, desta maneira, a vitalidade dental.
2.3.2. Retenção
A retenção mecânica diminui a possibilidade de deslocamento da prótese ao longo de seu eixo de inserção. Este deslocamento relaciona-se com o desenho geométrico do preparo dentário no qual será introduzida uma restauração.
Para se obter uma retenção adequada da restauração no dente, as paredes do preparo devem ser as mais paralelas possíveis entre si, com uma ligeira conicidade média de 10° entre as paredes opostas, obtida através da utilização de brocas específicas para o preparo cavitário.
Em 1923, Prothero [3] afirmou que a convergência das paredes axiais deveria estar entre 2o e 5o e mais de 30 anos se passaram até que se preconizassem uma
modificação nestas angulações.
Em 1955, Jorgensen [32] testou a retenção de coroas com várias convergências oclusais no preparo, encontrando maiores valores retentivos para as angulações de 5o.
Wilson e Chan [33] relataram que a máxima retenção de uma restauração acontecia quando a convergência oclusal se encontrava entre 6o e 12o. De acordo com os
autores, o preparo deve ser planejado de modo que mantenha a estabilidade da prótese frente a forças oblíquas, evitando qualquer movimentação da restauração protética quando submetida a forças de mastigação.
Quanto maior for a superfície de preparo, maior será a retenção proporcionada à prótese. A altura ocluso-gengival é um fator importante para a retenção à medida que um preparo mais longo terá mais superfície de dente, portanto, melhor retenção. Logo, em preparos curtos ou com pouca altura de dente deve-se diminuir a conicidade da parede dentária preparada, deixando-a o mais paralela possível. [34]
Entretanto, estudos sobre a geometria da margem cervical, ângulo de convergência das paredes axiais e profundidade dos preparos tem sido considerados contraditórios por diversos autores. [35,36].
2.3.3.
Estabilidade estrutural
O preparo do dente a ser restaurado deve ser realizado de forma que a prótese possa ter uma espessura suficiente de material para resistir às forças oclusais, sem que ocorra uma deformação ou fratura da mesma. Logo, reduções axiais e oclusais insuficientes determinarão uma prótese com paredes finas e sujeita à falhas. Contudo, restaurações com contornos exagerados e que não reproduzam a forma original do dente poderão causar futuros problemas aos tecidos periodontais, indicando que o planejamento cuidadoso do preparo do dente a ser realizado proporciona maiores chances de sucesso ao tratamento restaurador [34].
A espessura de desgaste na região cervical diverge na literatura, embora, nunca deva ser menor que 1 mm, para impedir que a futura coroa tenha um sobrecontorno, ou então, que a espessura da porcelana na região cervical torne-se muito fina, podendo ocorrer fratura, sendo que em ambas as situações há um prejuízo na estética [37].
Finalmente, as paredes do preparo devem ser lisas, assim como os ângulos internos arredondados, objetivando minimizar possíveis concentrações de tensões que poderiam ocasionar trincas na restauração [38].
2.3.4.
Integridade das margens do preparo
A falta de integridade das margens do preparo é um dos principais motivos relacionados ao insucesso de um tratamento restaurador. As margens do preparo devem se localizar, sempre que possível, em regiões onde se possa realizar um acabamento ideal à restauração e onde o paciente possa manter boa higienização, visando impedir eventuais infiltrações na restauração, o que poderia provocar recidivas de cáries.
Peutzfeldt e Asmussen [39] em uma investigação para determinar se a combinação de propriedades físicas refratárias da porcelana poderia aumentar a exatidão marginal de restaurações inlays, demonstraram que porcelanas fabricadas com o sistema
de propriedades combinadas Fortune apresentam menos fendas marginais do que outros sistemas não combinados Polyvest ou Vita produzindo melhor adaptação clínica das restaurações com conseqüente menor camada do agente de união.
Kern et al. [40] relataram que para se manter uma boa integridade marginal, é prudente que o preparo dentário para as restaurações em porcelana tenha, a nível cervical, um bordo de 1 a 2 mm não biselado.
Em um estudo clínico visando mensurar o desgaste de vários tipos de agentes adesivos em sistemas de restaurações inlays de cerâmica e de resina, Donovan e Cho [41] concluíram que os espaços interfaciais denominados gaps variaram consideravelmente para todos os sistemas investigados, sendo que os gaps com dimensões de 100µm a 150µm propiciaram uma maior infiltração marginal aumentando a probabilidade de cáries reincidentes.
Prakki e Carvalho [42] estudaram as características e as considerações clínicas dos cimentos resinosos e observaram que a integridade marginal é influenciada pelo tamanho e forma do espaço entre a restauração e seu agente cimentante, assim como pela viscosidade do cimento utilizado, sendo que espaços superiores a 100µm acarretam de 3 a 14% de perda na qualidade de adesão.
2.3.5.
Cimentação da restauração
O tipo de cimentação utilizada para reter a restauração influencia na sua estabilidade e conseqüente desempenho funcional. A cimentação através de um sistema de condicionamento ácido e adesão química entre a restauração e a dentina minimiza o risco de deslocamento da prótese. O material empregado como agente cimentante deve possuir uma grande adesividade à estrutura dental e ao material restaurador, proporcionando resistência às tensões de tração, compressão e cisalhamento. O condicionamento ácido da dentina e a utilização de um cimento resinoso de baixa viscosidade promovem a retenção da restauração pela polimerização das porções do cimento que penetram nas irregularidades formadas pelo ataque ácido [43].
As coroas estéticas totalmente cerâmicas e as próteses livres de metal devem ser fixadas no elemento dental com cimentos resinosos autopolimerizáveis ou de dupla polimerização. A utilização desses tipos de cimento deve-se ao fato da espessura da restauração limitar a penetração da luz, e com isso, interferir na completa polimerização dos cimentos resinosos do tipo fotopolimerizáveis.
Krejci et al. [44] compararam, através de testes mecânicos como carregamento oclusal, ciclagem térmica, abrasão e degradação química, a adaptação marginal de cerâmicas inlays e demonstraram que os testes causaram uma deterioração marginal das cerâmicas independente da técnica de fabricação usada, reafirmando a necessidade da utilização de adesivos dentinários para selamento da restauração.
Kato [45] avaliou a presença, localização e extensão de gaps interfaciais de contração em cerâmicas inlays cimentadas com diversas resinas compostas em cavidades dentárias. A espessura do filme de cimento foi de 200µm e os resultados obtidos revelaram a ausência de gaps marginais, porém gaps de contração ocorreram por toda interface dentina-cimento variando de 1.6 a 7.1 µm, não ocorrendo na interface cimento-cerâmica.
Cho et al. [46] avaliando a variação de design dos preparos cavitários relatou que a influência do filme de agentes cimentantes resinosos na interface do material restaurador e do dente, e concluíram que, levando em conta propriedades físicas e clínicas de agentes cimentantes resinosos, a espessura do cimento na ordem 100 µm permite uma ótima performance.
Mou et al [47] afirmaram, baseados em estudos de resistência de cimentos adesivos que uma cimentação entre 50 a 100 µm tem sido considerada aceitável. Sedimentam ainda que uma angulação de paredes axiais ideal é a que margeia os 10o de
convergência.
Rosentritt et al. [48] sugeriram que a interface de cimento resinoso não deve exceder 100 µm. Além disso, uma camada muito espessa de cimento resinoso abaixo da restauração poderia reduzir o suporte dentário levando a fratura da cerâmica.
2.4.
Configurações de terminações cervicais em preparos dentários para coroas totalmente cerâmicas.
As restaurações cerâmicas, principalmente aquelas introduzidas no segmento posterior da boca, requerem alguns procedimentos para garantir sua longevidade. Uma prótese somente irá durar no meio bucal se suas margens estiverem perfeitamente adaptadas ao preparo, isto é, adaptadas à linha de contorno marginal do preparo. Logo, dentre os procedimentos relativos à técnica de preparação do dente que receberá uma futura restauração, pode-se relacionar os tipos de terminações cervicais ou limites cervicais do preparo dental como de fundamental importância. Todo limite cervical deve ser preparado em tecido dentário, preferencialmente em esmalte, e deve ser uniforme e liso [37].
2.4.1.
Terminação cervical em ombro ou degrau
Neste tipo de término, representado na Figura 1, a parede axial do preparo dental deve formar um ângulo de 90° com a parede cervical, proporcionando uma linha nítida e definida nesta região. O degrau formado por esta angulação permite uma boa espessura do material restaurador, diminuindo os riscos de fratura e melhorando a estética devido ao espaço aumentado. O desgaste desta região deve ser de 1,5 a 2,5 mm para coroas totalmente cerâmicas, o que propicia um adequado volume de material e geometria que, normalmente, não ocasionam deformações permanentes, o que significa em termos clínicos, fratura da coroa [49,50].
Figura 1 - Terminação cervical em ombro [49].
2.4.2.
Terminação cervical em ombro arredondado
Este tipo de terminação cervical é similar à anterior (ombro reto), também formando um plano cervical de 90o com o plano axial, porém arredondado nas junções
das paredes cervicais com as paredes axiais, ou seja, arredondado na linha entre as duas paredes perpendiculares. Tal arredondamento visa minimizar concentrações de tensões nesta região que poderiam ocorrer devido à existência de ângulos “vivos”. O desgaste deve ser realizado com uma espessura de 1,5 mm a 2,5 mm para as coroas totalmente cerâmicas [49].
2.4.3.Terminação cervical em chanfro
Figura 2 - Terminação cervical em chanfro [49].
Neste tipo de término, visualizado em detalhes na figura 2, as paredes axiais são preparadas com suas terminações em forma de meia-lua até a região cervical. Este tipo de preparo fornece uma linha terminal bem definida facilitando a visualização dos contornos da restauração, além de permitir uma espessura de material restaurador suficiente para resistir às cargas oclusais, dada a distribuição uniforme de esforços. O desgaste deve ser feito com espessura de 1,5 mm a 2,5 mm para coroas totalmente cerâmicas. Tal preparo tem sido largamente empregado na maioria das coroas totais, tanto metalo-cerâmicas como totalmente metálicas ou totalmente cerâmicas [49,50].
A ocorrência de tensões relacionadas à terminação cervical de coroas totalmente cerâmicas foi investigada por Goodacre et al. [51]. Os autores mensuraram as tensões originadas por carregamentos em coroas totalmente cerâmicas cimentadas em pré-molares com terminações do preparo em chanfro, em ombro e em ombro arredondado. Os resultados demonstraram que as terminações em chanfro eram significativamente menos resistentes que as demais. Os autores afirmaram ainda, que nenhum estudo
científico comprova que a terminação cervical em chanfro é melhor do que os outros tipos de terminações cervicais.
Entretanto, Edelhoff et al. [52] concluíram, em seus estudos, que coroas totalmente cerâmicas em dentes anteriores naturais cimentadas com agentes resinosos não apresentavam diferenças significativas quanto às terminações cervicais em ombro, ombro arredondado ou chanfro. Concluíram, portanto, que as terminações tanto em ombro como em chanfro podem ser recomendadas para coroas totais de cerâmica pura.
Goodacre et al. [51] após um estudo sobre preparos dentários para coroas totais, concluíram que a seleção do tipo de terminação cervical para coroas totalmente cerâmicas deveria ser feita pela preferência pessoal do profissional e pela condição específica de cada caso. Também concluíram que tanto o ombro quanto o chanfro podem ser utilizados em coroas totais metal free.
2.5.
Método de elementos finitos
A industria aeroespacial, com o objetivo de simplificar soluções complexas, desenvolveu a teoria dos elementos finitos na década de 50 [53].
Segundo Kitoh et al. [53] o método de elementos finitos foi teorizado por Turner et al. [54] e, desde então, vem sendo aplicado na análise de várias situações presentes na engenharia, particularmente em transferência de calor e mecânica dos sólidos e fluidos.
Porém, de acordo com Huebner e Thornton [55], este método foi utilizado pela primeira vez em 1960 por Clough em um estudo sobre problemas de elasticidade plana. A partir do trabalho de Clough, este método foi utilizado extensivamente para análise de tensões lineares, deflexão e vibração em diversas áreas da engenharia.
Na verdade, não se sabe ao certo de quem foi à autoria do método de elementos finitos, nem a data precisa em que surgiu. Contudo, matemáticos, físicos e engenheiros vêm trabalhando extensivamente na evolução deste método desde o início de sua elaboração.
Figura 3 - Modelo a ser processado.
Tal metodologia baseia-se na confecção de um modelo matemático que representa geometricamente o objeto a ser analisado, como exemplificado na Figura 3.
Figura 4 - Colocação da malha.
Este modelo é subdividido em um determinado número de células denominadas elementos (como o exemplo da Figura 4), que podem se apresentar em formato triangular linear ou quadrático, dependendo da geometria do modelo e do tipo de análise que será realizada [56].
elemento
nó
Figura 5 - Visualização dos nós.
Cada elemento é definido por um número determinado de pontos denominados nós (Figuras 4 e 5). Em um modelo bidimensional, os nós são localizados através de um sistema de coordenadas cartesianas ortogonais, nos eixos X e Y, interligando os respectivos elementos.
Figura 6 - Imposição das condições de contorno.
O conjunto resultante é denominado malha. Atribuem-se aos elementos da malha, propriedades iguais às dos materiais que esses representam no modelo físico real, para posteriormente conferir as mesmas condições de vínculo e carregamento que se desejam estudar no modelo físico real [57]. Este passo pode ser identificado na Figura 6.
FORÇA R E S T R I Ç Õ E S
Figura 7 - Representação gráfica das tensões.
Os resultados são fornecidos pelo programa através de uma representação gráfica colorida onde se visualiza as áreas mais submetidas às tensões, comparando-as com uma escala de cor. Observa-se esta etapa no exemplo da Figura 7.
Após a obtenção dos resultados, os mesmos são comparados com os limites admissíveis do projeto.
Pode-se, então, sintetizar a análise por elementos finitos em três passos: pré-processamento, processamento propriamente dito e pós-processamento [58].
O pré-processamento é a etapa onde se prepara o problema que será solucionado. Nesta etapa, modela-se o fenômeno a ser estudado com simplificações que venham a facilitar a análise sem, contudo, influenciar negativamente nos resultados. A seguir, escolhe-se os elementos que constituirão a malha. Logo, o modelo é discretizado, ou seja, subdividido em um número equivalente de elementos finitos, os quais podem ser
triângulos ou quadriláteros para modelos bi-dimensionais ou tetraedros e hexaedros para modelos tri-dimensionais. Os elementos são interligados por nós, que podem ser internos ou externos. Os deslocamentos destes nós são as incógnitas do problema. A partir deste ponto, introduz-se as condições de contorno do problema, que se caracterizam como as restrições dadas ao modelo, assim como o carregamento a ser aplicado. Finalmente, introduz-se no programa as propriedades elásticas dos materiais envolvidos nas simulações.
A etapa do processamento propriamente dito ou módulo de solução, depende da configuração da etapa anterior. A solução baseia-se num algoritmo numérico que objetiva solucionar eficientemente uma equação diferencial com todas as condições impostas ao modelo na primeira etapa. Em certos casos, como na deformação de corpos elásticos, os deslocamentos nodais são as variáveis em estudo para a solução. Muitas vezes, entretanto, outras variáveis como tensões e deformações, devem ser calculadas. Em geral, tensões e deformações são proporcionais às derivadas dos deslocamentos.
Finalmente, no pós-processamento, tem-se uma perfeita visualização dos resultados, os quais apresentam ferramentas para procurar, mostrar e conseguir novos cálculos para a análise [59].
Atualmente, o método dos elementos finitos tem sido utilizado na análise de estruturas referentes à cavidade oral, principalmente devido a fato de tal metodologia ser capaz de reproduzir com mais eficácia a fisiologia da mastigação. Diante da recente demanda de novos materiais utilizados na odontologia, este método tem sido bastante útil na avaliação do comportamento mecânico tanto dos materiais restauradores como das estruturas dentárias quando submetidas à esforços funcionais.
Apesar das análises numéricas com modelos tri-dimensionais descreverem com mais exatidão o estado de tensões da estrutura, os modelos bi-dimensionais são preferencialmente adotados pelos autores. Tal fato justifica-se pela complexidade das estruturas da cavidade oral, o que dificulta a modelagem precisa dos componentes envolvidos na simulação [60].
Mori et al. [61] estudaram pelo método dos elementos finitos a distribuição de tensões internas geradas sob carga axial de 30 kgf. aplicada em três pontos em um dente natural hígido e em um dente restaurado. Os resultados indicaram maior acúmulo de tensões na metade vestibular tanto no dente hígido quanto no dente restaurado, sendo que as tensões foram mais intensas no ponto de aplicação das cargas nos dois modelos.
No dente restaurado, as tensões foram maiores devido ao maior módulo de elasticidade dos materiais restauradores, demonstrando que existem diferenças na distribuição das tensões no dente e na base óssea dos dois modelos.
Tanaka et al. [62] analisaram as tensões em um incisivo central superior e um primeiro molar inferior sob carga obliqua utilizando o método dos elementos finitos. Os resultados sugeriram que o carregamento oblíquo no dente estirou a superfície de esmalte próxima à junção esmalte-cemento causando deformação plástica nesta região.
Imanishi et al. [27] avaliaram a distribuição de tensões em coroas posteriores de cerâmica pura através do método de elementos finitos. As cerâmicas avaliadas foram de camada simples Dicor e Empress e de camada dupla In-Ceram e Empress 2. Foram simuladas a máxima força de mordida (600 N aplicados verticalmente sobre as coroas), e a força de mastigação (225 N aplicados verticalmente, com angulação de 45o e
horizontalmente nas coroas). Os autores concluíram que a resistência das áreas de contato oclusais são importantes para a integridade das coroas cerâmicas posteriores.
