Artigo original Original article
Análise das tensões sobre os dentes e núcleos intrarradiculares
variando o material e a quantidade de remanescente coronário
pelo método 3D de elementos finitos
Intraradicular core and teeth tensions analysis with variation of material and
quantity of coronary remanescent by the 3d finite element method
Guilherme Berger1
Maria Fernanda Pivetta Petinati2 Ariane Lima de Cristo2 Marco Antônio Amorim Vasco3 Ederson Aureo Gonçalves Betiol4 João Rodrigo Sarot5
1 Dr. em Odontologia – PUCPR, Prof. Adjunto de Prótese Fixa – UFPR. 2 Graduanda em Odontologia – UFPR.
3 Me. e Dr. em Reabilitação Oral.
4 Dr. em Prótese Dentária, Prof. Adjunto de Prótese Dentária – UFPR. 5 Dr. emImplantodontia – UFSC, Prof. Adjunto – UFPR.
E-mail do autor: ge.berger@ufpr.br Recebido para publicação: 16/06/2015 Aprovado para publicação: 30/07/2015
Como citar este artigo:
Berger G, Petinati MFP, Cristo AL, Vasco MAA, Betiol EAG, Sarot JR. Análise das tensões sobre os dentes e núcleos intrarradiculares variando o material e a quantidade de remanescente coronário pelo método 3D de elementos finitos. Full Dent. Sci. 2018; 9(36):87-95.
DOI: 10.24077/2018;936-8795
Resumo
Um fator de insucesso bastante frequente na terapia com núcleos metálicos fundidos é a fratura radicular dos dentes suportes. Essa situação é afetada pela quantidade de estrutura coronária remanescente, bem como o tipo de liga metálica utilizado. O objetivo deste estu-do é comparar as tensões e sua distribuição em um dente incisivo central superior. Para isto, este dente foi reconstruído virtualmente a partir de uma tomografia computadorizada e, por fim, exportado para um software de edição de modelos visuais Ansys Design Modeler v10 (Ansys Inc., Canonsburg, PA, EUA). Foram analisados ainda, neste trabalho, a variação de três fatores de projeções dentinárias, bem como suas interações. Houve a criação de grupos: um modelo controle sem projeção e outros catorze modelos variando a projeção dentinária e o material utilizado na confecção do núcleo metálico fundido. A disponibilidade de 1,5 mm de estrutura dentária cervical remanescente, que proporciona o efeito férula, aumenta a resistência à fratura da raiz, fratura do núcleo e deslocamento do núcleo. A presença da férula resulta, também, em uma menor tensão na dentina do que a sua ausência. Dessa for-ma, a presença da férula, a altura do remanescente e o material utilizado para a confecção do núcleo metálico fundido são variáveis que afetam diretamente as tensões que atuam sobre o dente tratado endodonticamente.
Descritores: Análise de elementos finitos, fraturas dos dentes, pinos dentários.
Abstract
A frequent failure factor in the therapy with molten metal cores is the root fracture of tooth holders. This situation can be affected by the quantity of coronary remanescent structure as well as the type of alloy used. The aim of this study is to compare the tensions and their distribution in a maxillary central incisor tooth. Therefore, this tooth was virtually reconstructed from a computed tomography and finally exported to a visual models editing software Ansys Design Modeler v10 (Ansys Inc., Canonsburg, PA, USA). In this work were also analyzed the variation of three factors of dentin projections, as well as their interactions. There was the creation of groups: a model control without projection and fourteen other
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models varying the dentin projection and the material used in the manufacturing of the molten metal core. The availability of 1.5 mm remanescent cervical tooth structure, which provides the ferrule effect, increases resistance of root fracture, of core fracture, and core displacement. The ferrule presence also results in less tension on dentin than in its absence. Thus, the presence of ferrule, the remanescent height and the material used to manufac-ture the molten metallic core are variables that directly affect the tensions actuating on the endodontically treated tooth.
Descriptors: Finite element analysis, tooth fractures, dental pin.
Introdução
Dentes tratados endodonticamente apresentam alto risco de falhas biomecânicas, pois sofreram alte-ração na morfologia e na arquitetura tornando-se mais frágeis devido à perda de estrutura dental, por fratura, por cárie ou durante o próprio procedimento endodôn-tico – acesso coronário, radicular e instrumentação18.
Procedimentos reabilitadores com núcleos intrarra-diculares são amplamente utilizados para reconstruir dentes tratados endodonticamente com moderada a grave perda de estrutura dentária coronal e reter as restaurações definitivas7,17. Devem ser criteriosamente
selecionados para reduzir a incidência de fraturas ra-diculares e preservar a raiz, se ocorrer falha, no entan-to, a permanência desses dentes em boca dependerá da condição do dente, da sua restauração e também do tipo de núcleo intrarradicular8,15. A disponibilidade
de 2,0 mm de estrutura coronária entre o término de preparação da coroa e a junção dente/núcleo tem sido idealizada para fornecer um efeito férula, aumentando a resistência à ruptura e fratura e impedindo o desloca-mento do núcleo3. Dejak;Mlotkowski2 (2013)
mostra-ram que dentes restaurados com núcleo intrarradicular e com a presença de férula reduzem as tensões sobre a dentina. Os autores, ainda, relataram que dentes res-taurados com núcleo metálico fundido apresentaram maior resistência à fratura que dentes restaurados com pino de fibra de vidro. Esta concepção reforça a resis-tência mecânica do dente despolpado por distribuir as forças sobre a estrutura do dente remanescente1,19,21.
Quando a férula está presente, as tensões são re-distribuídas nas regiões externas do terço cervical da raiz, assim uma possível fratura nesta área pode ser re-parada. Quando a férula está ausente, forças oclusais devem ser resistidas exclusivamente por um núcleo que pode eventualmente fraturar, caso contrário, uma fra-tura vertical pode ocorrer na raiz6.
Para núcleos personalizados, a presença de férula de 2 milímetros promoveu um aumento da resistência à fratura em relação aos dentes sem férula e em rela-ção aos dentes com pinos pré-fabricados22. Segundo
Zhi-Yue;Yu-Xing22 (2003), os núcleos personalizados
preenchem melhor o espaço no interior do canal que os pré-fabricados, desta forma, esses núcleos modela-dos podem transferir a tensão oclusal de forma melhor.
O Método dos Elementos Finitos (MEF) tem como objetivo a determinação do estado de tensão e de de-formação de um sólido de geometria arbitrária sujeito a ações exteriores, através da resolução de grandes siste-mas de equações lineares com auxílio de softwares. O conhecimento da distribuição de tensões é importante para a compreensão da fadiga produzida10.A
distribui-ção da tensão dentro do complexo dente - restauradistribui-ção é determinada pela geometria entre o remanescente dentário e o material restaurador10.Portanto, torna-se
importante conhecer a quantidade de tensões que po-dem ser geradas durante a mastigação4. Os testes in vi-tro podem simular as condições próximas a da realida-de, mas são demorados e apenas um número limitado de amostras pode ser testado. A análise pelo método de elementos finitos permite a simulação de qualquer situação, mas a precisão dos resultados depende de construção de um modelo adequado12.Assim, o
obje-tivo deste estudo foi desenvolver um modelo de um dente incisivo central superior criado virtualmente atra-vés do método 3D de elementos finitos, comparando as tensões e sua distribuição, por meio da variação da altura do remanescente dentário e o material restaura-dor, para auxiliar sua indicação na clínica odontológica.
Materiais e métodos
Reconstrução virtual de tomografia computado-rizada
Um incisivo superior direito hígido extraído devido ao comprometimento periodontal foi selecionado para a fase inicial deste trabalho. Este dente foi submetido ao exame de tomografia computadorizada em cortes transversais de 0,05 mm de distância, perfazendo um total de 474 cortes do dente. Esses cortes foram gra-vados em figuras bimap de resolução 512x512 pixels e importados para um programa de processamento de imagens e reconstrução digital (software desenvolvido pelo programa de pós-graduação em métodos numé-ricos e engenharia da Universidade Federal do Paraná). O programa reconstruiu digitalmente o dente, resul-tando em um modelo 3D (Figura 1).
Edição dos modelos
Após a reconstrução virtual, o modelo 3D foi ex-portado para o software Ansys DesignModeler (Ansys Incorporation, Canonsburg, Pennsylvania, EUA) para edição do modelo virtual. O modelo do dente teve o comprimento da raiz no sentido inciso-apical aumen-tado com a finalidade de permitir uma proporção raiz--coroa adequada para a colocação de pino intracanal, mais o selamento apical com guta percha típico de um tratamento de canal, sem, entretanto, perder caracte-rísticas anatômicas de um incisivo central normal (Fi-gura 2).
Foram criados modelos virtuais com tratamento endodôntico e preparo para coroa total. Todos os mo-delos possuem as seguintes características (Figura 3):
• Um canal dentário obedecendo à lei dos ter-ços no sentido mésio-distal e de preparo ex-pulsivo para cervical;
• Uma coroa total de cobalto-cromo com pelo menos 1 mm de espessura com exceção da região incisal onde apresenta 2 mm aproxima-damente;
• Preparo para coroa total em forma de chanfra-do com ângulo entre linha de término e chan-frado de 135 graus;
• Guta percha preenchendo a porção apical do canal radicular, com 4 mm de comprimento intracanal;
• Um núcleo intrarradicular fundido de cobalto--cromo ou ouro dependendo do modelo; • Cimento de fosfato de zinco entre coroa e
pino com 0,1 mm de espessura;
• Cemento radicular entre a dentina e o liga-mento periodontal de espessura entre 0,1 mm na porção cervical até 0,3 mm na porção ra-dicular;
• Ligamento periodontal ao redor da raiz com aproximadamente 0,25 mm de espessura; • Osso cortical ao redor do dente e na porção
superior da crista óssea com aproximadamen-te 0,7 mm de espessura;
• Osso medular preenchendo a parte interna da porção óssea;
• Terço incisal de um dente antagonista simu-lando um contato dentário, com ângulo de contato em 135º em relação ao longo eixo do dente e localizado no terço médio da coroa no sentido inciso-cervical.
Figura 1 – Reconstrução digital a partir de tomografia.
Figura 2 – Foto do modelo após edição da porção
radi-cular.
Figura 3 – Vista em corte lateral demonstrando coroa (1 e 2), dente antagonista (3), cimento de fosfato de zinco coronário (em azul escuro) (4), cimento de fosfato de zin-co radicular (em azul claro) (5), dentina (6), cemento (em marrom) (7), guta percha (8), ligamento periodontal (9), osso cortical (10) e osso medular (11). Observe a propor-ção de 1:1 na relapropor-ção coroa-raiz protética.
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Três fatores de variação e suas interações foram analisados neste trabalho. O primeiro fator de variação modificou o abraçamento do núcleo, com projeções dentinárias acima da linha de término de 2 mm, 1,5 mm e 1 mm. Independente do modelo, foi
estabele-cida uma espessura de 1 mm circundando-o todo e a expulsividade do preparo foi modelada em 6 º graus.
Como modelos controles foram criados modelos sem nenhuma projeção dentinária acima da linha de tér-mino com núcleo de ouro e núcleo de cobalto-cromo. Os fatores de variação foram cruzados resultando em 14 modelos, como descritos abaixo (Figuras 4 a 10). Modelo 1 ou controle: ausência de projeção dentinária acima da linha de término, com núcleo fundido de liga áurea;
Modelo 2: semelhante ao modelo 1, mas com núcleo fundido de cobalto-cromo;
Modelo 3: projeção dentinária de 2 mm acima da linha de término, platô sem bisel e núcleo em liga áurea; Modelo 4: projeção dentinária de 2 mm acima da linha de término, platô com bisel e núcleo em liga áurea; Modelo 5: projeção dentinária de 2 mm acima da linha de término, platô sem bisel e núcleo em liga de cobalto-cromo;
Modelo 6: projeção dentinária de 2 mm acima da linha de término, platô com bisel e núcleo em liga de cobalto-cromo;
Modelo 7: projeção dentinária de 1,5 mm acima da linha de término, platô sem bisel e núcleo em liga áurea; Modelo 8: projeção dentinária de 1,5 mm acima da linha de término, platô com bisel e núcleo em liga áurea; Modelo 9: projeção dentinária de 1,5 mm acima da linha de término, platô sem bisel e núcleo em liga de cobalto-cromo;
Modelo 10: projeção dentinária de 1,5 mm acima da linha de término, platô com bisel e núcleo em liga de cobalto-cromo;
Modelo 11: projeção dentinária de 1 mm acima da linha de término, platô sem bisel e núcleo em liga áurea; Modelo 12: projeção dentinária de 1 mm acima da linha de término, platô com bisel e núcleo em liga áurea; Modelo 13: projeção dentinária de 1 mm acima da linha de término, platô sem bisel e núcleo em liga de cobalto-cromo;
Modelo 14: projeção dentinária de 1 mm acima da linha de término, platô com bisel e núcleo em liga de cobalto-cromo;
Figura 4 – Modelos 1 e 2. Figura 5 – Modelos 3 e 5.
Figura 10 – Modelos 12 e 14.
Figura 8 – Modelos 8 e 10. Figura 9 – Modelos 11 e 13.
Simulação
Todos os modelos foram exportados do Design-Modeler para o software de simulação de elementos finitos Ansys Workbench V10. SP1 (Ansys Inc., Ca-nonsburg, PA, EUA). Cada elemento dos modelos foi configurado com um módulo de elasticidade e coefi-ciente de Poisson retirados da literatura. A coroa foi considerada como feita de cobalto-cromo fundido, raiz como dentina tratada endodonticamente e o dente
antagonista como esmalte. Os diferentes valores das propriedades mecânicas se encontram na Tabela 1. As estruturas foram consideradas isotrópicas, homogêne-as e linearmente elástichomogêne-as.
Alguns contatos entre as diferentes estruturas fo-ram considerados como friccionais, permitindo des-lizamentos e formação de espaços para se aproximar de uma situação real. Embora o coeficiente de fricção varie de acordo com diversos fatores, para simular uma cimentação com cimento de fosfato de zinco, foi usa-do um coeficiente de 0,220 nas uniões entre dentina/
cimentos, coroa/cimento e cimento coronário/cimento radicular. As outras áreas de contato foram considera-das como união perfeita. As simulações foram do tipo não linear em relação ao contato. Suportes rígidos fo-ram adicionados nas faces externas do osso medular e cortical com exceção da crista superior, e uma força de 100N foi aplicada no dente antagonista. Todos os modelos foram então resolvidos (Windows XP X64, processador Intel Core 2 Quad, 8 Gb memória RAM), a plotagem gráfica e numérica dos dados registradas, avaliadas e comparadas.
Tabela 1 – Propriedades mecânicas dos materiais.
Material Módulo de Young (em GPa) Coeficiente de Poisson
Cobalto-cromo (1) 218 0,33 Guta percha (2) 0,00069 0,45 Osso cortical (2) 13,7 0,30 Osso medular (2) 1,37 0,30 Ligamento periodontal (2) 0,0689 0,45 Esmalte (3) 84,1 0,2 Dentina (2) 18,6 0,31
Cimento de fosfato de zinco (2) 22,4 0,25
Cemento dentário (4) 15 0,31
Liga áurea para pinos intracanais (5) 93 0,33
Resultados
Foram realizadas análises quantitativas (Tabela 2) e qualitativas (Figuras de 11 a 25). A Tabela 2 cita os resultados dos picos de tensões e a relação entre os diferentes modelos.
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Tabela 2 – Tensões máximas de tração e compressão.
Modelo Tração (MPa) Compressão (MPa) (tensão de tração)Porcentagem
Modelo 1 ou controle A+E 50,17 31,42 100%
Modelo 2 A+F 39,57 26 78,87% Modelo 3 B+C+E+G 19,91 19,69 39,68% Modelo 4 B+d+E+G 18,8 19,79 37,47% Modelo 5 B+C+F+G 16,87 17,62 33,62% Modelo 6 B+d+F+G 15,96 17,57 31,81% Modelo 7 B+C+E+H 20,28 19,95 40,42% Modelo 8 B+d+E+H 16,96 19,85 33,80% Modelo 9 B+C+F+H 17,02 17,61 33,92% Modelo 10 B+d+F+H 14,15 17,72 28,20% Modelo 11 B+C+E+I 19,69 23,07 39,25% Modelo 12 B+d+E+I 24,84 66,19 49,51% Modelo 13 B+C+F+I 16,23 19,03 32,35% Modelo 14 B+d+F+I 20,06 54,18 39,98%
A = Fator de variação: ausência de projeção dentinária. B = Fator de variação: presença de projeção dentinária. C = Fator de variação: sem bisel no platô. d = Fator de variação: com bisel no platô. E = Fator de variação: pino de ouro. F = Fator de variação: pino de cobalto--cromo. G= Projeção dentinária de 2 mm. H= Projeção dentinária de 1,5 mm. I= Projeção dentinária de 1 mm.
Figura 11 – Modelo 1 ou controle A+E. Figura 12 – Modelo 2 A+F.
Figura 13 – Modelo 3 B+C+E+G. Figura 14 – Modelo 4 B+d+E+G.
Figura 15 – Modelo 5 B+C+F+G. Figura 16 – Modelo 6 B+d+F+G.
As concentrações das tensões de tração são as mais deletérias para a dentina radicular. Os modelos 1, 2, 12 e 14 são os que expressam os maiores picos e as maiores divergências, por este motivo serão os mais comentados. No modelo 1, controle, com ausência de projeção dentinária acima da linha de término, com pino fundido em liga áurea, as tensões de compressão e tração apresentaram suas concentrações em locais específicos. O valor máximo da tensão de compressão nesse modelo foi de 31,42 MPa. No terço cervical, na face vestibular do pino, encontra-se o pico de tensão de tração, além disso, nessa região estendendo-se para face palatina do pino, está localizada uma grande área de tensão de tração. Ainda na face vestibular da por-ção cervical da dentina existe uma concentrapor-ção de forças de tração no ângulo formado com a linha de término. Na face palatina da dentina no terço médio está presente uma concentração de força de tração, a qual se estende para porção cervical. O valor máximo da tensão de tração nesse modelo foi de 50,17 MPa.
No modelo 2 com ausência de projeção dentiná-ria acima da linha de término, com pino fundido em
Figura 25 – Tensões de tração na dentina e no cemento. As tensões negativas na escala (em cinza) se referem às tensões
de compressão.
Figura 19 – Modelo 9 B+C+F+H. Figura 20 – Modelo 10 B+d+F+H.
Figura 21 – Modelo 11 B+C+E+I. Figura 22 – Modelo 12 B+d+E+I.
Figura 23 – Modelo 13 B+C+F+. Figura 24 – Modelo 14 B+d+F+I.
liga cromo-cobalto, as tensões de compressão e tração apresentaram suas concentrações em locais específi-cos. O valor máximo da tensão de compressão nesse modelo foi de 26 MPa. No terço cervical, na face vesti-bular do pino, encontra-se o pico de tensão de tração, além disso, nessa região estendendo-se para face pala-tina do pino está localizada uma grande área de tensão de tração. Ainda na face vestibular da porção cervical da dentina existe uma concentração baixa de forças de tração no ângulo formado com a linha de término. Na face palatina da dentina no terço médio está presente uma concentração de força de tração. O valor máximo da tensão de tração nesse modelo foi de 39,57 MPa.
No modelo 12 com projeção dentinária de 1 mi-límetro acima da linha de término, platô com bisel e pino em liga áurea, as tensões de compressão e tração apresentaram suas concentrações em locais específi-cos. O valor máximo da tensão de compressão nesse modelo foi de 66,19 MPa. Na porção da projeção den-tinária, na região vestibular do pino, encontra-se o pico da tensão de tração, assim como, nessa mesma por-ção na dentina próximo à linha de término, nota-se a
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atuação da força de tração em grande intensidade. Na porção cervical e média apresenta-se alta concentração de tração na região mais externa da dentina na face palatina, sendo atenuada com a dissipação para o res-tante da dentina. É possível observar a predominância da força de tração, em concentrações não tão elevadas no pino da porção da projeção até a cervical e na por-ção apical. O valor máximo da tensão de trapor-ção nesse modelo foi de 24,84 MPa.
No modelo 14 com projeção dentinária de 1 mi-límetro acima da linha de término, platô com bisel e pino em liga áurea, as tensões de compressão e tração apresentaram suas concentrações em locais específi-cos. O valor máximo da tensão de compressão nesse modelo foi de 54,18 MPa. Na porção da projeção den-tinária, na região vestibular do pino, encontra-se o pico da tensão de tração, assim como, nessa mesma por-ção na dentina próximo à linha de término, nota-se a atuação da força de tração. Na porção cervical e média apresenta-se concentração de tração na região mais externa da dentina na face palatina, sendo atenuada com a dissipação para o restante da dentina. É possível observar a predominância da força de tração, em con-centrações não tão elevadas no pino da porção da pro-jeção até a cervical e na porção apical. O valor máximo da tensão de tração nesse modelo foi de 20,06 MPa.
Discussão
O estudo mostrou que o aumento da altura da férula influenciou na diminuição das tensões de tração e compressão. O módulo de elasticidade do cobalto--cromo é 218 GPa e o da dentina é 18,6 GPa, portanto, é um material mais rígido que a dentina. Os modelos mostraram que apesar do cobalto-cromo ser mais rígi-do que a dentina, ele irá apresentar menor intensidade nas tensões de tração, independente do tamanho da projeção dentinária remanescente e da presença da férula, assim como estudo de Eraslan et al.5 (2009) que
revelou que o aumento no módulo de elasticidade do material utilizado no pino diminuiu a tensão na denti-na. Entretanto, Dejak;Mlotkowski2 (2013) divergem
so-bre esta questão, em que a rigidez do material utilizado como pino tem um efeito crítico sobre os níveis de ten-sões exercidos sobre a dentina. Ambos os autores são coerentes em relação à presença da férula que resulta em uma menor tensão na dentina do que a ausência da férula. Santos-Filho et al.16 (2014) também
concluí-ram que a presença de férula é o fator determinante da tensão, distribuição das cargas e resistência à fratura, assim como os resultados deste trabalho.
O Método do Elemento Finito (MEF) proporcionou ao estudo a adaptação ideal de pinos intrarradiculares, fato que nem sempre é alcançado clinicamente. Este método (MEF) mostrou que núcleos metálicos fundi-dos com módulo de elasticidade maior apresentaram
áreas de tensões de menor intensidade, que núcleos metálicos de módulo menor. A desadaptação causa pontos de tensão que propiciam fraturas. As vantagens dos retentores fundidos estão relacionadas à sua alta rigidez e melhor adaptação ao canal, o que favorece características antirrotacionais11.
Na região cervical foi encontrado o pico máximo de tensão de tração, tornando-se uma área mais sus-ceptível a fraturas catastróficas. Conforme Pierrisnard et al.14 (2002), o terço cervical da raiz é o local
expos-to ao maior estresse. A presença da férula promoveu uma atenuação das tensões, as quais permaneceram no mesmo local, porém em uma intensidade menor. Essa diminuição poderá reduzir as chances de fraturas catastróficas. Segundo alguns autores6,13,22, dentes
pre-parados com férula apresentam uma menor tendência para fraturas irreparáveis.
Em relação à altura do remanescente dentário, os que apresentavam 1 mm reduziram a capacidade de travamento da coroa, alterando a localização do pico de tração em relação aos outros modelos. O efeito férula está relacionado ao abraçamento de 360 graus da coroa, envolvendo o perímetro das paredes pre-paradas de dentina, estendendo cervicalmente até o término do preparo11. Devido à pequena quantidade
de remanescente dentário (1 mm), houve a perda do efeito férula. Entretanto, para Ma et al.9 (2009), 1 mm
foi considerado suficiente para aumentar a resistência à fratura.
Analisando tensões de Von Mises, foi observado que o estresse diminuiu com o aumento da altura do remanescente, independente do material utilizado. No entanto, a diferença em valores de tensões foi peque-na5. Porém, neste estudo os dentes com remanescente
de 1,5 mm apresentaram menor intensidade das áreas de tensões em relação aos de 2 mm, e o material usado para confecção do núcleo metálico fundido influenciou na variação das tensões.
Conclusão
A partir desta pesquisa foi possível concluir: - Quando a férula está presente, as tensões perma-neceram no mesmo local, porém, ocorreram em menor intensidade nas regiões da superfície exterior do terço cervical da raiz ou no núcleo metálico fundido, assim uma possível fratura nesta área poderia ser reparada.
- O cobalto-cromo, quando em uma adaptação ideal, promoveu menores tensões sobre a estrutura dentária, quando comparado à liga áurea.
- A disponibilidade de 1,5 mm da altura coronária remanescente com a férula aumenta a resistência à fra-tura, impedindo o deslocamento do núcleo metálico.
- Remanescente coronário de 1 mm com férula não se apresentou tão eficiente quanto dimensões maiores.
remanescente coronário e o material utilizado para a confecção do núcleo metálico fundido são variáveis que afetam diretamente as tensões que atuam sobre o dente tratado endodonticamente.
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