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MAÍRA DAYSÊ MOREIRA SERRA E SILVA

ANÁLISE DA PASSIVIDADE E ADAPTAÇÃO DE INFRAESTRUTURAS DE TI

COM SOLDAGEM A LASER VERTICAL E HORIZONTAL DE BORDA, CILINDRO CIMENTADO OU PROCESSO CAD/CAM

PIRACICABA

2013

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UNIVERSIDADE ESTADUAL DE CAMPINAS

FACULDADE DE ODONTOLOGIA DE PIRACICABA

MAÍRA DAYSÊ MOREIRA SERRA E SILVA

ANÁLISE DA PASSIVIDADE E ADAPTAÇÃO DE INFRAESTRUTURAS DE TI

COM SOLDAGEM A LASER VERTICAL E HORIZONTAL DE BORDA, CILINDRO CIMENTADO OU PROCESSO CAD/CAM

Orientador: Prof. Dr. Rafael Leonardo Xediek Consani

Tese apresentada à Faculdade de Odontologia de Piracicaba da Universidade Estadual de Campinas, para obtenção do título de Doutora em Clínica Odontológica na Área de Prótese Dental.

Este exemplar corresponde à versão final da Tese defendida pela aluna Maíra Daysê Moreira Serra e Silva e orientada pela Prof. Dr. Rafael Leonardo Xediek Consani

PIRACICABA

2013

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Dedicatória

À Deus, Pelo dom da vida, conduzindo e abençoando os meus passos nos momentos mais

difíceis e pelas inúmeras graças concedidas, permitindo que eu chegasse até

aqui.

Aos meus pais Wagner e Graça, Por me proporcionarem toda a base para enfrentar os caminhos tortuosos da vida.

Por se fazerem presentes diariamente na minha vida mesmo com toda a distância,

não me permitindo faltar nunca forças para seguir em frente. Pelo exemplo,

educação, amor e doação por completo a nós, não seria possível somente

agradecer. A vocês, minha vida, meu respeito, amor e eterna gratidão. Amo vocês

incondicionalmente.

Aos meus irmãos Fabrício e Wagner Filho, Meus maiores amigos e cúmplices. Vocês acompanharam todos os meus passos,

torcendo e vibrando com as minhas conquistas. Mesmo na distância tiveram as

palavras certas nos momentos de dificuldade não permitindo que eu desanimasse.

Obrigada pelo exemplo de determinação me fazendo acreditar que eu seria capaz de

chegar até aqui. Amo vocês.

À minha querida avó Alba, Pelo exemplo de vida, torcida pela minha felicidade e sucesso me colocando sempre

nas suas orações. Te amo.

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Agradecimento Especial

Ao Professor Dr. Rafael Leonardo Xediek Consani, muito obrigada pela

oportunidade de tê-lo como orientador e poder citá-lo como um dos responsáveis

pela minha formação. Serei sempre grata pelos ensinamentos passados a mim

durante a minha pós-graduação e, em especial, ao estímulo e palavras de

incentivo nos momentos difíceis, deixando muitas vezes de ser professor e

orientador para assumir o papel de amigo. Muito Obrigada!

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xi

Agradecimentos

À Universidade Estadual de Campinas, na pessoa do seu Magnífico Reitor,

Prof. Dr. Fernando Ferreira Costa.

À Faculdade de Odontologia de Piracicaba da Universidade Estadual de

Campinas, na pessoa do seu Diretor Prof. Dr. Jacks Jorge Junior e Diretor

Associado Prof. Dr. Alexandre Augusto Zaia, pela oportunidade de crescimento

profissional.

Ao coordenador dos Cursos de Pós- Graduação em Clínica Odontológica

da Faculdade de Odontologia de Piracicaba- UNICAMP Prof. Dr. Márcio de

Moraes.

À Fundação de Apoio à Pesquisa do Estado de São Paulo – FAPESP, pelo

apoio científico e financeiro que viabilizou a execução deste trabalho – Processo

n° 2011/09320-2 (bolsa de doutorado).

À Conexão Sistemas de Prótese, pela doação dos componentes e

confecção das infraestruturas em CAD/CAM, utilizados nesta pesquisa.

Aos Prof. Dr. Guilherme Elias Pessanha Henriques, Prof. Dr. Marcelo

Ferraz Mesquita da Faculdade de Odontologia de Piracicaba, exemplos para mim

de profissionalismo e competência. Obrigada por todos os momentos de

ensinamentos e incentivos na minha vida acadêmica e pessoal. De vocês nunca

me faltou o apoio, o carinho e amizade. Serei eternamente grata.

xii

Às Profª Drª Altair Antoninha Del Bel Cury, Profª Drª Célia Maria Rizzatti

Barbosa e Profª Drª Renata Cunha Matheus Rodrigues Garcia, da Faculdade

de Odontologia de Piracicaba, pelos ensinamentos transmitidos e pela maneira

cordial e profissional como sempre fui tratada.

Ao Prof. Dr. Cleudmar Amaral de Araújo, da Universidade Federal de

Uberlândia, pelos ensinamentos de engenharia e fotoelasticidade passados a mim

desde o mestrado, tornando possível a realização de etapas importantes deste

trabalho. Meus sinceros agradecimentos.

Ao Prof. Dr. Ricardo Faria Ribeiro e a técnica Ana Paula pela

disponibilidade e acolhimento na Faculdade de Odontologia de Ribeirão Preto

para a realização de algumas etapas laboratoriais da minha pesquisa. Muito

obrigada.

A todos os professores do curso de especialização da Faculdade de

Odontologia de Araraquara – UNESP, pelos ensinamentos passados a mim,

contribuindo de forma importante na minha formação profissional. De maneira

especial agradeço ao meu orientador do curso de especialização, Prof. Dr. João

Neudenir Arioli Filho, pelo apoio e palavras de incentivo, me fazendo acreditar

na minha capacidade, e por vibrar com as minhas conquistas, serei sempre grata.

À amiga Jéssica Mie Ferreira Koyama Takahashi, por ter se

disponibilizado a realizar a estatística deste trabalho, e por sempre ter estado ao

meu lado aqui em Piracicaba, com toda certeza você é uma das grandes

partícipes desta conquista. Obrigada pela sua amizade, levarei sempre comigo.

Aos Prof. Dra Luciana Asprimo, Prof. Dr. Americo Bortolazzo Correr ,

Dr. Juliana Maria Costa Nuñez Pantoja e Dr. Mateus Bertolini Fernandes dos

Santos, pelas sugestões no exame de qualificação.

xiii

A todos os funcionários da Faculdade de Odontologia de Piracicaba, em

especial à Eliete Lima Marim, secretária do departamento de Periodontia e

Prótese, pela sua disponibilidade e pela maneira carinhosa que sempre fui tratada

e ao Eduardo Pinez Campos, técnico do laboratório de Prótese Total por estar

sempre disposto a nos ajudar com as etapas laboratoriais de nossas pesquisas e

pacientes. À todos muito obrigada.

Aos meus colegas de pós-graduação do mestrado e doutorado, pelo

convívio e troca de experiências durante o curso. Pela ajuda no crescimento

pessoal e profissional. Muito obrigada.

Às minhas amizades formadas nesses anos em Piracicaba, Andrea

Lira, Guilherme Bonecker, Jéssica Takahashi, Liana Linhares, Ana Paula Varela,

Juliana Nuñez, Luana Aquino, Andrea Bolzan, Michelle Parente obrigada pelo

incentivo, ensinamentos e sobretudo pela amizade sincera que sempre me deram

durante esses anos. Vocês tornaram os meus dias aqui mais felizes. Agradeço em

especial à minha amiga Brunna Moreira pela companhia e amizade ao longo de

todos esses anos. Sua amizade é muito importante para mim. Muito Obrigada.

Aos meus amigos da especialização Marco Aurélio de Carvalho, Felipe

Augusto Casseb Hajala, Antonio Carlos Frederico Júnior, Roger Egashira Lima,

Nathali Zamignan Wilde, Mariana Basilio e Silvia Pupin pelos momentos

agradáveis que com vocês compartilho nos dias da especialização em Araraquara.

Muito obrigada pelo carinho, amizade e cumplicidade de todos. Adoro vocês.

À familia Pinto pelo acolhimento e cuidados durante todos os anos que

estive aqui. Em especial à Inês e Regina por me acolherem como filha, suprindo

os momentos de tristeza longe da minha familia. A todos vocês muito obrigada.

Aos colegas, amigos e professores do curso de Odontologia da

Universidade Federal do Piauí-UFPI.

xiv

Aos meus amigos de Teresina que acompanharam diretamente as

minhas conquistas e sempre estiveram presente de alguma forma, me fazendo

acreditar que esse tempo longe do convívio de vocês será recompensado.

Obrigada pela torcida.

E por fim, agradeço a toda minha família, avós, tios, primos, cunhadas,

minha querida sobrinha Gabriela, e a todos aqueles que de alguma forma

colaboraram para a realização deste sonho, que sofreram e ficaram felizes junto

comigo e que estiveram presentes durante toda esta caminhada.

xv

“Há um tempo em que é preciso abandonar as roupas usadas, que já

tem a forma do nosso corpo, e esquecer os nossos caminhos, que nos levam

sempre aos mesmos lugares. É o tempo da travessia: e, se não ousarmos fazê-

la, teremos ficado, para sempre, à margem de nós mesmos”.

Fernando Pessoa

xvi

xvii

RESUMO

Este estudo comparou diferentes técnicas para obtenção de infraestruturas

protéticas implantossuportadas com menores desajustes verticais e melhor

passividade. A partir de uma matriz metálica com paredes planas e dimensões de

altura, comprimento e espessura de 25 X 70 X 10 mm, contendo 4 análogos de

microunits (3,75 X 13 mm), foram confeccionadas 25 amostras separadas em

cinco grupos (n=5): Grupo IM infraestruturas fundidas em monobloco; Grupo ISS

infraestruturas fundidas seccionadas e unidas com um ponto de solda a laser;

Grupo ICC infraestruturas parafusadas com cilindros cimentados; Grupo ISB

infraestruturas submetidas à soldagem de borda com solda a laser; Grupo TCC

infraestruturas confeccionadas pelo processo CAD/CAM (Computer Aided

Design/Computer Aided Manufacturing). Foram realizadas leituras de

desadaptação marginal vertical das infraestruturas, sobre a matriz metálica, em

microscópio óptico com precisão de 1,0 μm e aumento de 120 X. As

desadaptações foram quantificadas seguindo o protocolo do teste do parafuso

único após torque no parafuso protético de uma das extremidades ( 10 Ncm) e

verificado a adaptação nos outros três pilares. Com o intuito de avaliar a

passividade das infraestruturas foram analisadas, pela técnica da fotoelasticidade,

as tensões geradas nos implantes após aperto de todos os parafusos com auxílio

de polariscópio circular equipado com software, capaz de realizar análises

qualitativa e quantitativa das tensões. Os valores de desajuste e tensão foram

tabulados e submetidos à análise estatística (SAS versão 9.1 – The SAS Institute,

Cary, NC, EUA). Para as comparações entre técnica e desajuste vertical foi feito o

teste ANOVA com um fator e teste de Tukey (α = 0,05%), e para as comparações

das tensões cisalhantes foi realizado ANOVA dois fatores e teste de Tukey (α =

0,05%). Os resultados mostraram que o grupo IM apresentou maior desadaptação

marginal; os grupos ISS e ICC apresentaram significativa adaptação marginal e

menor concentração de tensão quando comparado ao grupo IM, com a vantagem

do grupo ICC eliminar o seccionamento e soldagem; o grupo ISB apresentou

xviii

melhor adaptação marginal quando comparadas as infraestruturas fundidas,

porém com significativa concentração de franjas e tensão nos implantes, e a

tecnologia CAD/CAM produziu infraestruturas com melhor adaptação marginal e

tensão distribuída de forma equilibrada. Pode-se concluir que técnicas que

eliminam ou reduzem pontos de solda como, ISS, ICC e TCC melhoram a

passividade e diminuem desadaptação marginal vertical de infraestruturas

extensas implantossuportadas.

Palavras – chave: Titânio; próteses e implantes.

xix

ABSTRACT

This study compared different techniques for obtaining prosthetic implant-

infrastructures with lower vertical misfits and passivity. Starting from an metallic

with plane walls and dimensions of height, length and thickness of 25 X 70 X 10

mm containing four microunits analogues (3.75 X 13 mm), were prepared twenty-

five samples were prepared and divided into five groups (n = 5): Group IM one-

piece casted frameworks, Group ISS one-piece casted frameworks sectioned and

welded with laser welding; Group ICC with cylinders cemented; Group ISB with

cylinders laser-welded, Group TCC frameworks fabricated by the CAD/CAM

process (Computer Aided Design / Computer Aided Manufacturing).

Measurements were accomplished of the frameworks vertical misfit on metal

matrix, in an optical microscope with accuracy of 1.0µm and increased 120 X. The

Misfits were quantified according to the protocol of the single screw test after

10Ncm torque on the prosthetic screw and verified the adjustment on the other

pillars. Aiming to evaluate the passive infrastructure were analyzed by the

technique of photoelasticity the tensions generated in the implants after torque of

all screws with the aid of a circular polariscope equipped with software able of

performing qualitative and quantitative analyzes of tensions. The misfit values and

tension were subjected to statistical analysis (SAS version 9.1 - The SAS Institute,

Cary, NC, USA). For comparisons between technical and vertical misfit was done

with one way - ANOVA and Tukey's test. (α = 0,05%), and for comparisons of

fringe orders and shear stress was performed two factors ANOVA and Tukey test

(α = 0,05%). The results showed that the IM group showed higher marginal

discrepancy; group ISS and ICC showed significant marginal adaptation and lower

stress concentration when compared to IM, with the advantage the ICC group of

eliminate sectioning and welding; ISB group showed better marginal adaptation in

casted frameworks, but with significant concentration fringe and tension in implants

and CAD/CAM technology produced frameworks with best average marginal fit and

tension. It can be concluded that techniques that reduce or eliminate welding

xx

points as ISS, ICC and TCC improves the passivity and reduce vertical misfit of

extensive infrastructure supported by implants.

Key-words: Titanium, prosthesis and implants

xxi

SUMÁRIO

1. INTRODUÇÃO 1

2. REVISÃO DA LITERATURA 7

3. PROPOSIÇÃO 49

4. MATERIAL E MÉTODOS 51

5. RESULTADOS 77

6. DISCUSSÃO 83

7. CONCLUSÃO 91

REFERÊNCIAS 93

ANEXO 101

APÊNDICE 1 103

APÊNDICE 2 105

APÊNDICE 3 116

1

1. INTRODUÇÃO

A utilização de implantes osseointegrados em reabilitações bucais tem

apresentado elevado índice de sucesso desde os primeiros relatos na literatura.

No entanto, observações durante o acompanhamento dos pacientes evidenciaram

limitações do sistema, como por exemplo, ocorrência de reabsorção óssea crônica

na periferia do colo dos implantes depois de algum tempo em função. Este

comportamento pode ser advindo da ausência de assentamento passivo da

prótese sobre os implantes, que induzem a reabsorção óssea superior às taxas

consideradas normais de 0,9 mm no primeiro ano e, posteriormente, 0,1 mm a

cada ano (Adell et al., 1986; Attard & Zarb, 2002; Goodacre et al., 2003). Ao

contrário do dente natural, o implante dental tem movimentação limitada de

apenas 10 µm, o que corresponde à resiliência do osso. Essa pequena amplitude

de movimento sugere que o assentamento passivo da prótese implantossuportada

seria pré-requisito fundamental à estabilidade óssea.

Dois fatores afetam diretamente a adaptação das próteses sobre

implantes: assentamento passivo e desadaptação marginal. O assentamento

passivo corresponde ao posicionamento da infraestrutura sobre os respectivos

implantes ou pilares intermediários sem gerar tensões. A adaptação marginal

correlaciona-se com o posicionamento da infraestrutura sobre os respectivos

implantes ou pilares, resultando na menor distância vertical possível entre esses

componentes. Dessa forma, uma infraestrutura com adaptação marginal vertical

satisfatória pode apresentar assentamento passivo comprometido (Sahin &

Çehreli, 2001; Spazzin et al., 2009; Spazzin et al., 2010; Nuñez-Pantoja et al.,

2011).

Alguns estudos, como o de Branemark (1983) e Jemt (1991), objetivaram

definir um nível de desajuste marginal vertical aceitável clinicamente, sugerindo

valores entre 10 e 150 µm. Embora esses valores sejam amplamente

considerados na literatura e usados como referência, eles são de origem empírica

e praticamente impossível de serem obtidos em infraestruturas fundidas extensas.

2

Algumas etapas do processo de fundição podem induzir desajustes sobre

cada componente em decorrência do enceramento e contração do metal,

produzindo peças em monobloco com valores elevados de desadaptação

marginais vertical. Níveis de desajustes elevados em prótese já assentadas nos

implantes e não detectados ou solucionados pelo profissional podem induzir

complicações mecânicas e biológicas aos tecidos circundantes (Waskewicz et al.,

1994; Kan et al., 1999; Karl et al., 2006). Dentre as complicações mecânicas são

citados o afrouxamento ou fratura de parafusos protéticos, fratura da infraestrutura

metálica e fratura dos implantes (Zarb & Schmitt, 1990; al-Turki et al., 2002;

Spazzin et al., 2009; Kim et al., 2011), assim como a reabsorção óssea ao redor

dos implantes e o insucesso da osseointegração são consideradas complicações

biológicas (Jemt, 1991; Sahin et al., 2001; Vigolo et al., 2003; Uysal et al., 2005).

Uma forma de tentar minimizar as distorções incorporadas durante a

confecção de infraestruturas protéticas seria utilizar pilares intermediários entre a

infraestrutura protética e a plataforma protética do implante. A utilização desses

pilares distribui melhor o padrão de formação das tensões geradas ao redor deles

(Patterson,1995). Dentre os diferentes modelos de pilares encontrados no

mercado, o Microunit ® proporciona os menores valores de tensão (Damaceno,

2008).

O torque dos parafusos poderá diminuir a desadaptação marginal vertical

durante o assentamento de infraestruturas fundidas desadaptadas; entretanto,

esse procedimento possivelmente induzirá tensão sobre o sistema protético

resultando em fadiga cíclica com possível falha em um dos componentes do

sistema implantossuportado (Jemt et al., 1995; Jemt, 1998; Nuñez-Pantoja et al.,

2011; Nakaoka et al., 2011).

Geralmente, a desadaptação da infraestrutura é corrigida por meio da

secção e posterior união dos segmentos por soldagem ou brasagem. Após estes

procedimentos, a barra ainda poderá apresentar pequenos desajustes marginais e

a estrutura estará mecanicamente enfraquecida nos pontos de união soldados

(Riedy et al., 1997; Ford, 2003).

3

Na tentativa de melhorar o assentamento passivo e desajuste marginal

vertical de infraestruturas protéticas implantossuportadas, reduzir pontos de solda

e diminuir a fragilidade da estrutura metálica, vários pesquisadores têm sugerido

algumas técnicas clínicas e laboratoriais como a técnica do cilindro cimentado

(Jimenez-Lopez, 1995); soldagem vertical (Wee et al.,1999; Baba & Watanabe,

2004; Hart & Wilson, 2006); soldagem de borda (Iglesia et al., 2001; Jemt et al.,

1992) e a técnica CAD/CAM ( Sahin et al., 2001; Vigolo et al., 2003; Uysal et al.,

2005; Abduo J, 2012; Solaberrieta E et al., 2013).

A técnica do cilindro cimentado em prótese parafusada sobre implantes

consiste na obtenção de estrutura em peça única sem soldagem na qual é

integrado um cilindro espaçador de ouro usado como referência para posicioná-la.

Os demais cilindros são cimentados diretamente na boca, com auxílio de cimento

resinoso, compensando desajuste (Breeding et al., 1992;Jimenéz-Lopes,1995).

Outros métodos têm sido bastante utilizados, como soldagem vertical, em

especial com solda a laser, por apresentar maior precisão, no qual as peças são

segmentadas, indexadas e soldadas para se minimizar as distorções de fundição

em peças extensas e curvas (Wee et al.,1999; Baba & Watanabe, 2004; Hart &

Wilson, 2006; Nuñez-Pantoja et al., 2011). A técnica de soldagem de borda

desenvolvida para melhorar os problemas de distorção inerentes da soldagem

vertical e fragilidade da estrutura metálica, utiliza pontos de solda a laser com

voltagem e pulso reduzidos. Nesta técnica são utilizados cilindros espaçadores de

titânio sobre os implantes em modelo reproduzindo a condição clínica. Numa

máquina de soldagem a laser é realizada a união da interface cilindro-estrutura

promovendo a adaptação da peça (Iglesia et al., 2001). Esta técnica permite a

compensação tridimensional da distorção da peça, transferindo a superfície de

união para estruturas pré-usinadas, além de permitir melhor controle da distorção

de soldagem (Jemt et al., 1992; Iglesia et al., 2001).

Mais recentemente foi desenvolvido o sistema CAD/CAM (Computer Aided

Design/Computer Aided Manufacturing) considerado o mais moderno e, de acordo

com alguns autores (Schmitt & Chance, 1995;Sahin et al., 2001; Vigolo et al.,

4

2003; Karl et al., 2005; Uysal et al., 2005; Abduo et al., 2011), o que proporciona

melhor assentamento passivo. Nesse sistema, um modelo fiel é posicionado num

escâner a laser e sua topografia é digitalizada para o computador. Sobre o modelo

digital, desenha-se a futura infraestrutura metálica que será fresada, a partir de um

bloco maciço de titânio. Posteriormente será verificado o ajuste sobre o modelo,

antes de ser levado à boca do paciente (Ortorp et al., 2003; Takahashi et al.,

2003). Já existem na literatura muitos estudos recentes sobre o processo

CAD/CAM; porém, ainda tem sido pouco esclarecido quanto à precisão de

adaptação, principalmente por meios que verifiquem as tensões geradas ao redor

dos implantes (Schmitt & Chance, 1995; Ortorp et al., 2003; Takahashi et al.,

2003; Abduo et al., 2011).

Uma das técnicas utilizadas para a avaliação do assentamento passivo de

uma infraestrutura é a visualização de sua adaptação marginal vertical em

microscópio ótico com o parafusamento de um retentor e verificação do desajuste

vertical formado no retentor oposto, conhecida por técnica do parafuso único

(Waskewichz et al., 1994; Sartori et al., 2004).

Por influenciar diretamente no sucesso clínico em longo prazo, métodos de

avaliação da passividade de infraestruturas protéticas foram amplamente

pesquisados, obtendo informações quanto ao comportamento dos implantes às

tensões transmitidas por forças mastigatórias e a presença de desajustes. Os

métodos de avaliação mais utilizados atualmente são: análise por elementos

finitos, extensometria e fotoelasticidade (Waskewickz et al., 1994; Cehreli et al.,

2004; Barbosa et al., 2007; Markarian et al., 2007). Entre as técnicas

experimentais mais empregadas, a técnica da fotoelasticidade apresenta-se como

meio adequado de análise em corpos de geometria complexa (Barbosa et al.,

2007; Markarian et al., 2007; Pellizzer et al., 2011; Pesqueira et al., 2012). A

técnica de fotoelasticidade é um método experimental que avalia a tensão

responsável pelas falhas de estruturas, fundamentando-se na propriedade óptica

de certos materiais plásticos e translúcidos, em exibir padrões de cores,

representativos das tensões, chamadas franjas. Os materiais fotoelásticos se

5

comportam de forma anisotrópica quando submetidos a um estado de

tensão/deformação, demonstrando diferentes índices de refração, em variadas

direções ao longo do corpo do implante (Bernardes et al., 2005), sendo possível

quantificar as tensões por meio da “Lei óptica das tensões” (Barbosa et al., 2007;

Markarian et al., 2007).

Até o presente momento não existem na literatura métodos laboratoriais

para confecção de infraestruturas protéticas precisas, capazes de proporcionar

assentamento passivo absoluto. Reconhecendo a necessidade de informações

sobre o assentamento de próteses implantossuportadas e das tensões sobre

implantes, seria oportuno o estudo da adaptação e passividade de infraestruturas

metálicas de titânio fundidas em monobloco; fundidas, seccionadas e unidas com

solda a laser (soldagem vertical); confeccionadas com cilindros cimentados;

fundidas e submetidas à soldagem de borda com laser e usinadas em CAD/CAM.

6

7

2. REVISÃO DA LITERATURA

2.1 REABSORÇÕES ÓSSEAS PERIIMPLANTARES E ASSENTAMENTO

PASSIVO

Branemark (1983) realizou uma retrospectiva histórica de seus trabalhos

em busca da osseointegração, relatando desde suas primeiras conquistas de

reparo ósseo em coelhos e cães com especial ênfase na análise de distúrbios

intravasculares. Os estudos microscópicos in vivo da resposta do osso na

cavidade implantada por um parafuso de titânio sugeriram fortemente a

possibilidade da osseointegração. Forças de 100 kg (mandíbula) e 30 a 50 kg

(maxila) foram necessárias para remoção / separação do implante do osso.

Inicialmente a maxila edêntula foi alvo do interesse do autor na sua reabilitação,

devido aos diferentes graus de distúrbios funcionais causados pelo edentulismo. O

autor menciona que o assentamento passivo das peças é possível desde que

níveis mínimos de desadaptação (10μm) sejam observados.

Adell et al. (1986) observaram a reação tecidual ao redor de implantes

osseointegrados durante três anos. Dezesseis pacientes totalmente edêntulos

foram reabilitados com noventa e cinco fixações em ambas as arcadas e foram

acompanhados com radiografias padronizadas em seis, doze, vinte e um e trinta e

nove meses após a instalação das próteses. Na última avaliação foram feitas

análises microbiológicas e biopsias. Foram perdidos, em média, 0,9mm no

primeiro ano e 0,05 anualmente nos dois anos subsequentes. Depois de seis

meses nenhuma grande mudança no osso marginal foi observada e o tecido duro

periimplante se tornou mais radiopaco, indicando um remodelamento devido à

carga com sucesso. Não foi observada correlação entre perda óssea e inflamação.

8

Na última avaliação foi observada a presença de maior quantidade de osso

radiopaco nos implante colocado em posição mais distal, isso provavelmente por

causa dos cantilevers das próteses.

Zarb & Schmitt (1990) realizaram um estudo prospectivo, 46 pacientes

desdentados que haviam sido submetidos a terapia com próteses convencionais

sem sucesso foram tratados com implantes osseointegrados de acordo com o

protocolo cirúrgico descrito pelo Dr. PI Branemark. Duzentos e setenta e quatro

implantes foram colocados em 49 arcos dentários - 43 mandíbulas e 6 maxilares .

De 4 a 9 anos após a inserção dos implantes, 244 ou 89,05% permaneceram

osseointegrados. Dos 262 implantes no local há mais de 5 anos, 232 ou 88,55%

foram ainda integrados. Os critérios de sucesso de reabilitações

implantossuportadas desenvolvidas neste estudo clínico aprovaram o resultado

previsível favorável da técnica Branemark.

Jemt (1991) relatou que quando o desenho da prótese está adequado,

sendo esta rígida e apresentando adaptação passiva, o risco de fratura dos

componentes é baixo e sua ocorrência é maior no primeiro ano de função, foi

também sugerido um protocolo para análise da adaptação da prótese.

Considerando-se uma prótese fixa suportada por cinco implantes, numerados de

01 a 05 da direita para a esquerda, a prótese deve ser posicionada e o parafuso

01 apertado totalmente. Por meio deste procedimento verifica-se a adaptação dos

demais componentes. O procedimento deve ser repetido com o outro parafuso

distal. Uma vez verificada a adaptação, parte-se para o aperto de todos os

parafusos, um de cada vez, iniciando pelo parafuso 02, depois o parafuso 04,

depois o mais intermediário e eventualmente os dois parafusos distais.

Waskewickz et al. (1994) avaliaram a passividade de infraestruturas

metálicas de próteses sobre implantes através da análise fotoelástica. Para

analisar os padrões de tensões gerados ao redor dos implantes em infraestruturas

9

adaptadas e não adaptadas, foram fotografadas as franjas de tensões geradas

quando do aperto dos parafusos de ouro. Foi construído um modelo fotoelástico

simulando a curva de uma mandíbula humana, contendo cinco implantes

(3,75mmx10mm) e com intermediários convencionais de 4 mm de diâmetro. A

este conjunto, foram posicionados cilindros de ouro que, após um torque de 10

Ncm foram unidos entre si com resina autopolimerizável para a confecção da

infraestrutura em liga de ouro-paládio. Após a fundição, foi constatado ausência de

contato íntimo entre os intermediários e os cilindros de ouro, sendo a infraestrutura

sem adaptação passiva analisadas fotoelasticamente pelo aperto dos parafusos

com torque de 10 Ncm por 3 métodos diferentes. Após um registro inicial, a

infraestrutura foi então seccionada e soldada. O aperto dos parafusos na

infraestrutura sem adaptação passiva mostrou maior concentração de estresses

ao redor dos implantes, sendo indiferente nos 3 métodos de aperto testados.

Todos os implantes apresentaram a presença de franjas no modelo fotoelástico,

porém os implantes mais distais mostraram uma maior concentração de tensão no

terço médio de cada implante e a menor tensão na região apical e cervical. Na

infraestrutura soldada não foi observada presença de tensões. Devido à

dificuldade de se avaliar clinicamente a passividade de infraestruturas metálicas

em próteses sobre implantes, os autores sugerem que a peça seja seccionada e

soldada para que se possa assegurar um grau aceitável de passividade a estas

próteses sobre implantes. Este estudo indicou que nenhuma tensão foi produzida

em volta dos implantes após a peça ter sido seccionada e soldada.

Clelland et al.(1995) mediu e comparou forças transferidas ao osso por

fixação parafusada de barras de overdentures sobre implantes com vários níveis

de ajuste ou desajuste. Foram utilizados modelos fotoelásticos e instalados na

resina dois strain-gauges para maior precisão do estresse nos implantes. Foram

fabricadas barras com diversos níveis de desajuste vertical e submetidas a aperto

de 10 Ncm. A média de tensões principais e deformações foram registradas pelos

strain-gauges. A magnitude dessas pressões e tensões aumentou

10

significativamente a cada aumento de desajuste, sendo o estresse maior na região

mesial do que distal. Foi possível concluir que as tensões são transmitidas ao

osso quando próteses mal adaptadas são assentadas.

Millington & Leund (1995) realizaram um estudo laboratorial utilizando um

revestimento fotoelástico para investigar o relacionamento entre magnitude e

localização de desadaptações e a quantidade e distribuição de tensões

superficiais em uma supra-estrutura protética. Os autores basearam seu

experimento no fato de que tensões eram induzidas quando estruturas protéticas

eram conectadas aos implantes, principalmente em função do aperto de parafusos

protéticos. Outro fator considerado era a geração de tensão estática causada pela

falta de adaptação entre estrutura e pilares intermediários. Quando estas tensões

eram submetidas às cargas funcionais poderiam causar falha do sistema

prótese/implante. Entretanto o nível de desadaptação aceitável sempre foi muito

controverso, chegando em torno de valores de 30 a 150μm no máximo de

desadaptação. Para a realização do experimento, uma estrutura protética foi

confeccionada em ouro tipo IV sobre uma matriz em forma de mandíbula, a qual

alojava quatro réplicas de implantes de 10 mm tipo Branemark (A,B,C, e D). A

peça foi aparafusada com torque de 10 Ncm sobre pilares intermediários e estes

últimos a novas réplicas de implantes. Este conjunto foi fixado em outros orifícios

da matriz com resina Araldite, de forma a simular uma adaptação passiva. O efeito

da desadaptação era dado em um pilar através da colocação de uma cunha

metálica nos três pilares remanescentes e aplicando o torque necessário. Para

garantir este nível de desadaptação a superfície da estrutura e a base do pilar

foram mantidas em controle de deslocamento linear antes e após a introdução da

cunha metálica. O quarto parafuso era então apertado no local da desadaptação.

Para avaliar a indução de tensões um polariscópio de reflexão foi utilizado para se

medir tensões em doze pontos ao longo da estrutura. Os padrões de tensões

foram registrados através de fotografias dos padrões de franjas. Desadaptações

de 6,17,27,40,55,68,81,91 e 104μm foram testadas separadamente nos pilares C

11

e D. Os resultados mostraram uma relação positiva entre a magnitude de

desadaptação e tensão na estrutura. No entanto, o aumento das tensões não se

mostrou linear com os aumentos de desadaptações.

Jemt et al. (1998) realizaram um estudo in vivo com o intuito de avaliar a

distorção em uma infraestrutura suportada por três implantes osseointegrados na

tíbia de coelhos. Utilizando a técnica de fotogrametria em 3-dimensões. Após um

período de oito semanas, a estrutura de titânio foi instalada com desadaptação

média de 125 μm no implante central. Através de fotografias antes e depois da

fixação da peça sobre implantes, foram realizadas medidas e comparações da

topografia óssea antes e após o aperto do parafuso do centro, o qual induziu uma

tensão média de 246N. Pode-se observar que o topo da borda do cilindro central

percorreu um movimento vertical médio de 150μm, sempre em combinação com

movimentos de rotação de todas as infraestruturas. A plataforma do implante

central também demonstrou um movimento em direção à estrutura de titânio em

média 125 μm. Foi observada uma deformação óssea entre os implantes na qual

foi avaliada uma compressão média de 0,5milímetros. Os autores chegaram a

seguinte conclusão: a deformação óssea resultante do desajuste da infraestrutura

protética é um fator inicial para a reabsorção óssea marginal observada após a

instalação das próteses implantossuportada.

Wee et al. (1999) realizaram uma revisão de literatura a respeito do

assentamento passivo das próteses implanto-suportadas. Grande parte dos

artigos era clínica ou técnica e advogavam estratégias para melhorar o

assentamento de tais próteses. Dos métodos sugeridos, apenas alguns têm

cientificamente comprovada a melhora deste assentamento. Embora a maioria das

estratégias ensaiadas ainda resulte em ligeiros desajustes entre as infraestruturas

e o intermediário dos implantes, múltiplos fatores impedem que o conceito de

assentamento passivo possa ser realizado em implantes protéticos, mesmo com a

utilização de métodos avançados.

12

Ainda no mesmo ano, Kan et al. (1999) realizaram uma revisão de literatura

com o objetivo de identificar os diferentes métodos clínicos utilizados para avaliar

a adaptação da próteses sobre implantes, como sendo: a inspeção visual da peça

assentada sobre os pilares intermediários; a sensação de pressão, desconforto ou

dor relatadas pelo paciente; o posicionamento da estrutura sobre os pilares e a

verificação da adaptação através da pressão digital e visualização da adaptação

no lado oposto; o uso de radiografias periapicais quando os implantes encontram-

se posicionados subgengivalmente; a visão direta e sensação tátil quando eles

localizam-se supragengivalmente; e o teste do parafuso único, que consiste no

apertamento, com torque adequado, de um dos implantes localizado em uma

extremidade e a verificação do assentamento no implante o mais distante daquele,

ou seja, o mais distal possível. Os níveis sugeridos de adaptação passiva são

“empíricos”. Segundo os autores, apesar das várias técnicas sugeridas para

avaliar a interface prótese implante, nenhuma individualmente oferece um

resultado objetivo, e aconselham utilizar a combinação dos vários métodos para

minimizar a desadaptação.

Hansson S. (1999) combinou a análise de elemento tridimensional e

elementos finitos para avaliar o efeito da tensão cisalhante máxima em implante

mandibular carregado axialmente. O efeito do aumento da espessura da parede

do implante e do uso de fixação bi-cortical em oposição à fixação uni-cortical foi

também estudada. Elementos de retenção no colo do implante foram encontrados

para provocar uma diminuição de tensão de cisalhamento máxima. O aumento da

espessura da parede e a fixação bi-cortical também resultou em diminuição da

tensão de cisalhamento, mas este efeito foi menor. A interpretação deste era que

todas estas três medidas aumentam a capacidade do implante para suportar

cargas axiais. Assim, a partir de um ponto de vista biomecânico, parece ser

vantajoso o uso de superfície rugosa de em implantes. Sugere-se ainda que os

elementos de retenção no colo do implante irá neutralizar a reabsorção óssea

marginal, de acordo com a lei de Wolff.

13

Watanabe et al. (2000) utilizando aferidores de tensão, avaliaram as

tensões geradas sobre três implantes posicionados de forma linear em um bloco

de poliuretano quando a eles foram aparafusadas estruturas metálicas

confeccionadas por quatro diferentes métodos: fundição em monobloco,

seccionamento e soldagem, soldagem, ajuste passivo. Avaliaram também a

influencia da sequência de aperto dos parafusos sobre as tensões geradas nos

implantes. Maiores níveis de tensões foram gerados pela fundição em monobloco,

seguida dos métodos de seccionamento e soldagem, soldagem, e ajuste passivo.

Quanto a ordem de aperto dos parafusos de fixação, não ha alteração significativa

das tensões impostas aos implantes, contudo o aperto inicial do parafuso mediano

parece distribuir melhor as tensões entre os implantes distais. Mesmo níveis

visualmente imperceptíveis de desajuste geram tensões nos implantes e por isso,

próteses com desajustes clinicamente detectáveis ou com movimento de báscula

não devem ser instaladas. Achados como necessidades frequentes e constantes

de reaperto dos parafusos sugerem ausência de boa adaptação aos implantes,

mesmo que a prótese esteja aparentemente bem ajustada. Os autores salientam

que os dentes podem se mover ate 100μm dentro do ligamento periodontal, mas

os implantes têm mobilidade de ate 10μm, limitados pela elasticidade óssea, de

modo que desajustes mínimos podem provocar altos níveis de tensões.

Sahin & Çehreli (2001) realizaram uma revisão de literatura a respeito da

significância do assentamento passivo em infraestruturas implanto-suportadas. Os

autores mencionam que de acordo com a evidência científica atual e com a

eficácia da tecnologia usada para a fabricação de infraestruturas, conclui-se que

um assentamento passivo absoluto não pode ser obtido. Não há nenhum estudo

clínico longitudinal que reporte falha nos implantes especificamente atribuída à

falta de assentamento da infraestrutura; a questão fundamental que surge é se

uma conexão com assentamento passivo absoluto é realmente essencial e se é

um fator governante para o sucesso do implante. Os autores afirmaram que um

assentamento marginal aceitável não é um sinal de assentamento passivo e que o

14

único método para determinar a quantidade de passividade da infraestrutura in

vivo é a análise de força em cada implante pilar e/ou componente da prótese

antes e/ou depois de cimentar ou parafusar a prótese. Por outro lado, devido ao

espaço marginal de fundições em monobloco frequentemente ser de muitos

micrometros, uma fundição desse tipo para próteses fixas implanto-suportadas

certamente terá grandes espaços entre o abutment e a prótese. Apertamento do

parafuso causa forças no implante e ao redor do mesmo e sua magnitude é

dependente da quantidade de desadaptação. Distorção de infraestrutura e

implante é observada durante o parafusamento da infraestrutura. Em alguns

casos, a quantidade de distorção pode alcançar um nível tal que um espaço

marginal de 500μm não pode ser detectável com um explorador. A soldagem

convencional ou soldagem a laser de componentes protéticos seccionados não

provê necessariamente um assentamento passivo, mas sim um decréscimo no

total de forças ao redor dos implantes, que pode resultar num decréscimo na

frequência de perda dos parafusos de ouro. Os autores ressaltam ainda que cada

passo na fundição da infraestrutura influencia o assentamento final. O material de

impressão e a técnica usada afetam o assentamento final da infraestrutura.

Alterações dimensionais relacionadas ao uso de copings de impressão quadrados

são relativamente menores que copings cônicos, e é geralmente recomendado

uni-los com uma resina estável. A expansão de cristalização do gesso especial

influencia o assentamento final da infraestrutura, mas isso não pode ser mudado.

Infraestruturas em monobloco geralmente requerem seccionamento e soldagem

para melhorar o assentamento. Os autores concluíram que um assentamento

passivo absoluto da infraestrutura não tem sido encontrado nas últimas três

décadas.

Duyck et al. (2001) avaliaram cargas estáticas e dinâmicas sobre implantes

osseointegrados através de próteses desadaptadas. As desadaptações protéticas

provocariam tensão ao redor dos implantes devido à forças estáticas e a soma

desses valores às cargas oclusais provocando tensões aos redor dos implantes.

15

Um estudo piloto foi realizado em um coelho antes do estudo principal, para que

fosse analisado o teste de resistência do osso ao redor do implante e para

monitorar o comportamento do coelho em resposta a um pilar transcutâneo.

Foram aplicadas cargas dinâmicas e estáticas sobre implantes do tipo Branemark

de 10 mm, inseridos bicorticalmente em tíbia de coelhos. Foram instalados três

implantes em cada animal, um implante sofreu um carregamento estático de 29,4

Ncm aplicado com uma distância de 1,5mm do topo do implante, com um

momento flexor de 4,4 Ncm; outro foi submetido a um carregamento dinâmico de

14,7 Ncm aplicada a 50 mm da superfície do implante, com um momento de flexão

de 73,5Ncm, sendo um total de 2.520 ciclos com 1 Hz de frequência, para controle

foi utilizado um implante sem carga. O carregamento foi realizado por 14 dias. Um

modelo de elemento finito foi utilizado servindo como guia da carga dinâmica

aplicada. Através de cortes histológicos foram realizadas quantificações

histomorfométrica da área de contato entre osso/metal. Foram observadas

imagens histológicas similares ao osso submetido à carga estática e o grupo

controle, lamelas ósseas corticais densas foram encontradas circundantes a

região marginal e apical dos implantes, sem sinais de reabsorção óssea. Foram

observados defeitos ósseos em forma de cratera ao redor dos implantes

submetidos à cargas dinâmicas, evidenciando reabsorção óssea ao redor da área

marginal. Apesar desses defeitos, pequena quantidade de tecido ósseo

encontrava-se em contato com a superfície do implante na região marginal. Ao

comparar os grupos controle e o de carga estática com o grupo de carga

dinâmica, não foi observada uma menor área de contato significante entre osso/

implante ao redor das fixações. Porém, quando comparada a quantidade de osso

na zona periimplantar, os implantes sob carregamento dinâmico apresentaram

volume ósseo significantemente menor. A conclusão dos autores foi que cargas

dinâmicas excessivas causaram defeitos em forma de cratera laterais aos

implantes osseointegrados.

16

Attard & Zarb (2002) reportaram os resultados clínicos dos primeiros 35

pacientes tratados com próteses implantossuportadas, exclusivamente em áreas

posteriores, na Universidade de Toronto, Canadá. Como princípios fundamentais

de planejamento e execução protética, no mínimo dois ou três implantes foram

instalados em cada área edentada e minucioso ajuste oclusal foi providenciado.

Nenhuma das próteses foi unida a dentes naturais. O índice de sucesso

cumulativo para os implantes (de um total de 106) foi de 94% após 10 anos.

Nenhuma variável (como gênero, qualidade e quantidade óssea, arco dentário

envolvido, período de edentulismo, comprimento dos implantes ou condição da

dentição antagonista) teve influência adversa na sobrevivência dos implantes. A

respeito do comprimento dos mesmos, os autores ressalvaram que raros

implantes de sete milímetros foram utilizados na amostra de pacientes.

Goodacre et al. (2003), apontaram, em uma revisão de literatura, as

complicações clínicas em implantes e próteses sobre implantes. A revisão foi feita

a partir do ano de 1981 e as complicações divididas em seis categorias: cirúrgicas;

perda de implante; perda óssea; tecidos moles periimplantares; mecânica; e

estética/fonética. As complicações mais comuns (maior que 15% de incidência)

foram perda do mecanismo de retenção da overdenture (33%), perda do implante

na maxila (25%), complicações hemorrágicas relatadas (24%), fratura da resina

com PPF (22%), perda do implante com overdentures maxilares (21%),

necessidade de realinhamento das overdentures (19%), perda do implante em

osso tipo IV (16%) e fratura do clip/attachment da overdenture (16%). Eles

verificaram uma incidência maior de complicações com próteses sobre implantes

que com coroas unitárias, PPFs, coroas de cerâmica pura, próteses cimentadas

com cimento resinoso e posts e núcleos.

Vigolo et al. (2003) realizaram um estudo com o objetivo de avaliar a

precisão de três diferentes técnica usando poliéter de impressão para a obtenção

de um modelo fiel para a fabricação de infraestrutura com adequada passividade

17

sobre os implantes. Os autores citaram que o assentamento passivo da barra é

importante para a longevidade da reabilitação protética sobre implante por

prevenir forças ou cargas laterais prejudiciais ao suporte ósseo alveolar. Os

implantes ao contrário dos dentes não possuem ligamentos periodontais, os quais

amortecem as cargas e adéqua o posicionamento dos dentes quando sobre eles

são assentados infraestruturas desajustadas, pois os implantes têm características

de estarem “anquilosados”, transmitindo toda a carga deletéria ao osso adjacente.

Os pesquisadores confeccionaram uma matriz de aço inoxidável em forma de arco

e foram posicionados transferentes quadrados sobre seis pilares do tipo standard

(3i Implant Innovations Inc). Os parafusos dos implantes foram aparafusados um

de cada vez, com torque de 10 Ncm, para detectar se existia alguma variação de

passividade. Foram realizadas 45 moldagens, divididas em três grupos. No grupo

1, os transferentes quadrados foram moldados diretamente, permanecendo no

material de moldagem após a remoção da moldeira. No grupo 2, os componentes

de transferência foram unidos com resina acrílica (Duralay), para minimizar

distorção as peças foram seccionadas e unidas novamente com um pequeno

incremento de resina, permanecendo os transferentes na moldeira após a

remoção do molde da boca do paciente. No grupo 3, os transferentes foram

jateados e foi aplicado um adesivo para poliéter, seguindo a mesma técnica de

moldagem. Para avaliação, uma barra usinada com perfeito ajuste sobre os

implantes da matriz de aço foi posicionada com parafuso de trabalho longo sobre

os modelos de gesso oriundos das moldagens e avaliou-se o desajuste marginal

pela técnica do parafuso único. O teste foi realizado com um avaliador calibrado,

sendo um estudo cego, para avaliar todos os modelos. O ajuste foi avaliado na

fase inicial da adaptação e durante o torque. Como resultado, nenhuma das

técnicas apresentou um modelo de trabalho fiel, mas os grupos 2 e 3,

apresentaram melhor resultado do que o grupo 1.

18

Ford (2003), a fabricação de uma barra para overdenture fundindo com liga

nobre envolve uma variedade de passos clínicos e laboratoriais, cada um dos

quais pode, potencialmente, provocar distorções que resultam alterações na

passividade da peça pronta. Procedimentos laboratoriais tradicionais para corrigir

desajuste implicam em seccionamento e soldagem. Após esses procedimentos a

pesquisa mostrou que a barra pode ainda não ser passiva nos pilares dos

implantes. Além de fragilizar a estrutura da barra.

Longoni et al. (2004) descreveram as etapas de ajuste da peça para

possibilitar o assentamento passivo da infraestrutura em monobloco sobre

implantes. Os autores relatam que o principal critério para o sucesso de próteses

extensas sobre implantes é o adequado assentamento passivo, mas as diversas

etapas dos procedimentos técnicos, tais como, inclusão em revestimento,

fundição, eletroerosão, soldagem, e propriedades intrínsecas dos materiais podem

causar distorção na prótese implantossuportada. O objetivo na pesquisa foi

realizar a técnica do cilindro cimentado como uma fase preparatória à soldagem

de bordo dos cilindros de titânio à infraestrutura. Foram instalados abutments do

tipo Octa sobre seis implantes ITI (Straumann) e os pilares foram moldados com

poliéter. Posicionaram todos os pilares de titânio sobre os análogos do modelo de

trabalho, exceto um que estava em uma das extremidades. Sobre os cinco pilares

de titânio aplicou-se uma camada de alívio para criar espaço ao agente

cimentante. Sobre o implante de uma das extremidades, posicionou-se um pilar

calcinável que foi incorporado ao enceramento da infraestrutura em monobloco.

Posteriormente, os pilares de titânio foram instalados clinicamente sobre os

respectivos implantes. Os orifícios da prótese foram protegidos com algodão e foi

aplicado um agente cimentante resinoso sobre os copings de titânio. A prótese foi

parafusada somente pelo coping calcinável e o restante da peça foi cimentado

sobre os pilares de titânio, garantindo um adequado assentamento passivo. Os

autores demonstraram que a técnica é viável e o procedimento pode ser concluído

em quatro sessões clínicas.

19

Vasconcelos et al. (2005) em estudo in vitro compararam diferenças no

desajuste vertical de estruturas implantossuportadas usando três diferentes forças

para apertar os parafusos de fixação: fixação pela mão até primeira resistência, e

usando torquímetro com 10 e 20Ncm. Usando um modelo de resina acrílica com

dois implantes de hexágono externo (4,0X15mm), na região de canino, paralelos

entre si, para suportar uma prótese fixa de seis elementos foi observado o

desajuste dos pilares sobre os implantes. Os pilares foram conectados aos

implantes e avaliados os desajustes marginais através de microscópio óptico, a

partir de marcações feitas na superfície vestibular e lingual padronizando assim os

pontos de medição. As infraestruturas foram posicionadas sobre os implantes e

submetidas às três forças referidas anteriormente pelos autores. O tamanho da

abertura marginal foi medida em micrômetros com 230X de ampliação. Os dados

foram analisados para determinar a média de abertura marginal e desvio-padrão

para cada infraestrutura nos diferentes tipos de apertos. Os resultados foram

submetidos aos testes ANOVA e Tukey. Foi possível concluir que o uso do

torquímetro mesmo com a menor intensidade de força (10 Ncm) reduziu

consideravelmente o desajuste vertical, e consequentemente aumentou a tensão e

fadiga dos componentes, levando a um erro de interpretação real.

Karl et al.(2006) através da análise por elementos finitos quantificou a

magnitude da carga no osso por causa da fixação de estruturas cimentadas ou

parafusadas. O estudo foi baseado em uma situação clínica com 3 implantes, 4

grupos diferentes de restaurações com 10 amostras cada. Medidores de tensão

sobre os pônticos das restaurações foram usados para medidas in vivo. Usando

os valores obtidos, o carregamento do osso em modelo tridimensional foi

simulado. Estresse foi encontrado para carregamento axial do implante com 200N.

Assumindo-se que a carga axial de 200N em um único implante está dentro do

domínio da capacidade de adaptação do osso, verifica-se que a quantidade de

stress resultante da fixação de superestruturas isoladamente não constitui um

risco. O nível de precisão de ajuste, que pode ser obtido na fabricação

20

superestrutura parece ser suficiente para produzir restaurações que não causam

danos ao osso.

A ausência de um adequado ajuste na interface pilar/implante, tenderá a

ocasionar problemas mecânicos, como o desaperto dos parafusos protéticos, bem

como do pilar, falha dos parafusos, fratura da infraestrutura metálica e material

restaurador e principalmente problemas biológico como reabsorção óssea ao

redor dos implantes decorrentes das tensões exercidas por falta de passividade.

Desta forma, Barbosa et al. (2007) com o objetivo de avaliar se metodologias

diferentes como o teste do parafuso único e o torque em todos os pilares das

infraestruturas podem gerar diferentes interpretações dos resultados quanto ao

nível de ajuste vertical de infraestruturas para prótese implantossuportadas,

utilizando a fotoelasticidade para verificar se há presença de tensão e se esta

sofre alteração de acordo com a metodologia utilizada. Cinco pilares UCLA

calcináveis foram encerados sobre modelo de gesso, obtido a partir de uma matriz

metálica contendo cinco implantes (3,75X13mm) de plataforma regular. Foram

utilizadas quatro infraestruturas padronizadas, estadas foram fundidas em anel de

fundição e incluídas em revestimento (Rematitan Plus, Dentaurum) e, em seguida,

levadas ao forno para queima, utilizando titânio comercialmente puro. Após o

processo as peças foram desincluídas e jateadas com óxido de alumínio, porém

nenhum procedimento de acabamento e polimento foi realizado nas cintas dos

pilares. Os desajustes foram analisados por meio de microscópio pela técnica do

parafuso único, bem como após o torque de 20 Ncm nas infraestruturas com o

auxílio de um torquímetro manual. A análise microscópica foi feita em um ponto

central nas superfícies vestibular e lingual de cada pilar, num total de 40 regiões

analisadas, em seguida, era obtida a média de desajuste por pilar. A análise

fotoelástica foi realizada após a obtenção do modelo fotoelástico. As

infraestruturas foram instaladas no modelo fotoelástico, inicialmente por meio do

aperto de apenas um parafuso, e em seguida, sob torque de 20Ncm, em seguida,

levando o conjunto para o polariscópio afim de realizar a leitura das franjas

21

fotoelásticas. As tensões foram analisadas em quatro pontos tangenciais mesial e

distal de cada implante, correspondentes às áreas de maior concentração de

estresses na região de crista. Através do método de compensação de Tardy foram

obtidos os valores das franjas fotoelásticas em cada ponto. Foi aplicado o teste t

(p<0,05) com o objetivo de verificar diferença entre os valores de cada método de

avaliação. Foi possível concluir um alto nível de desajuste apresentado pelo lado

desapertado após avaliação pelo teste do parafuso único, enquanto que após o

torque em todos os parafusos, a média caiu significativamente. Na avaliação

fotoelástica, observou-se uma grande quantidade de tensão gerada no modelo

após o torque de todos os parafusos da infraestrutura.

Damaceno (2008) O assentamento passivo de próteses fixas implanto-

suportadas pode ser obtido por procedimentos laboratoriais. O objetivo deste

estudo foi avaliar comparativamente a formação de tensões induzidas por

infraestruturas implanto-suportadas obtidas por duas técnicas através da análise

fotoelástica. Dois grupos de infraestrututas em titânio comercialmente puro foram

obtidos sobre uma matriz metálica: 1- três infraestruturas confeccionadas pela

técnica da soldagem de borda de cilindros e 2- três infraestruturas fundidas em

monobloco e submetidas ao sistema de retificação de cilindros. Após análise em

microscopia óptica, apenas a estrutura mais bem adaptada de cada grupo foi

submetida à análise de tensões, em três sequências de aperto dos parafusos

protéticos. Após, a estrutura do grupo II sofreu secção e soldagem e foi

novamente submetida à análise fotoelástica. Os resultados mostraram maior

magnitude de tensões com a sequência de aperto de parafusos da esquerda para

direita e vice-versa, para ambos os grupos. A estrutura do grupo I induziu menor

concentração de tensões, mesmo tendo apresentado maiores valores de

desadaptação (165μm) comparada ao grupo II antes (54μm) e após secção e

soldagem a laser (117μm). A técnica da soldagem de borda a laser, associada à

sequência de aperto do parafuso protético do centro para as extremidades, obteve

melhores resultados formação de tensões para este tipo de reabilitação.

22

Spazzin et al. (2009) avaliaram a influência do material de parafuso

protético na estabilidade articular em dentaduras impantossuportadas em dois

níveis de desajuste. Foram confeccionadas 10 próteses mandibulares

implantossuportadas. Vinte modelos de gesso foram fabricados. Quatro grupos

(n=10) foram testados, de acordo com o ajuste vertical das dentaduras passivas e

não passivas. O teste do parafuso foi utilizado para quantificar os desajustes

verticais, utilizando microscópio. O torque de afrouxamento dos parafusos

protéticos foi medido 24 horas após o momento de aperto, usando um medidor

digital de torque. Baseados nos resultados obtidos não houve interação

significativa entre o nível de ajuste e material de parafuso.

Spazzin et al. (2010) este estudo avaliou a influência do retorque no torque

de afrouxamento de parafusos protéticos em próteses implantossuportadas com

diferentes níveis de ajuste. Dez próteses mandibulares implantosuportadas foram

fabricadas e, em seguida, 20 modelos de gesso foram preparados usando

estruturas protéticas para criar dois níveis de ajuste: ajuste passivo e desajuste.

Duas técnicas de aperto também foram avaliados: só torque inicial e torque inicial

e retorque após 10 min. Parafusos de ouro e titânio foram utilizados resultando em

quatro grupos. Após avaliação dos resultados para os parafusos de titânio não foi

encontrado diferença significativa.

23

2.2 TÉCNICAS DA FOTOELASTICIDADE APLICADA NA ODONTOLOGIA

A análise fotoelástica de tensões foi introduzida na Odontologia para

analisar bidimensionalmente as restaurações de amálgama quanto ao tipo de

preparo cavitário. A partir deste trabalho, o método fotoelástico recebeu uma

atenção maior no campo da Odontologia restauradora. A técnica é baseada na

propriedade ótica que certos materiais plásticos transparentes têm, que quando

submetido a um estado de tensão/deformação, apresentam alterações nos índices

de refração (ou anisotropia ótica) e consequentemente, mudam de cor. (Dally e

Rilley, 1978). O índice de refração de um material é a relação entre a velocidade

de propagação da luz no vácuo e a velocidade de propagação da luz no mesmo.

Em materiais que apresentam em que a tensão é aplicada.

White et al. (1994) investigaram o efeito do comprimento do cantilever na

transmissão de carga para a mandíbula através de próteses fixas

implantossuportadas, por meio da técnica de fotoelasticidade. O objetivo analisar

formas de minimizar forças excessivas ofertadas pelos braços suspensos,

aumentado a longevidade das fixações. Foi confeccionado um modelo fotoelástico

simulando uma mandíbula humana, moderadamente reabsorvida, com cinco

implantes regulares de 3,75mm de diâmetro e 13 mm de comprimento, sistema

Branemark, fixados na região entre os forames mentonianos. Os modelos foram

analisados previamente em polariscópio circular para a verificação de tensão por

polimerização. As infraestruturas foram cortadas e soldadas até se conseguir uma

passividade no assentamento, em seguida foram devidamente conectadas sobre

os implantes com torque de 10 Ncm, e sobre as mesmas foram colocados

gabaritos de resina acrílica perfurados de 5,0mm em 5,0mm, controlando as

diferentes distâncias para simulação do carregamento. Os autores observaram o

mesmo comportamento da distribuição da tensão para diferentes comprimentos do

24

cantilever, contudo, com magnitudes diferentes. Foi observada concentração de

forças no implante da região mais distal, sobretudo na região cervical, sendo

diretamente proporcional o aumento das distâncias ao aumento da tensão e com

intensidade menor e menos padrão nos implantes opostos ao carregamento. O

autor completa o trabalho discutindo a validação de experimentos in vitro, sendo a

sua aproximação válida para a maior compreensão do comportamento das

tensões sobre os corpos e para o aprimoramento de novas técnicas e

procedimentos.

Um fator crucial que afeta o resultado do tratamento com implantes é como

as forças oclusais são transmitidas para a interface osso-implante através das

supraestruturas e do implante com seus diferentes desenhos, dessa forma,

Çehreli et al. (2004), realizaram estudos fotoelásticos juntamente com o

posicionamento de extensômetros em modelos fotoelásticos com implantes de

diferentes tipos de conexão, no intuito de avaliar a intensidade de força gerada na

interface implante/osso e pilar/implante. Os implantes foram posicionados de

forma cuidadosa para que simulassem a relação ideal entre o implante e crista

óssea. Os modelos contendo os implantes foram inspecionados em polariscópio

circular para garantir a ausência de tensões prévias. Os autores relatam que a

técnica da fotoelasticidade em geral, demonstra a qualidade, quantidade e

distribuição das forças sobre um objeto pelo padrão das ordens de franjas,

sucessivas e contínuas linhas de cores diferentes (isocromáticas), em que cada

cor representa um grau diferente de birrefrigência, ou ordem de franjas

correspondente à tensão na região avaliada. Existe um tom de transição, o qual

permite delimitação entre a primeira e segunda ordem de franja permitindo a

leitura das tensões. O número de franjas indica a tensão ou a magnitude das

forças, franjas mais próxima uma das outras representam regiões de maior

tensão. A intimidade de contato entre implante e resina simula a condição

biológica da osseointegração. Os modelos foram carregados com forças verticais

e oblíquas de 100 e 150N em cada pilar para aferições fotoelásticas e com auxílio

25

de extensômetros. Durante o carregamento, franjas isocromáticas foram

observadas e fotografadas em câmera digital. Devido a interação química entre o

agente de ligação usado para o extensômetro, próximos aos implantes, e a resina

fotoelástica resultou em tensões sobre a superfície do modelo, a análise

extensométrica foi realizada após a análise fotoelástica como um método

complementar para comparação dos diferentes implantes. Não foram observadas

diferenças de magnitude no teste fotoelástico das medidas isocromáticas entre os

desenhos de conexão pilar/implante para ambas as condições de carga, mas as

tensões ao redor dos implantes com hexágono externo foram menores que ao

redor dos implantes com conexões internas tipo cone Morse e hexágono interno,

principalmente sob carga vertical.

Bernardes (2004) relatou que implantes osseointegrados vêm apresentando

limitações desde sua concepção. Uma delas seria a perda óssea marginal crônica.

Tal fenômeno seria justificado por cargas mastigatórias que levariam a

concentrações de tensões junto à crista óssea. Ao longo dos anos o autor relata

que foram sugeridas modificações buscando minimizar tal perda, por exemplo, o

desenvolvimento de novas junções pilar/implante e até mesmo implantes com

pilares em peça única. Dentre as várias vantagens citadas das junções internas

sobre o tradicional hexágono externo, estaria a capacidade das primeiras em

distribuir melhor as tensões, de maneira com que impedissem concentrações

excessivas na crista óssea. O trabalho do autor objetivou analisar qualitativamente

e quantitativamente as tensões geradas em modelos fotoelásticos decorrentes de

cargas aplicadas em peças simulando implantes com a mesma forma externa,

diferindo apenas no tipo das junções: hexagonal externa (HE), hexagonal interna

(HI), cônica interna (CI) e um implante sem junção (peça única, PU). Essas peças

foram inseridas em blocos fotoelásticos e submetidas a dois tipos de cargas

compressivas, uma axial (carga I) e outra 6,5mm fora do longo eixo (carga II).

Foram analisados diversos pontos de tensão ao longo de quatro corpos de cada

espécie (46 para carga I e 61 para carga II), nos quais se determinou a tensão

26

cisalhante máxima. Os pontos analisados geraram gráficos que a partir dos quais

foram determinadas áreas individuais para cada uma das duas situações de carga

em todo o corpo do implante e apenas para a região de pescoço do mesmo.

Depois de aplicados os testes de Kruskal-Wallis, U de Mann-Whitney, t de Student

e ANOVA, de acordo com a necessidade de cada análise, não foi encontrada

diferença significante (p<0,05) em nenhuma das duas situações propostas para

carga I. Entretanto, para carga II, quando avaliando todo o corpo do implante, os

de hexágono interno apresentaram diferenças significantes (p<0,05), com os

menores valores, em relação aos outros grupos (hexágono externo, cônico interno

e peça única). Da mesma forma, para a análise da região de pescoço sob a carga

II, o grupo de implantes HI mostrou ser estatisticamente diferente (p<0,05) dos

grupos HE e PU, porém HI e CI não apresentaram diferenças, bem como HE, PU

E CI. Quando realizando conclusões baseadas nos valores encontrados, em

porcentagem, observou-se que, para a carga I, o grupo CI apresentou os menores

valores de tensão cisalhante máxima para todo o corpo, seguido pelo grupo PU,

0,45% maior e após estes os grupos HI com 2,02% e HE com 3,33% maiores que

o primeiro. Nesta situação de carga quando analisando a área de pescoço da

peça, foram encontrados menores valores para o grupo PU, seguido pelo HI com

1,69% maior, CI, 3,15% e HE, 3,82% maiores que o primeiro. Quando para carga

II, o grupo HI apresentou os menores valores para todo o corpo da peça, seguido

pelo CI com 10,9%, PU e HE com o mesmo valor de 12,93%. Na situação de

carga II, para a região de pescoço do implante, a ordem encontrada foi a seguinte:

com menor valor o grupo HI, seguido pelo CI com 9,45%, PU com 15,20% e HE

com 17,36%.

Sadoswsky & Caputo (2004) analisaram, por meio da técnica de

fotoelasticidade a influência do número de fixações no comportamento das

tensões geradas na região anterior de mandíbula, para suporte de barras para

overdentures. Foram confeccionados dois modelos fotoelásticos de mandíbula

levemente reabsorvidos, o primeiro com dois implantes na região de parasínfise

27

(4,1 x 10 mm) e o segundo com três implantes, seguindo o modelo do segundo.

Infraestruturas metálicas (Au-Pd) foram enceradas, fundidas e soldadas, com

cantilevers de 7 mm de comprimento, dois modelos de retenção foram

desenhados para as próteses. O carregamento no lado direito e esquerdo

produziram padrões similares de franja. Ambos os modelos mostraram baixos

níveis de tensão gerados nos implantes mais distais, contudo modelos que

utilizaram retenções mais rígidas apresentaram nível de tensão maior que a

observada nas próteses retidas por barra-clip; o incremento de um implante na

região de sínfise melhorou a distribuição das tensões, quando utilizado barra-clip.

Os autores fazem considerações a respeito de fatores inerentes ao paciente para

pensar no incremento de implantes, levando sempre em conta fatores como

morfologia óssea, força oclusal e condições financeiras.

Bernardes et al. (2005), através da técnica da fotoelasticidade avaliaram

diferentes junções de implantes, quanto à distribuição de tensão para a região

cervical dos implantes de forma quantitativa, induzindo perda óssea marginal

encontrada nos implantes do Sistema Brånemark, após o primeiro ano de uso.

Neste trabalho foram utilizados quatro implantes sem rosca e com dimensões

idênticas, diferindo apenas nas respectivas junções (4,1mm x 13 mm). Modelos

fotoelásticos foram confeccionados utilizando resina acrílica flexível (Polipox® –

SP - Brasil), e adaptados a um dispositivo para aplicação de carga nos implantes.

Todo aparato foi adaptado a um polariscópio de transmissão. Carga axial de 1kgf

foi aplicada nos implantes. As ordens de franjas foram delimitadas e pontos

estratégicos estabelecidos para obtenção dos valores da tensão cisalhante

máxima (Ʈ). Os autores concluíram que a fotoelasticidade plana apresentou-se

como metodologia simples, barata e de fácil análise, retratando de maneira

aproximada os campos de tensão e deformação que ocorreram nos modelos, ideal

para emprego em implantes dentários. Quanto aos implantes, observou um

comportamento semelhante independente do tipo de junção, para o carregamento

28

axial. Quando do deslocamento da força para fora do longo eixo das estruturas

analisadas, as mesmas apresentaram comportamentos diferentes.

Markarian et al. (2007) utilizaram método da fotoelasticidade para

observação da distribuição de tensão nas estruturas protéticas sobre implantes. O

trabalho teve por objetivo avaliar a intensidade da tensão gerada e sua distribuição

ao longo de modelo experimental com prótese com e sem adaptação, sobre

implantes paralelos e inclinados. Os modelos fotoelásticos foram confeccionados

usando implantes de 3,75mm X 10 mm (Conexão), usando resina fotoelástica (PL-

2 Liquid Plastic). Foram obtidos modelos fotoelásticos com implantes paralelos e

um segundo modelo obtido da mesma forma, exceto para o transferente central,

que foi anexado a um implante que estava conectado a um pilar angulado de 30°.

As infra-estruturas metálicas foram confeccionadas utilizando barras cilíndricas de

titânio com 3,0 mm de diâmetro (400304, Conexão) e pilares cilíndricos de titânio

(105004, Conexão) soldados a laser. Durante a análise fotoelástica o modelo foi

imerso em óleo mineral para minimizar a refração da luz. Foi utilizado um

polariscópio plano ao invés de polariscópio circular. Apenas análise qualitativa, por

meio de registro fotográfico foi realizada. Eram avaliados o número de franjas, a

maior magnitude de tensão e a região de maior concentração de tensão. Os

resultados demonstraram que para a configuração com três implantes paralelos,

as tensões foram mais homogêneas e se concentraram no sentido axial e para

configuração com implante inclinado, a tensão foi maior e mais concentrada com

um perfil não homogêneo, sendo os modelos com desajustes os que

apresentaram maiores acréscimos de tensão.

Pellizzer et al. (2011) tiveram como objetivo avaliar a distribuição de

tensões com diferentes sistemas de implantes através da fotoelasticidade. Foram

confeccionados 5 modelos fotoelásticos com um implante e um pilar com

implantes de diferente tipos d conexão. Uma carga axial e oblíquo de 150N foi

aplicada por máquina de ensaio e um poariscópio circular. O maior número de

franjas isocromáticas foi observado no ápice do implante e na cervica. Concluiu-se

29

que implantes cone Morse apresentou uma distribuição de tensões mais favorável

entre os grupos.

2.3 TÉCNICAS DE ASSENTAMENTO PASSIVO DE INFRAESTRUTURA

PROTÉTICA IMPLANTOSSUPORTADA

Uma técnica foi desenvolvida por Jemt et al. (1992) para reabilitar 86

pacientes com próteses implantossuportadas. Foram utilizados componentes pré-

fabricados de titânio unidos por soldagem a laser à infraestrutura metálica para

corrigir a desadaptação sobre os implantes. Após um ano, os resultados

demonstraram uma incidência de falhas semelhantes a do grupo controle,

composto de 287 estruturas confeccionadas pelo método da fundição

convencional. Durante o primeiro ano em função, apenas 2% das próteses tiveram

que ser refeitas com algumas modificações. Geralmente, novas técnicas envolvem

problemas e complicações que não podem ser detectados antes do uso clínico.

Foi observado que esta técnica dificulta um pouco o correto posicionamento dos

dentes artificiais no longo eixo dos implantes, fazendo com que a prótese

apresente uma sobre-extensão buco-lingual, solicitando o ajuste dos componentes

pré-fabricados de titânio. Os autores concluíram que são necessárias mais

pesquisas para comprovar a eficiência desta técnica em longo prazo,

principalmente melhoria nas propriedades de resistência à fadiga.

Breeding LC et al. (1992) relataram que quando a remoção da

superestrutura provisoriamente cimentada de um pilar cimentado torna-se

necessário, as forças de retenção do pilar intermediário e superestrutura tornam-

se considerações importantes. Este estudo comparou as forças de retenção de

peças fundidas cimentadas com pilares de implantes de titânio usinadas e um pré-

30

molar humano com três agentes cimentantes provisórios. Também foram testados

os pontos fortes do sistema retentivos dos pilares de metais nobres e implantes

cimentados em equipamentos de titânio com três agentes cimentantes

permanentes secos e armazenamento depois em 0,9% soro fisiológico por 30 dias

a 37 º C. Não houve diferença entre os valores retentivos para as peças fundidas

cimentadas sobre os pilares de titânio e do dente natural.

Waine (1992) define soldagem como sendo processo de união entre duas

partes metálicas, usando fonte de calor. Ele destaca que cada processo apresenta

vantagens e desvantagens, e a escolha do processo a ser utilizado na soldagem

deve preencher os seguintes requisitos: gerar uma quantidade de energia capaz

de unir dois metais, similares ou não, sem causar distorção na peça; propiciar o

controle da metalurgia de soldagem, para que a solda alcance as propriedades

desejadas; avaliar a qualidade da junta e custo do equipamento. Esclarece que a

metalurgia de soldagem estuda o comportamento do metal durante e após o

processo de solda e os efeitos nas suas propriedades, incluindo o estudo das

microestruturas do cordão de solda e da zona afetada pelo calor (ZAC). O autor

afirma que a distorção da peça, o tamanho da microestrutura da ZAC dependem

da quantidade de calor fornecido à peça, o qual varia conforme o processo

utilizado. Por outro lado, afirma que a qualidade de uma junta soldada não inclui

apenas a qualidade da microestrutura do metal base, mas também depende da

ausência de defeitos como porosidade, falta de fusão e de penetração. A falta de

fusão ou penetração são defeitos que podem ser evitados com um projeto

adequado da junta, um posicionamento correto das peças, a utilização de uma

sequência de soldagem apropriada ao projeto da junta e à espessura do material.

Jemt (1995) analisou a distorção tridimensional de estruturas em titânio e

ligas áuricas soldadas, medindo a precisão entre a margem completa da prótese

sobre implantes. Medidas da precisão das próteses sobre implantes de 30

pacientes com próteses fixas por implantes osseointegrados do sistema

31

Bränemark, em mandíbulas edêntulas, foram analisadas. Estes pacientes foram

divididos em três grupos diferentes, de acordo com as estruturas metálicas

confeccionadas, dez pacientes receberam estruturas metálicas em ligas áuricas e

outros dois grupos estruturas metálicas em titânio (antigas e novas) e

posteriormente, soldadas. O ajuste das próteses finalizadas era medido em três

dimensões em relação ao modelo mestre antes da inserção. Significante distorção

em 3-D foi observada nos copings de ouro (42μm); a maior distorção para os

outros dois grupos com estruturas em titânio foi de 43μm e 36μm, respectivamente

e menor distorção foi observada na direção vertical para todos os grupos. Nenhum

dos grupos apresentou um ajuste significativamente melhor, mas o grupo com

estruturas mais antigas em titânio apresentaram maior distorção. Conforme

observado pelo autor, este estudo indicou que existe risco maior de desajuste,

após a secção e soldagem de próteses com estruturas antigas em titânio em

relação às próteses com estruturas novas em titânio.

Jimenez – Lopez (1995) apresentou a técnica do cilindro cimentado em

prótese rosqueada sobre implantes. A técnica consistia na confecção de uma

estrutura em peça única, sem soldagem, na qual era integrado um cilindro de ouro

que seria usado como referência para posicioná-la na boca. Em seguida, nas

regiões correspondentes aos cilindros restantes, previamente posicionados e

fixados no pilar transepitelial, eram preparados alojamentos para que

posteriormente fossem cimentados diretamente na boca com resina anaeróbica. O

autor relatou obter um ajuste passivo absoluto que, além disso, facilitava a técnica

de laboratório, obtendo ótimos resultados com maior rapidez e confiabilidade.

Em 1995, Schmitt & Chance descreveram a técnica de fabricação de

restaurações metálicas implante-retidas sem a necessidade de fundições, através

da associação de 3 métodos não convencionais: Laser Scanning; sistema CAD-

CAM e; eletroerosão. Com isso foi possível a fabricação de restaurações

metálicas com grande precisão em relação a adaptação marginal, sem a utilização

32

da técnica da cera-perdida e fundição do metal. Os autores relataram que antes

da introdução deste sistema na Odontologia, as restaurações, inclusive as do tipo

implanto-retidas, eram normalmente confeccionadas pelas técnicas laboratoriais

convencionais e que estes métodos apresentavam imprecisões resultantes de

distorções dos modelos, revestimentos e resfriamento do metal, além do fato de

poderem gerar reações galvânicas na interface implante/restauração por serem

normalmente confeccionadas em Au ou alguma liga de metal básico, o que não

ocorriam na associação das três técnicas. O uso do Laser Scanning consiste

numa técnica alternativa onde feixes de luz (laser de baixa-energia) são

projetados sobre o modelo a ser reproduzido, sendo capturados num sensor

próprio do aparelho. Estes dados são arquivados no formato. STL e, transferidos

para o sistema CAD-CAM que irá criar o modelo em 3 dimensões. Na sequência

era feita a restauração metálica em Ti através do processo de eletroerosão no

aparato E.D.M. A restauração concluída apresentou excelente contorno,

adaptação marginal e propriedades biomecânicas. Com isso foi concluído que a

utilização do Laser Scanning, CAD-CAM e eletroerosão podem ser indicadas na

fabricação de restaurações metálicas implante-retidas, obtendo resultados mais

versáteis e precisos do que os obtidos pelas técnicas convencionais.

Neo et al. (1996) desenvolveram um estudo com o objetivo de investigar as

propriedades mecânicas das uniões soldadas de conectores de titânio. O titânio

puro foi usado como controle. As soldas foram feitas pela técnica de soldagem a

laser e gás tungstênio. Foi investigado também o efeito do calor das queimas de

porcelana. As soldas a laser apresentaram redução significativa na resistência à

tração final. O tratamento com calor não teve efeito sobre o módulo de

elasticidade e alongamento, mas diminuiu a resistência à tração das amostras de

titânio soldadas a laser. Entretanto, continua maior que a solda convencional. As

amostras soldadas com gás tungstênio têm resistência à tração e módulo de

elasticidade maior que dos outros grupos. O alongamento do grupo controle foi

maior e nos corpos soldados a laser, diminuiu. Os autores escreveram que a solda

33

a laser é uma técnica que produz assentamento passivo em infraestruturas de

próteses sobre implantes. Ainda, que este tipo de solda tem resistência igual ou

maior que soldas convencionais. A técnica com gás tungstênio pode também ser

utilizada para unir componentes de titânio. Este processo une metais pelo

aquecimento entre um eletrodo de tungstênio e a estrutura do metal. Na área a ser

soldada, área do eletrodo e adjacentes são protegidas por gases inertes como

argônio, hélio ou um mistura de gases. Procedimento complicado, pois qualquer

contaminação pelo ar vai oxidar o metal no ponto de solda. Observou-se na

análise fractográfica e fotomicrografia ótica que a profundidade de solda foi de

0,68mm, insuficiente para produzir completa penetração da solda. Este fato

acarreta a formação de crateras na solda, porosidades, o que provoca

concentração de tensão, diminuindo a resistência da união soldada.

Após uma revisão de literatura sobre qual é o melhor método para a

confecção de infraestruturas com assentamento passivo sobre implantes, Riedy

et al. (1997) realizaram uma pesquisa para comparar os processos de confecção

da estrutura em monobloco pela cera perdida e a estrutura seccionada e unida por

soldagem a laser. Foi confeccionado um modelo de resina acrílica e cinco

implantes de plataforma regular do tipo hexágono externo foram posicionados na

região de sínfise mandibular. Pilares do tipo standard receberam torque de 20

Ncm sobre os implantes. Sobre os pilares foram instalados transferentes

quadrados de impressão e a matriz foi moldada dez vezes para produzir modelos

de trabalho, que foram distribuídos ao acaso entre os laboratórios pré-

selecionados para a confecção das infraestruturas de titânio. Cinco modelos foram

enviados ao laboratório Procera para a fabricação de peças maquinadas e unidas

por soldagem a laser e cinco modelos foram encaminhados para a confecção das

estruturas em monobloco em laboratórios localizados no centro-oeste dos Estados

Unidos da América que tinham experiência de no mínimo oito anos na produção

de infraestruturas de titânio pela técnica da cera perdida. Para padronizar as

estruturas, foram enviadas como referência fotografias do padrão do desenho da

34

estrutura aos laboratórios e foram instruídos a fabricar as peças com o mesmo tipo

de liga de titânio, técnica de enceramento, desenho dos sprues e técnica de

fundição. A videografia a laser é um recurso que combina a digitalização a laser

com um programa de computação gráfica para uma avaliação visual e numérica

dos dados e foi o método de análise para avaliar a precisão das estruturas. Para

referência na análise dos dados, foram incorporadas três esferas no modelo

mestre, uma localizada na região lingual e duas posicionadas lateralmente a linha

média na região anterior do modelo. Posteriormente, o modelo foi escaneado e os

dados foram enviados ao computador acoplado ao escaner. Sobre a matriz de

resina acrílica cada infraestrutura foi posicionada e realizou-se uma moldagem de

transferência com gesso para marcar a posição da infraestrutura e das esferas de

referência. Posteriormente o molde foi posicionado no digitalizador para registrar

no computador a posição da infraestrutura e das esferas de referência em relação

ao modelo. Cada estrutura foi escaneada três vezes. O método de análise

utilizado inicialmente localiza o centro e o longo eixo de cada componente, tanto

do modelo mestre como da estrutura produzida. Posteriormente, foram realizadas

comparações entre os pontos analisados do pilar e do coping correspondente e

assim pode-se avaliar a precisão da posição tridimensional da infraestrutura em

relação com as esferas de referência localizadas no modelo mestre. Os resultados

demonstraram uma média de 20 a 47 micrometros para o grupo da soldagem a

laser com 20% das interfaces de cada pilar-implante maiores do que 25

micrometros. Para o grupo das infraestruturas em monobloco, observou-se uma

variação de 20 a 68 micrometros com 48% das interfaces de cada pilar-implante

maiores do que 25 micrometros. Os autores concluíram que houve diferença

estatística significativa entre os dois grupos e as infraestruturas maquinadas e

unidas por soldagem a laser apresentaram melhor adaptação marginal e menor

desajuste comparado ao grupo das estruturas confeccionadas em monobloco pela

técnica de cera perdida.

35

Wang & Chang (1998) levando em consideração o consenso existente na

literatura em relação à limitada profundidade de penetração do laser e extenso

dano à superfície, realizaram um estudo por meio de uma simulação de

transferência de calor tentando explicar esse comportamento e oferecer um

método alternativo de múltiplos pulsos. Um programa de computador foi utilizado

para simular a transferência de calor ao titânio c.p. e ao Au durante a soldagem.

Os autores relataram três vantagens da soldagem a laser: 1) o contato direto não

é requerido; 2) soldagem precisa e bem definida e 3) pequena zona de

aquecimento. Afirmaram que devido à pequena profundidade de penetração, o

acabamento e polimento das uniões soldadas a laser devem ser evitados. Como a

zona de soldagem a laser deve ser sobreposta, microfendas podem atuar como

iniciadores de trincas por fadiga, enfraquecendo a união.

Ortop et al. (1999) verificaram experiências clínicas de próteses sobre

implantes, confeccionadas em titânio e posteriormente, soldadas em mandíbulas

edêntulas. Foram selecionados 155 pacientes, nos quais se confeccionaram

próteses sobre implantes com supraestruturas em ligas áuricas e em titânio

soldadas a laser. No grupo (controle) de 53 pacientes foram instaladas próteses

com ligas áuricas. Dados clínicos e radiográficos coletados foram avaliados. As

taxas de sucesso foram de 95,9% e 99,7% para próteses de estruturas em titânio

e implantes, respectivamente. As taxas de sucesso correspondentes ao grupo

controle foram de 100% e 99,6%, respectivamente; a perda óssea foi em média de

0,5mm. As complicações mais comuns encontradas nas estruturas em titânio

eram fraturas de dente ou da resina, inflamação gengival e fraturas das estruturas

metálicas (10%). Se a prótese fraturava era soldada novamente; os componentes

soltos ou fraturados representaram insignificante porcentagem (<1%). Embora a

estrutura convencional apresentasse taxa de sucesso maior, a estrutura em

titânio, no geral, apresentou bom resultado. Segundo os autores, as estruturas em

titânio soldadas a laser podem ser uma alternativa viável às estruturas

convencionais.

36

Souza et al. (2000) realizaram um estudo comparando as uniões soldadas

com o uso de brasagem e solda a laser. Os autores concluíram que, na soldagem

a laser, o feixe transfere menor energia ao metal-base, minimizando o tamanho da

zona afetada pelo calor e as distorções nas peças protéticas, sendo esse

processo mais adequado do que a brasagem para aplicações odontológicas.

Ressaltaram, ainda, as vantagens da solda a laser como sendo: o calor fornecido

é próximo do mínimo para fundir o metal, reduzindo a zona afetada pelo calor

(ZAC) e minimizando distorções na peça; permite a transmissão do feixe a longas

distâncias; não é influenciado por campos magnéticos; permite a soldagem em

lugares de difícil acesso; possibilita a soldagem direta no modelo sem inclusão em

revestimento; pode ser aplicada em estruturas recobertas com porcelana ou

resina. As seguintes desvantagens foram também citadas: baixa eficiência de

conversão de energia (menor que 10%); necessita de atmosfera inerte de argônio;

apresenta problemas para soldagem de materiais com alta reflexão ao feixe e alta

condutividade térmica; fragilização e formação de porosidades no cordão de solda

devido à rápida solidificação; necessidade de proteção do operador contra os

efeitos do feixe de laser.

Iglesia & Moreno (2001) através de um relato de caso clínico demonstraram

a correção de peças de infraestruturas de titânio desajustadas sobre seis

implantes utilizando a técnica da soldagem de borda do cilindro calcinável. Com a

soldagem a laser foi possível a união das peças das infraestruturas de titânio

utilizando o mesmo metal formando uma única peça. O planejamento constituiu-se

de uma reabilitação com prótese fixa mandibular sobre seis implantes e foram

utilizados pilares cônicos de titânio e cilindros plásticos que foram fundidos em

titânio. Foi realizada a moldagem dos pilares cônicos e a verificação da fidelidade

do modelo mestre foi avaliada usando um índex de gesso. Em seguida, a

infraestrutura foi fundida e realizada a soldagem dos cilindros aos pilares de

titânio, sobre o modelo mestre. A conclusão dos autores foi que esta técnica não é

viável para o uso clínico, devido à falta de experiência e de componentes para

37

este tipo de trabalho. Apesar do sucesso clínico em período de tempo longo, é

uma técnica passível de erros em decorrência das etapas clínicas e laboratoriais.

Kim et al. (2001) avaliaram a relação entre o nível de torque aplicado e a

fixação dos pilares em implantes na conexão implante-pilar externo e interno.

Todos os pilares de cada grupo foram reunidos e apertados por um medidor digital

de torque com 5, 10 e 30N. Os resultados do presente estudo sugerem que, para

minimizar o efeito de desajuste, os parafusos dos pilares deverão ser reapertados,

pelo menos, duas vezes em 30Ncm a um intervalo de 10 min em todos os

procedimentos laboratorias e clnicos.

Randi et al. (2001), compararam o assentamento de infraestruturas

implantosuportadas cimentadas a infraestruturas parafusadas enceradas e

fundidas tradicionalmente e ensaiaram, ainda, a resistência da cimentação. Dez

infraestruturas telescópicas foram cimentadas aos cilindros de ouro com um

cimento resinoso bis-GMA. O grupo controle consistiu de dez infraestruturas

fabricadas com técnicas tradicionais de enceramento e fundição diretamente aos

cilindros de ouro. A distorção das infraestruturas foi analisada com o sistema SEM

e o teste do parafuso único. As infraestruturas cimentadas demonstraram

assentamento superior e distorção angular comparada ao grupo controle. Os

autores concluíram que os testes de retenção sustentam o uso da técnica de

infraestruturas cimentadas com força de retenção adequada.

Em uma pesquisa realizada por Takahashi et al. (2003), o desajuste

marginal de infraestruturas foi avaliado comparando diferentes técnicas de

produção. Os autores relataram que estruturas fundidas, mesmo sendo de liga de

ouro, sofrem riscos de alteração dimensional devido ao enceramento e aos

processos de fundição. Por outro lado, as barras confeccionadas pelo método

CAD/CAM, de acordo com o fabricante, apresentam alto grau de adaptação

passiva sobre os implantes. Na pesquisa, todas as 19 peças foram produzidas no

38

mesmo laboratório, sendo 14 feitas pelo método Procera Implant Bridge e 5

confeccionadas por fundição em liga de ouro. As infraestruturas foram

processadas em dois formatos diferentes, onde 17 eram de rebordos totalmente

desdentados e 2 peças eram de áreas parcialmente edêntulas. Na avaliação, os

autores aplicaram com uma seringa, silicone de adição de consistência leve sobre

os pilares e a estrutura correspondente foi posicionada e pressionada digitalmente

na sua porção oclusal. A película do material de impressão dentro dos copings foi

analisada por microscopia em quatro pontos pré-estabelecidos. O grupo I

(Procera) apresentou um desajuste médio de 26,9μm e todas as peças

apresentaram desajuste menor que 30μm. As infraestruturas fundidas em ouro

apresentaram desajuste marginal médio de 46,8μm. Os resultados demonstraram

diferença estatisticamente significante entre os grupos e melhor ajuste das

estruturas produzidas pelo sistema CAD/CAM.

Ortorp et al. (2003) compararam a precisão entre dois métodos de

fabricação de infraestruturas protéticas sobre implantes dentais, a precisão da

produção contínua das estruturas e a distorção causada pela aplicação de

cerâmica sobre as peças. Os autores relataram que nas últimas décadas o titânio

tem sido pesquisado para substituir as ligas de ouro usadas para a fabricação de

infraestruturas protéticas, por causa do seu melhor custo e baixa corrosão no meio

bucal. Devido a problemas de fratura em estruturas seccionadas e unidas por

soldagem a laser, a usinagem de infraestruturas controlada por computador tem

demonstrado melhores resultados com a precisão no assentamento sobre os

implantes, maior resistência do monobloco e a menor dependência de

procedimentos laboratoriais. Um modelo mandibular com implantes (Sistema

Branemark, Nobel Biocare) de um paciente desdentado total foi escolhido ao

acaso. Baseado neste modelo foi confeccionado um modelo mestre com cinco

réplicas do pilar standard (DCB 175-0, Sistema Branemark). A distância do centro

dos pilares dos implantes extremos era de 30,9 milímetros e da linha média era de

8,6 milímetros. Foram confeccionadas 20 infraestruturas usinadas e controladas

39

por computador (Procera Implant Bridge – Nobel Biocare) e 5 estruturas fundidas

com liga de ouro. As peças foram fabricadas a partir de um padrão de resina

acrílica que foi usada no paciente, representando o modelo mestre. Como grupo

controle, foram utilizadas cinco infraestruturas confeccionadas pela fundição de

liga de ouro nobre com cilindros pré-fabricados de ouro (Nobel Biocare). O padrão

de cera foi construído com 17 milímetros de cantilever bilateral. Após a fundição

das peças de ouro, elas foram posicionadas sobre o modelo mestre para avaliar o

assentamento passivo. Uma das peças não foi aceita pelo técnico e teve de se

seccionada e soldada. Para as infraestruturas que foram confeccionadas pelo

método CAD/CAM, o padrão foi posicionado em um digitalizador a laser e as

estruturas foram elaboradas em computador. Todas as peças foram extendidas

com um cantilever de 15 milímetros, bilateralmente. Após a confecção das barras

pelo método CAD/CAM, elas foram demarcadas de “A” a “T” e receberam

tratamento de acabamento, polimento, e jateadas com óxido de alumínio para

receber o material de revestimento estético. As vinte infraestruturas foram, ao

acaso, subdivididas em dois grupos para serem revestidas com cerâmica

(Duracetin Titankeramic, Ducera) ou resina acrílica termopilimerizável (SRChroma

Link, SRIvocron) por um técnico de laboratório. O modelo mestre foi duplicado

para protegê-lo do processo de queima de cerâmica. Os resultados demonstraram

que as peças usinadas por computador (Procera Implant Bridge – Nobel Biocare)

apresentaram em média 20μm de desajuste. As peças fundidas em liga de ouro

nobre apresentaram uma variação de 20 a 97μm de desajuste marginal. Os

autores concluíram que o método de produção controlado por computador para a

confecção de infraestruturas implantossuportadas apresentou maior precisão na

adaptação do que o método de fundição com liga de ouro nobre.

Baba & Watanabe (2004) avaliaram a profundidade de penetração do laser

nas ligas odontológicas. Foram preparadas amostras com as seguintes medidas,

3,0mm x 8,0mm x 50 mm, de Ti cp, Ti-6Al-4V, Ti-6Al-7Nb, liga de Co-Cr e liga

áurica tipo IV. Dois segmentos de cada metal utilizado foram posicionados juntos e

40

soldados com as condições: voltagem de 160-340 V, diâmetro entre 0,4-1,6mm e

duração do pulso de 10ms. A profundidade de penetração da solda em cada liga

foi medida após a separação dos blocos soldados. As profundidades de

penetração foram: Ti cp (0,29-6,45mm), Ti-6Al-4V (0,32-5,24mm), Ti-6Al-7Nb

(0,34-5,65mm), Co-Cr (0,24-6,15mm) e liga de ouro Tipo IV (0,12-5,22mm). A

voltagem e o diâmetro da solda afetaram a profundidade de penetração dos

metais testados. De acordo com os resultados obtidos, os autores verificaram que

quando a voltagem aumenta e o diâmetro de solda diminui, a profundidade de

penetração da solda aumenta. Em condições satisfatórias a soldagem a laser

oferece profundidade de soldagem de acordo com a densidade dos metais

utilizados.

Sartori et al. (2004) realizaram um estudo comparando o ajuste da

infraestrutura antes e depois do processo de eletroerosão. Foram utilizados

cilindros de ouro (grupo1) e cilindros de titânio comercialmente puros (grupo2) e

confeccionadas cinco estruturas em monobloco, cada uma sendo uma prótese fixa

de três elementos sobre dois implantes. Os desajustes marginais foram analisados

em microscópio antes e depois da eletroerosão. Os resultados não demonstraram

diferença significante no assentamento sobre os implantes entre os dois grupos

após a eletroerosão, mas o grupo da liga de ouro apresentou melhor adaptação.

Uysal et al. (2005) avaliaram as propriedades da soldagem a laser (Cresco-

Ti System) e o “stress” suportado na união de uma infra-estrutura

implantossuportada. Foi analisada, em três dimensões, a carga biomecânica

gerada sobre os pontos de solda a laser em estruturas totais e parciais

implantossuportadas. Vinte amostras de titânio comercialmente puro (Cresco-Ti

Co) foram maquinadas com 4 milímetros de diâmetro e 40 milímetros de

comprimento e foram divididos em dois grupos de dez amostras cada. O grupo

controle foi utilizado em monobloco e o grupo experimental foi seccionado e unido

por soldagem a laser (Cresco-Ti Co) em laboratório. Os pontos de solda a laser

41

em uma amostra foram seccionados e analisados em microscópio para avaliar a

penetração e eficiência da soldagem. Todas as amostras foram submetidas a um

teste de tensão uniaxial com strain gauges e os dados foram analisados por um

programa de computador. Os resultados mostraram que os pontos de solda a

laser uniram somente as bordas das amostras, localizando as fraturas somente

nessa região.

Karl et al. (2005) quantificou o desenvolvimento de tensões em várias

próteses parciais fixas fundidas e com revestimento cerâmico. Quatro técnicas

foram avaliadas de confecção das infraestruturas foram avaliadas antes e depois

do revestimento cerâmico (parafusadas com cilindro plástico e de ouro;

parafusada e cilindro cimentado). Três implantes foram colocados em um modelo

simulando uma situação clínica e strain-gauges foram colocados na região mesial

e distal dos implantes. Todas as próteses revelaram quantidade mensurável de

tensão. Nem o tipo de retenção, nem o modo de fabricação de próteses

convencionais parafusadas teve uma influência significativa no desenvolvimento

de tensão. O recobrimento cerâmico causou um aumento no desenvolvimento de

tensão para as próteses testadas. Os menores valores foram encontrados em

próteses cimentadas aos cilindros de ouro por compensar os erros dimensionais

provocadas durante a impressão e fabricação das superestruturas.

Hart & Wilson (2006) mostraram a preocupação com alto índice de falhas

em regiões de extremo livre para infraestruturas metálicas em titânio. Foram

realizados, sob carga funcional simuladas, teste de fadiga e resistência flexural em

estruturas de titânio com cantilever fabricados por 3 processos de soldagem a

laser, com diferentes quantidades de fios de preenchimento nas uniões de solda, e

comparando com estruturas fabricadas com solda TIG. Sessenta estruturas de

cantilever de titânio foram confeccionadas sobre dois implantes afastados 5,0mm

entre si e extremo livre com comprimento de 15mm foram preparados com a

extremidade a ser soldada em forma côncava. As amostras foram divididas em 4

42

grupos de acordo com os seguintes processos de soldagem: (1) LF0, união

simples com a solda laser sem uso de fios de preenchimento; (2) LF1,soldagem a

laser inicial seguida por uma segunda solda com adição de fios de titânio de

preenchimento de 0,6mm de diâmetro; (3) LF2, os componentes foram soldados a

laser nas extremidades, e em seguida, foi feito uma ranhura de 0,6mm com um

disco de separação não contaminado com profundidade de 0,5mm, em seguida,

foi jateada as extremidades seccionadas com óxido de alumínio e limpas, seguido

de uma segunda soldagem incorporando fio de preenchimento de 0,6mm de

diâmetro; e (4) solda TIG com introdução de um fio de preenchimento de 0,9mm

de diâmetro. Todas as soldas a laser e TIG foram realizadas em condições ideais

para o titânio, desde a regulagem do equipamento à atmosfera com alto grau de

pureza do gás argônio. Todos os grupos laser falharam a 106 de ciclos e com

teste de fadiga que ultrapasse movimentação da barra acima de 2 mm. Àreas de

soldagem a TIG, apenas no teste de resistência flexural apresentaram deformação

plástica. Entre os grupos laser, os que apresentaram melhores resultados foram

os que utilizaram metais de adição e maior volume de solda aumentando os

valores de resistência à deformação. Foi concluído que a resistência máxima de

flexão e fadiga dos cantilevers soldados a laser de próteses em titânio é

influenciada pelo volume de fios de preenchimento utilizados na soldagem, falhas

precoces podem ocorrer onde a solda laser é realizada sem adição de fios. O

aumento da área e profundidade da solda laser para o aumento do volume de fios

de preenchimento resulta em aumento da resistência e durabilidade do conjunto. A

solda TIG foi o que depositou o maior volume de fios produzindo uma maior

resistência na área soldada.

Pan YH et al. (2006) avaliaram a resistência de união de cimento e

infiltração marginal de fundições cimentadas com pilares de implantes. Cinquenta

e seis pilares de titânio e infraestruturas fundidos foram divididos em 7 grupos (n =

8), um para cada cimento. As infraestruturas fundidas foram cimentadas aos

pilares usando cimentos resinosos (RES, RES-B, e RES-PA), um modificado por

43

ionômero de vidro (GI), um cimento de policarboxilato (PCB), um cimento de

uretano acrílico (UDM) , ou de um cimento de fosfato de zinco (ZP). Os espécimes

foram colocados em 100% de umidade, a 37 °C por 24 horas. As amostras foram

submetidas à ciclagem de carga de compressão seguida por ciclos térmicos.

Foram então imersos durante 24 horas, em 0,5% de fucsina básica. As peças

fundidas foram removidas com uma máquina de ensaio universal Instron com

uma velocidade de 0,125 cm / min. A infiltração foi visualmente classificada de 0

(sem infiltração) a 2 (infiltração estendido para além da metade inferior da

superfície interna da infraestrutura). Carga de ruptura foi analisada com a análise

de variância e teste de Scheffe (alfa = 0,05). Qui-quadrado foi utilizado para

analisar o vazamento (alfa = 0,05). Cimentos foram categorizados em 4 grupos

estatisticamente exclusivas: (1) RES-BP (351 N) e GI (337 N), (2) ZP (245 N) e

RES-B (241 N), (3) PCB (107 N), e (4) RES (63 N) e UDM (55 N). Infiltração foi

maior para o grupo PCB do que para os outros grupos (7 de 8 espécimes

demonstrou infiltração, P <0,01). Três espécimes ZP demonstraram infiltração.

UDM e RES tinham 1 espécime com infiltração. RES-B-P, RES-B, e GI não

apresentaram nenhuma infiltração. Agentes cimentantes designados pelo

fabricante como cimentos provisórios demonstraram menor resistência à remoção,

independentemente do tipo de material. Agentes de cimentação descritos pelos

fabricantes como "permanente" diferem na resistência, com cimentos resinoso

sendo mais resistente seguido dos cimentos de fosfato de zinco e de

policarboxilato.

Sousa et al. (2008), utilizaram soldagem a laser para análise do ajuste

cervical de protocolos com cinco implantes, avaliando ligas de Titânio

comercialmente puro (Ti cp) e Paládio de prata (Pd-Au). Foram construídos 20

corpos de prova, sendo dez para cada grupo e avaliada a interface pilar/implante

por microscópio analisador. As infraestruturas confeccionadas em Ti cp

apresentaram diferença estatística significante com relação ao grupo Pd-Al,

mostrando melhor interação do material com a técnica de soldagem a laser.

44

Lee H et al. (2008) investigaram a precisão das técnicas de impressão dos

implantes existentes na literatura e analisaram os fatores clínicos que afetam a

precisão da moldagem dos implantes. Por meio de buscas eletrônicas, utilizando

como palavras-chaves implantes e impressões, foram selecionados 41 artigos

para o processo de revisão da literatura. Todos os artigos selecionados foram

estudos in vitro. Após a revisão dos artigos concluiu-se que mais estudos

relataram maior precisão com a técnica de esplintagem do que sem união dos

transferentes. Para situações em que há 3 ou menos implantes, a maioria dos

estudos não mostraram diferença entre as técnicas de união ou não dos

transferentes. Enquanto que para situações com 4 ou mais implantes, mais

estudos mostraram maior precisão com a técnica de esplintagem.

Nunez-Pantoja et al. (2010) avaliaram a resistência à fadiga de

infraestruturas de Ti-6Al-4V soldadas a laser com diversos diâmetros. Sessenta

hastes em forma de haltere foi usinado em liga de Ti-6Al-4V com diâmetros de 1,5,

2,0 e 3,5mm. As amostras foram seccionadas e unidas. A soldagem a Laser foi

executada com os seguintes parâmetros: 360 V por 8 ms (1,5mm e 2,0 mm) e 380

V por 9 ms (3,5 mm), com foco e frequência regulados em zero. As amostras

foram avaliadas radiograficamente para a verificação de porosidades. Em seguida

os corpos-de-prova foram submetidos a ensaios mecânicos com cargas cíclicas e

a superfície fraturada foi observada em microscópio eletrônico de varredura. A

partir da análise estatística foi possível concluir que a soldagem a laser de

infraestruturas de Ti-6Al-4V, com diâmetro reduzido fornece as melhores

condições para a justaposição das partes a serem soldadas.

Wu T et al. (2010) afirmaram que o sistema CAD/CAM têm atraído cada vez

mais atenção devido a suas vantagens de ajuste de precisão e perfil de

emergência estético. No entanto, a tecnologia CAD para pilares personalizados

tem sido pouco estudada, bem como o seu comportamento biomecânico. Este

trabalho explorou um novo método para projetar um pilar personalizado angulado

45

em CAD/CAM, avaliou o desempenho biomecânico de todo o sistema e comparou

a diferença entre o pilar personalizado e o pilar convencional através de análise de

elementos finitos. Em primeiro lugar, os dados digitais do modelo de gesso no

nível dos pilares foram adquiridos pelo scanner óptico. Assim, a posição do pilar e

o implante podem ser determinados pela tecnologia CAD. O pilar personalizado

angulado foi então projetado de acordo com a necessidade da restauração e

estética com o software CAD. O sistema descrito pode eliminar a cera e o

processo de fundição, criar um perfil de emergência estético e anatômico, bem

como, correção de angulação. Os resultados da simulação indicam que não houve

diferença na distribuição de tensões e magnitude da interface do implante-osso e

parafuso com o pilar personalizado ou o pilar convencional angulado.

Nunez-Pantoja et al. (2011) avaliaram a resistência à fadiga de

infraestruturas de Ti-6Al-4V soldadas a laser com diversos diâmetros. Sessenta

hastes em forma de halteres foram usinadas em IGA de Ti-6Al-4V com diâmetros

de 1,5, 2,0 e 3,5 mm. As amostras foram seccionadas e unidas. Os corpos-de-

prova foram submetidos a ensaios mecânicos com carga cíclicos e a superfície

fraturada foi observada em microscópio de varredura. Foi possível concluir que a

soldagem a laser de Ti-6Al-4V, com diâmetro reduzido fornece as melhores

condições para a justaposição das partes a serem soldadas.

Abduo J et al. (2011) avaliaram o sistema computacional de controle

numérico de fresagem (CNC). Este método é satisfatório para fabricar estruturas

de titânio com precisão de montagem sobre implante. No entanto, não há dados

disponíveis relativos ao ajuste do CNC para estruturas de zircônia sobre implante.

Este estudo comparou a precisão de ajuste das infraestruturas

implantossuportadas em titânio e zircônia, relacionando-as com o

desenvolvimento de tensão peri-implantar após a fixação das infraestruturas. Os

modelos em resina epóxi parcialmente desdentados receberam dois implantes nas

áreas de segundo pré-molar e segundo molar inferior. A partir deste modelo, 10

46

infraestruturas foram fabricadas por meio de fresagem CNC. Metade deles era

feitos de titânio e a outra metade da zircônia. Extensômetros foram montados

perto dos implantes para determinar quantitativa e qualitativamente o

desenvolvimento de tensão como resultado da adaptação da infraestrutura. Além

disso, o ajuste da interface implante-estrutura foi medida usando um microscópio

óptico, quando apenas um parafuso foi apertado (ajuste passivo) e quando todos

os parafusos foram apertados (ajuste vertical). Os dados foram analisados

estatisticamente utilizando o teste de Mann-Whitney. Para todas as infraestruturas

confeccionadas foram mensuradas tensão peri-implantar. As infraestruturas em

zircônia produziram tensão significativamente menor do que as peças em titânio.

O ajuste vertical foi semelhante para as estruturas em zircônia (3,7 mm) e titânio

(3,6), no entanto, as estruturas em zircônia exibiram maior passividade (5,5 mm)

do que as infraestruturas em titânio (13,6 mm). O estudo concluiu que a técnica

de fresagem (CNC) produziu estruturas de zircônia e titânio com alta precisão. A

diferença entre os dois materiais em termos de encaixe tem pouca relevância

clínica. A tensão desenvolvida em torno dos implantes estava mais relacionada

com o ajuste da infraestrutura do que com o material.

Abduo et al. (2012) fizeram uma revisão sistemática onde avalia a precisão

do ajuste de próteses fixas fabricadas pela técnica CAD/CAM. Após busca

eletrônica no PubMed (medline), foram identificados 14 artigos relevantes. Com

base nos resultados foi possível concluir que a precisão do ajuste das

infraestruturas em CAD/CAM ultrapassou as infraestruturas fundidas e soldadas.

Solaberrieta et al. (2013) apresentou um protocolo multidisciplinas

envolvendo técnicas de CAD/CAM para a produção de próteses dentárias.Este

protocolo inclui um procedimento passo-a-passo utilizando tecnologias inovadoras

de engenharia processos de design completamente virtuais em próteses

personalizadas. Uma ênfase especial é colocada sobre um novo método que

permite uma localização virtual com os modelos. O trabalho incluiu o uso de

47

software de engenharia inversa e a utilização de prototipagem rápida para a

produção de prótese temporária.

48

49

3. PROPOSIÇÃO

Este trabalho estudou diferentes técnicas de confecção de infraestruturas

extensas implantossuportada em titânio, nas variáveis:

1. Análise qualitativa e quantitativa das tensões cisalhantes máximas

geradas ao redor dos implantes por infraestruturas fundidas em

monobloco (IM); seccionadas e unidas com ponto de solda a Laser

(ISS); confeccionadas com cilindros cimentados (ICC); submetidos à

soldagem de borda a laser (ISB) e obtidas pela técnica CAD-CAM

(TCC);

2. Avaliar os níveis médios de desadaptação marginal vertical pelo teste

do parafuso único, em microscópio óptico.

50

51

4. MATERIAL E MÉTODOS

4.1. Confecção das infraestruturas protéticas:

4.1.1. Enceramento dos corpos-de-prova.

Para realização deste estudo foi confeccionada uma matriz metálica de aço

inoxidável, simulando a posição dos implantes no arco mandibular, com paredes

planas e dimensões de altura, comprimento e espessura de 25 x 70 x 10 mm, com

ângulo de 60°. Na matriz metálica foram realizadas quatro perfurações

simetricamente equidistantes, a partir da linha mediana do arco, para o

posicionamento de quatro análogos de Microunit (Conexão Sistema de Próteses,

São Paulo, SP, Brasil), com plataforma de 3,75 mm e 13 mm de comprimento,

fixados com adesivo à base de cianocrilato (Figura 1).

Figura 1: Matriz metálica com análogos de Microunit em posição.

Sobre os pilares Microunit foram parafusados pilares protéticos calcináveis

para carga imediata (Conexão), os quais foram unidos com bastões de cera de 5

25 mm

10 mm

35 mm 35 mm

52

mm (Dentaurum, Pforzheim, Alemanha), para obtenção das infraestruturas

enceradas dos grupos de infraestruturas fundidas em monobloco (IM), fundidas

seccionadas e soldadas com um ponto de solda a laser (ISS) e das infraestruturas

obtidas a partir da técnica de CAD/CAM (TCC) (Figura 2).

Figura 2: Pilares protéticos calcináveis para carga imediata encerados

e unidos com bastões de cera 5 mm de diâmetro.

Para os grupos ICC e ISB foram posicionados cilindros espaçadores

laboratoriais (Conexão Sistema de Próteses, São Paulo, SP, Brasil) sobre os

pilares de Microunit e, sobre eles, pilares protéticos calcináveis para enceramento.

Em seguida, foram unidos com bastões de cera de 5 mm (Figura 3), similares aos

grupos anteriores.

53

Figura 3: Cilindros espaçadores laboratoriais (Conexão Sistema de

Próteses, São Paulo, SP, Brasil) encerados e pilares protéticos

calcináveis.

4.1.2. Etapas para fundição dos padrões de cera dos grupos IM, ISS, ICC e

ISB.

Para o processo de fundição das infraestruturas foram utilizados anéis

metálicos, base formadora de cadinho, cilindros de cera formadores de condutos

de alimentação de 4,0 mm por 5,0 mm de diâmetro (Dentaurum) (Figura 4), e

revestimento próprio para titânio Rematitan Plus (Dentaurum), manipulado na

proporção de 40 mL de líquido / 250 g de pó, quantidade suficiente para o

preenchimento do anel metálico utilizado para fundição.

54

Figura 4. A - Base com infraestrutura encerada e cilindros de cera

formadores do conduto de alimentação. B - Anel metálico com feltro para

inclusão do revestimento.

As inclusões dos padrões de cera seguiram as recomendações dos

fabricantes. O pó foi incorporado manualmente ao líquido por 10 s e

posteriormente espatulado mecanicamente a vácuo (Espatulador / Inclusor

Multivac 4-Degussa, Yucaipa, CA, USA) por 60 s. Antes da inclusão foi aplicado

líquido anti-bolhas por toda a infraestrutura. O revestimento foi vertido no anel, sob

vibração e com auxílio de uma espátula de inserção foram introduzidas pequenas

porções de revestimento no interior dos pilares protéticos calcináveis. A técnica de

inclusão utilizada teve como propósito evitar a incorporação de ar e conseqüente

formação de bolhas, o que poderia resultar em falhas na infraestrutura fundida.

Após a cristalização do revestimento, o anel foi levado ao forno elétrico de

pré-fundição (VULCAN 3, Degussa), à temperatura de 950 °C, depois de dois

ciclos de pré-fundição (Quadro 1).

55

Quadro 1: Programação do ciclo de pré-fundição.

Programa Temperatura Velocidade de aquecimento Tempo

CICLO 1 H1 = 250 °C A1 = 5° C/min P1 = 60 min.

CICLO 2 H2 = 950 °C A2 = 5° C/min P2 = 120 min.

Finalizado o ciclo de aquecimento, os cilindros foram colocados na máquina

de fundição (Discovery Plasma All Metal – EDG Equipamentos, São Carlos, SP,

Brasil) com duas câmaras: superior, composta por um cadinho de cobre e um

eletrodo de tungstênio, onde a pastilha de titânio é liquefeita por descarga elétrica,

e inferior onde é posicionado o bloco de revestimento.

No processo de fundição foram utilizados pastilhas de titânio

comercialmente puro (Figura 5) de 31 g (Tritan, Dentaurum), com grau de pureza

segundo DIN 17850, de no mínimo 99,5% de titânio.

Figura 5. Pastilhas cilíndricas de Ti cp de 31 g.

56

No processo de fundição foi utilizado gás argônio não inflamável a fim de

evitar a contaminação do titânio. Para o início da fundição foi colocado o bloco de

revestimento na câmara inferior e na câmara superior foi posicionada uma pastilha

de titânio sobre o cadinho de fundição, com a máquina previamente configurada

(Figura 6).

Figura 6. Interior da máquina de fundição com o bloco de revestimento (câmara

inferior) e a pastilha de titânio em posição (câmara superior).

O gás argônio foi injetado automaticamente na câmara superior, criando

atmosfera saturada e evitando a contaminação da liga durante a fundição.

Posteriormente, o aquecimento elétrico do eletrodo de tungstênio fundiu a pastilha

de titânio que foi injetada na câmara inferior devido à formação de vácuo e

pressão do gás argônio na câmara superior, e preencheu o anel de revestimento.

57

4.1.3 Desinclusão e acabamento das infraestruturas fundidas.

As amostras foram removidas do bloco de revestimento com auxílio de

desinclusor pneumático (Silfradent, F.LLI Manfred, Italy). Os condutos de

alimentação foram seccionados com discos de óxido de alumínio (25mm X

0,6mm) (Dentaurum J.P. Winkelstroeter KG – Pforzheim - Alemanha) e os

excessos de revestimentos removidos com jateamento com óxido de alumínio de

granulação 100 μm e pressão de 4,5 kg/cm2.

Posteriormente, as infraestruturas fundidas foram submetidas a

acabamento e polimento com fresas metálicas próprias para titânio (MAXCUT,

Dhpro, Paranaguá,PR, Brasil), a fim de remover irregularidades mais evidentes e,

em seguida, utilizadas pontas abrasivas (Dhpro, Paranaguá,PR, Brasil) e pasta

polidora (POLIMETAL MAX,Dhpro, Paranaguá,PR, Brasil) Todas as peças foram

assentadas sobre a matriz metálica e nenhuma interferência interna nos

componentes decorrentes do processo de fundição foi encontrada (Figura 7).

Figura 7. Verificação de interferências decorrentes do processo de fundição.

58

4.1.4 Infraestruturas fundidas em monobloco (IM).

As infraestruturas deste grupo foram posicionadas sobre a matriz metálica,

aplicando torque de 10 Ncm nos pilares (Figura 8) e, em seguida, realizado

análise microscópica assim como nos demais grupos.

Figura 8. Infraestrutura em monobloco sobre matriz metálica.

4.1.5 Infraestruturas fundidas, seccionadas e unidas com ponto de solda (ISS).

As infraestruturas deste grupo foram seccionadas entre os pilares

centrais com disco de óxido de alumínio ultrafino (0,25 mm) (Dentaurum) e

submetidas à soldagem vertical com solda a laser (Desktop Laser – Dentaurum J.

P. Winkelstroter KG, Pforzhein, Alemanha) programada em 280 V, pulso de 8,0 ms

e frequência de focus igual em zero. O processo de soldagem deste grupo foi

realizado com acréscimo de metal de adição (Figura 9).

59

Figura 9. Infraestrutura seccionada entre os pilares centrais e posteriormente soldada

com laser.

4.1.6. Infraestruturas parafusadas com cilindros cimentados (ICC).

Para a obtenção das infraestruturas parafusadas com cilindros cimentados

foram posicionados sobre os pilares Microunits cilindros de titânio para uso clínico

(Conexão) (Figura 10). Os cilindros clínicos apresentam diâmetro 0,4mm a menos

do que os cilindros espaçadores utilizados na etapa de enceramento.

60

Figura 10. Cilindros de titânio posicionados sobre os pilares Microunits.

Previamente à cimentação dos cilindros de titânio, os quatro cilindros

correspondentes aos implantes de números 1,2 e 4 foram posicionados sobre a

matriz metálica e parafusados. Posteriormente, os parafusos foram recobertos

com pequenas porções de silicone (Zetalabor, Zhermack, Rovigo, Itália), para

evitar a entrada de cimento na superfície dos mesmos, o que impossibilitaria a

remoção da infraestrutura após a completa cimentação dos cilindros.

Foi, então, realizada a cimentação destes cilindros com cimento resinoso de

dupla ativação (Panavia F® - Kuraray Co. Tokyo, Japão) sobre a matriz metálica,

simulando uma situação clínica. De acordo com as especificações do fabricante, o

cimento resinoso foi manipulado e inserido nas áreas correspondentes da

infraestrutura e ao redor dos cilindros de titânio (Figura 11).

61

Figura 11. Cimento resinoso sendo inserido nas áreas correspondentes da

infraestrutura.

O conjunto foi posicionado e parafusado sobre a matriz metálica com o

parafuso correspondente ao implante de número 3 e, após a remoção do excesso

de cimento, foi realizada a fotoativação do cimento resinoso com auxílio de um

fotoativador (Curing Light® XL 3000, 3M Dental Products) durante 20 s em cada

uma das faces, vestibular e lingual. Então, a infraestrutura foi removida e o

procedimento repetiu-se para o cilindro correspondente ao implante de número 3,

ou seja, seu parafuso correspondente foi apertado, protegido, em seguida, o

cimento foi manipulado e inserido na infraestrutura e ao redor do cilindro. A

infraestrutura foi, assim, parafusada com o aperto dos parafusos correspondentes

aos implantes de número 1,2 e 4 e, então realizada a fotoativação do cimento

resinoso, como citado anteriormente (Figura 12).

62

Figura 12. Infraestrutura cimentada com cimento resinoso sobre a matriz metálica.

4.1.7 Infraestruturas submetidas à soldagem de borda com solda a laser (ISB).

Para confecção das infraestruturas deste grupo foram posicionados na

matriz metálica cilindros de titânio para carga imediata (Conexão), indicado

originalmente para cimentação, porém, neste trabalho, submetidos à técnica da

soldagem de borda com solda a laser, e sobre estes cilindros de titânio foram

parafusadas as infraestruturas.

Na interface entre os cilindros e a infraestrutura foram realizados 4 pontos

de soldagem a laser (Desktop Laser, Dentaurum) programada para 280 V, pulso

de 8,0 ms e frequência de focus igual em zero.

Para reduzir distorções, os pontos de solda foram realizados em faces

diametralmente opostas, ou seja, vestibular-lingual e mesial-distal de cada cilindro.

Os pontos de solda foram aplicados alternando os cilindros e posteriormente foi

realizada a soldagem em toda extensão do cilindro, com sobreposição dos pontos

de solda em cerca de 70 a 80%, completando o fechamento e solidificação do

cordão de solda (Figura 13).

63

Figura 13. Vista do cordão de solda com pontos sobrepostos unindo

cilindro de titânio e infraestrutura fundida.

4.1.8 Infraestruturas em CAD/CAM (TCC).

A partir do enceramento das infraestruturas foram confeccionadas peças

usinadas pela tecnologia CAD/CAM (Computer Aided Design / Computer Aided

Manufacturing).

A peça encerada e a matriz foram enviadas ao setor responsável pelo

sistema CAD/CAM Precision da empresa Conexão Sistema de Prótese, onde

foram escaneados (Scanner - Dental Wings Inc. Montreal, Canadá) e, em seguida,

as imagens digitalizadas foram processadas em um software. Neste aparelho foi

acoplado o bloco maciço de titânio comercialmente puro e recortado com

fresadora controlada por computador, obtendo-se as infraestruturas finalizadas

(Figura 14).

64

Figura 14. Infraestrutura confeccionada em CAD/CAM, sobre a matriz metálica.

4.2 Análises microscópicas dos desajustes verticais.

Para análise microscópica das infraestruturas de cada grupo foi

confeccionada uma base em silicone (Zetalabor) para apoio da matriz metálica no

microscópio, facilitando a análise dos desajustes verticais, em cada pilar da

infraestrutura (Figura 15).

65

Figura 15. Base em silicone apoiando a matriz no microscópio (seta).

A partir de um ponto pré-determinado, região central de cada pilar

Microunit, foi avaliado o grau de desadaptação da interface entre a infraestrutura e

os pilares (em µm), por meio do teste do parafuso único, utilizando microscópio

mensurador óptico (UHL VMM 100BT; London, Inglaterra) com precisão de 1,0 µm

e aumento de 120 vezes, equipado com câmera digital (KC-512NT; Kodo, São

Paulo, SP, Brasil) e unidade analisadora (QC 220-HH, Metronics Inc., Bedford,

USA) (Figura 16).

66

Figura 16. Equipamento utilizado para aferição do desajuste marginal.

O parafuso correspondente ao pilar 1 foi submetido ao torque de aperto de

10 Ncm com torquímetro digital (Torque Meter TQ-8800; Taipei, Taiwan) e, em

seguida, avaliado o grau de desadaptação formado nos retentores em alça

correspondente aos pilares 2, 3 e 4, nas faces vestibular e lingual. O

procedimento inverso se repetiu com o pilar 4 e avaliado a desadaptação nos

pilares 3, 2 e 1. As leituras foram realizadas por um único operador previamente

calibrado (Programa SPSS Statistics - Version 20 - IBM) (Apêndice 1).

Os valores mensurados das fendas formadas entre cada pilar Microunit e os

pilares fundidos ou usinados das infraestruturas foram tabulados e as imagens

capturadas (Figura 17). Posteriormente, foram calculadas as médias das faces

vestibular e lingual de todos os pilares.

67

Figura 17. Imagem ilustrativa de fendas nos retentores em alça.

4.3 Análise Fotoelástica. 4.3.1 Confecção do modelo fotoelástico. Sobre os análogos da matriz metálica foi instalado o sistema de

transferente quadrado para pilar Microunit (Conexão). Os transferentes foram

unidos com hastes metálicas rígidas e incrementos de resina acrílica ativada

quimicamente (Pattern Resin, GC América Inc, EUA) proporcionando união rígida

ao conjunto. O conjunto matriz metálica e transferentes unidos foram posicionados

em recipiente plástico com a função de suporte e confinamento do material para

moldagem (Silicone ASB-10 azul, Polipox®, Cesário Lange, SP, Brasil) (Figura

18).

68

Figura 18. Moldagem da matriz metálica para obtenção de modelo

fotoelástico.

O material de moldagem foi manipulado de acordo com as orientações do

fabricante, na proporção de 5 % do catalisador para 100 g de silicone, necessários

para cobrir toda a matriz. O material foi manipulado manualmente por 1 minuto em

Becker de vidro, deixando a mistura homogênea e sem estrias.

Após o tempo de presa do silicone por 24 horas, os parafusos de fixação

foram liberados para a remoção da matriz metálica. Com a utilização de

torquímetro calibrado (Conexão), quatro pilares Microunits, com cinta de três

milímetros, foram parafusados com torque de 20 Ncm sobre implantes cilíndricos

hexágonos externos (3,75 mm x 13 mm) de superfície usinada lisa (Master

Screw®, Conexão). Em seguida, os conjuntos implante-pilar foram

cuidadosamente posicionados nos encaixes dos transferentes dentro do molde, e

fixados com parafusos (Figura 19 A e B).

69

Figura 19. Implantes e pilares (A); posição dos implantes no interior do molde (B).

4.3.2 Preparo da resina fotoelástica.

Para a confecção do modelo fotoelástico foi utilizada resina fotoelástica

flexível composta por sistema bi-componente, à base de resina epóxi e

endurecedor (Resina Flexível GIII CMR-201 e endurecedor CME-252, Polipox®),

com alta flexibilidade, transparência e acabamento superficial satisfatório.

Seguindo as recomendações do fabricante foram manipulados 100 g da

resina para 37 g do endurecedor em Becker de vidro, por dez minutos, com o

intuito de evitar a inclusão de ar e formação de estrias na mistura. Depois de

manipulada, a resina foi colocada em câmara a vácuo com 70 kgf/cm2 por 5

minutos, para remoção de bolhas de ar.

Em seguida, o molde foi preenchido com resina fotoelástica usando seringa

descartável, o que permitiu coletar resina das camadas mais profundas do Becker,

com menor concentração de bolhas de ar. Esta técnica de inclusão promove

modelos mais translúcidos e com menos porosidade.

Após o tempo de cura de 72 horas recomendado pelo fabricante, os

parafusos de fixação foram removidos e o modelo fotoelástico foi retirado do

70

molde, apresentando translucidez apropriada para a análise fotoelástica (Figura

20).

Figura 20. Modelo fotoelástico.

4.3.3 Calibração da resina.

O modelo fotoelástico foi previamente avaliado quanto à presença de

gradientes de tensões que pudessem interferir na análise, denominado “efeito de

borda” (Dally & Rilley, 2005; Sadowsky et al., 2004; Markarian et al., 2007) por

meio de polariscópio circular (Laboratório de projetos mecânicos Henner Alberto

Gomilde, Faculdade de Engenharia Mecânica, Universidade Federal de

Uberlândia), composto de parte óptica e mecânica. Na parte óptica, o aparelho

possui uma fonte de luz branca, um filtro polarizador, um difusor e um filtro

analisador. Na parte mecânica, interposta entre os conjuntos polarizador e

analisador, contém um dispositivo posicionador que permite que a análise do

modelo seja no centro geométrico dos filtros (Figura 21).

71

Figura 21. Polariscópio circular desenvolvido no LPM/FEMEC/UFU.

A análise fotoelástica foi realizada pela técnica quasitridimensional, a partir

de imagens captadas por câmera digital (Cybershot® DSC-717 -Sony) acoplada

ao polariscópio.

As leituras dos parâmetros fotoelásticos foram feitas em dois planos do

modelo fotoelástico (direito e esquerdo). O modelo fotoelástico foi assentado sobre

o dispositivo posicionador do polariscópio, previamente demarcado de tal forma

que permitisse rotacionar o modelo para análise de todos os pontos, evitando que

a posição do mesmo fosse alterada em cada leitura (Figura 22).

72

Figura 22. Modelo posicionado na base de fixação.

Para se caracterizar a resina fotoelástica e determinar os valores numéricos

das franjas, foi calculada a tensão cisalhante máxima Ʈ (N/mm2), equação (1).

Para isso, foi necessário obter o valor da ordem de franja (Nf) representante das

tensões induzidas aos implantes, espessura do modelo fotoelástico (b), que no

presente estudo é de 10 mm e determinar a constante óptica do material

fotoelástico utilizado (K).

(1)

O valor da constante óptica (K) foi determinado a partir de um processo de

calibração em um disco de 30 mm de diâmetro feito com a mesma resina

fotoelástica usada no modelo e, em seguida, submetido à pressão mínima de 2,3

kgf. O polariscópio foi posicionado horizontalmente e ajustado em posição inicial

de leitura com polarização plana de luz, para que as franjas isoclínicas se

encontrassem no centro do disco. Posteriormente, o polariscópio foi ajustado para

73

polarização circular permitindo a visualização das franjas isocromáticas.

Gradualmente foram aplicadas forças de compressão, sendo feitas leituras das

franjas que se encontravam no centro do disco de calibração. Neste modelo, a

força de compressão se relaciona com a ordem de franja, por meio da seguinte

equação:

(2)

Utilizando a equação anterior foi possível determinar a curva de calibração

por meio do coeficiente angular (α) e o diâmetro do disco (D), obtendo a constante

fotoelástica. Foi utilizado neste trabalho a constante K = 0,38 N/mm.

4.3.4. Leitura das ordens das franjas.

As tensões decorrentes do não assentamento passivo das infraestruturas

confeccionadas, representadas pelas franjas, foram analisadas e comparadas

sendo possível identificar a magnitude e a concentração destas ao redor dos

implantes.

Para a padronização da leitura das ordens de franjas foram escolhidos 5

pontos distribuídos ao longo de cada implante, sendo dois na região das roscas

superiores do implante, por ser área crítica com maior reabsorção óssea sob

cargas deletérias e três na porção apical (Figura 23). Estes pontos foram

mapeados em imagens do modelo obtidas pela máquina fotográfica digital

acoplada ao polariscópio, por meio do programa Fringes®, desenvolvido em

ambiente Matlab®, com a finalidade de calcular as médias da tensão cisalhante em

cada ponto. Todas as análises foram realizadas por um avaliador calibrado.

74

Figura 23. Representação da posição dos 5 pontos em cada implante, no

programa fringes do modelo fotoelástico.

Para iniciar as análises fotoelásticas, as infraestruturas foram assentadas

no modelo e submetidas ao torque de aperto de 10 Ncm nos parafusos dos pilares

protéticos, numa sequência alternada (3, 2, 4, 1), semelhante à Damaceno, 2005.

Para cada ponto foram determinadas as direções das tensões principais

(isoclínicas) e as ordens de franjas (isocromáticas). As ordens das franjas

fracionárias foram determinadas pelo método de compensação de Tardy (Dally &

Rilley, 1978) (em Anexo). Utilizando a constante óptica do material, os valores

medidos das ordens de franjas e a espessura do modelo, lançados na equação (1)

foi possível determinar a tensão cisalhante nos pontos desejados.

Para a identificação das ordens de franja (Nf) isocromática, com diferentes

faixas de coloração, observada por meio da luz branca, foi utilizado o padrão das

ordens de franjas para o material fotoelástico utilizado (Figura 24).

75

Figura 24. Escala de cores das ordens de franjas inteiras (Nf) e suas transições

(Bernardes, 2004).

No caso da luz branca, o espectro observado no analisador, apresenta

colorações típicas para as ordens de franjas:

Franja de ordem Nf = 0 (Preta)

Franja de ordem Nf = 1 (Transição violeta/ azul)

Franja de ordem Nf = 2 (Transição vermelho/ verde)

Franja de ordem Nf = 3 (Transição vermelho/ verde)

Franja de ordem Nf = 4 (Transição vermelho/ verde)

A análise dos padrões das franjas foi realizada por meio da escala de cores,

considerando que as franjas isocromáticas são definidas no programa,

dependendo dos níveis de tensão em um determinado ponto do modelo. Os

76

valores da escala de cor foram ajustados visualmente pelo padrão de cor

específico, por meio da função de minimização e tabela de calibração do

programa. O padrão de cor específico foi convergido para o valor final das ordens

de franja (Nf) e tensão cisalhante (Ʈ), em uma grade de dados. Quando o

programa não conseguia convergência dos valores pela baixa qualidade da

imagem, ajustes manuais, a partir da escala, foram realizados.

4.4 Análise Estatística.

Os valores originais obtidos na análise de desajuste vertical e análise

fotoelástica das tensões cisalhantes (Ʈ) foram submetidos à análise estatística

(SAS versão 9.1 – The SAS Institute, Cary, NC, EUA). Para as comparações entre

técnica e desajuste vertical foi feito o teste ANOVA com um fator e teste de Tukey

(α = 0,05%), e para as comparações da tensão cisalhante foi realizado ANOVA

dois fatores e teste de Tukey (α = 0,05%).

77

5. RESULTADOS

5.1 Análise microscópica do desajuste vertical.

A Tabela 1 apresenta o valor médio e desvio padrão de desadaptação

marginal vertical (μm), na interface entre pilar intermediário (Microunit) e pilares

fundidos ou usinados. Houve diferença estatística entre as técnicas. O grupo de

infraestrururas fundidas (IM) apresentou maior desadaptação marginal vertical.

Os grupos ISS, ICC e ISB não apresentaram diferenças estatísticas. O grupo das

infraestruturas em CAD/CAM (TCC) mostrou menor valor de desadaptação

quando comparada com as demais técnicas e estatisticamente similar ao

monobloco seccionado e soldado a laser (ISS).

Tabela 1. Média (desvio padrão) da desadaptação marginal vertical (µm), em função da técnica de obtenção da infraestrutura.

Técnica

Grupo IM

308,19(56,27)a

Grupo ISS

161,97(25,15)bc

Grupo ICC

191,61(40,59)b

Grupo ISB

170,17(50,33)b

Grupo TCC

101,28(31,50)c

Média seguida por letras minúsculas diferentes na linha indicam diferença estatística pelo

teste de Tukey (α = 0,05%).

78

5.2 Análise fotoelástica quantitativa das tensões cisalhantes máximas.

A Tabela 2 apresentou as médias e desvio padrão dos valores das tensões

cisalhantes (Ʈ), nas regiões cervicais e apicais dos implantes, para cada técnica

analisada.

Não houve diferença estatística entre os grupos quando a região cervical foi

considerada. Na região apical, os grupos IM e ISB mostraram os maiores valores

de tensão cisalhante, diferentes estatisticamente do grupo TCC que apresentou o

menor valor. Os grupos ISS e ICC apresentaram valores intermediários. Não

houve diferença estatística entre as técnicas quando as regiões cervical e apical

foram comparadas.

Tabela 2. Média (desvio padrão) das tensões cisalhantes máximas (Ncm) em função da região e da técnica de obtenção da infraestrutura.

Região

Técnica

Grupo IM

Grupo ISS

Grupo ICC

Grupo ISB

GrupoTCC

Cervical

20,13(2,79)

Aa

28,52(6,58)

Aa

21,55(2,43)

Aa

34,05(13,38)

Aa

17,98(1,49)

Aa

Apical

21,01(4,75)

Aa

28,45(9,34)

Aab

17,00(6,01)

Aab

34,42(8,73)

Aa

12,42(1,14)

Ab

Médias seguidas por letras minúsculas iguais em linha e maiúsculas na coluna não indicam diferença estatística significante pelo teste de Tukey (α = 0,05%).

79

5.3 Análise fotoelástica qualitativa das ordens de franjas

Por meio das imagens obtidas pela máquina digital acoplada ao

polariscópio e analisadas pelo programa Fringes® foi realizada a determinação dos

padrões das ordens de franja (Nf), em cada ponto selecionado, usando a escala

de cores da resina fotoelástica utilizada no estudo.

Nos resultados qualitativos foi observado tensões de intensidades

diferentes entre as técnicas. No entanto assim como na análise quantitativa das

tensões não foi observado diferença na concentração e intensidade das franjas

formadas na região cervical e apical de cada técnica avaliada (Figura 25).

Figura 25. Imagens representativas da distribuição e concentração das franjas na

região apical e cervical, em cada técnica.

Foi observada maior concentração de franjas com valores entre Nf =2 a

Nf=4, no grupo IM e ISB (Figura 26 e 29). O grupo das infraestruturas

confeccionadas pela técnica CAD/CAM apresentou a menor concentração de

franjas e valores variando entre Nf=0 e Nf=1 (Figura 30). Valores intermediários

foram encontrados nos grupos ISS e ICC, com Nf=1 e Nf=2 (Figura 27 e 28).

80

Dessa forma, as análises qualitativas, de cada grupo e região,

comprovaram os resultados quantitativos de tensão cisalhante da Tabela 2.

Figura 26. Grupo IM. Imagens, lado direito (A) e esquerdo (B), da concentração e

distribuição das franjas.

Figura 27. Grupo ISS. Imagens, lado direito (A) e esquerdo (B), da concentração

e distribuição das franjas.

Figura 28 Grupo ICC. Imagens, lado direito (A) e esquerdo (B), da concentração

e distribuição das franjas.

81

Figura 29 Grupo ISB. Imagens, lado direito (A) e esquerdo (B), da concentração e

distribuição das franjas.

Figura 30 Grupo TCC. Imagens, lado direito (A) e esquerdo (B), da concentração

e distribuição das franjas.

82

83

6. DISCUSSÃO

A adaptação marginal vertical clinicamente aceitável em próteses sobre

implantes não significa a obtenção do assentamento passivo da peça. Existe um

consenso que afirma que uma estrutura deficientemente assentada causa

adversidades nas respostas mecânicas do sistema e biológicas do paciente,

comprometendo a longevidade das reabilitações (Vigolo et al., 2003; Longoni et

al., 2004).

As médias de desadaptação marginais verticais mostradas na Tabela 1

indicam que as infraestruturas fundidas em monobloco (Grupo IM) apresentaram

maior desajuste quando comparadas às demais técnicas. Este resultado pode ser

devido às várias etapas necessárias para obtenção das peças fundidas, desde o

enceramento das infraestruturas com componentes calcináveis; inclusão de ar no

revestimento; controle dos ciclos de aquecimento no forno de pré-fundição; e

fundição do metal com controle adequado de pressão, vácuo e injeção de gás

argônio. Pequenos erros com alguma dessas etapas pode causar alterações que

irão prejudicar o assentamento e passividade das infraestruturas, principalmente

quando pequenos erros são somados (Sahin & Çehreli, 2001; Spazzin et al., 2009;

Spazzin et al., 2010; Nuñez-Pantoja et al., 2011).

Na comparação entre as demais técnicas, houve diferença estatística

significante entre o grupo das infraestruturas fundidas em monobloco (Grupo IM) e

das infraestruturas seccionadas e soldadas a laser (Grupo ISS), confirmando o

resultado de trabalhos anteriores que recomendam o seccionamento das peças

fundidas para melhorar a adaptação marginal vertical e o assentamento (Neo et

al., 1996; Riedy et al., 1997; Ortorp et al., 1999). Quando a infraestrutura fundida

em monobloco é seccionada e soldada a laser pode funcionar como várias

estruturas unitárias, gerando menor distorção (Waskewickz et al., 1994; Nuñez-

Pantoja et al., 2012). Neste trabalho ficou evidente que a técnica de

seccionamento e soldagem a laser melhorou a adaptação marginal, quando

mostrou similaridade estatística com o grupo das infraestruturas confeccionadas

84

em CAD/CAM (Grupo TCC). Alguns autores consideram que a soldagem a laser é

um método que induz menor distorção da peça (Waine, 1992; Souza, 2000),

considerando que a fusão de partes a serem unidas é localizada em um ponto e,

portanto, precisa. Assim, o bombardeio de luz de alta intensidade e concentração

reduz o volume de material afetado pelo calor da soldagem (Wang & Chang,

1998).

Sousa et al. (2008) avaliaram o grau de desadaptação marginal vertical das

infraestruturas, preconizando seccionamento da peça entre cada pilar protético, na

tentativa de eliminar ao máximo os possíveis desajustes. Por outro lado, neste

estudo optou-se por um seccionamento entre os dois pilares centrais, com o intuito

de se reduzir quantidade de pontos de solda.

O grupo das infraestruturas confeccionadas com CAD/CAM apresentou o

menor valor de desadaptação marginal vertical (Tabela 1). A tecnologia CAD/CAM

permite planejamento preciso do encaixe entre as peças a serem fresadas,

produzindo infraestruturas com adaptação satisfatória e assentamento melhorado,

uma vez que esta técnica elimina os processos de fundição e soldagem que

geram contração e desadaptação das peças (Sahin et al., 2001; Vigolo et al.,

2003; Karl et al., 2005; Uysal et al., 2005). A usinagem dos blocos metálicos

resulta em menor oxidação e maior precisão para as infraestruturas protéticas,

quando comparadas às infraestruturas fundidas, seja em ouro ou em liga de prata-

paládio (Takahashi et al., 2003; Abduo et al., 2011).

A tecnologia CAD/CAM permite o controle de qualidade em nível

micrométrico, o que é de grande importância especialmente em infraestruturas de

próteses parafusadas sobre implantes, pois essas exigem maior precisão na

adaptação. Apesar de todas as vantagens do CAD/CAM, somente a técnica não é

decisiva para o sucesso, pois ela também tem várias etapas que devem ser

controladas, como enceramento, escaneamento, moldagem computacional,

materiais utilizados, tipos de prótese e finalização laboratorial.

A desadaptação marginal vertical das infraestruturas seccionadas e

soldadas a laser (ISS), confeccionada com cilindro cimentado (ICC) ou submetidas

85

à soldagem de borda (ISB) não apresentaram diferença estatística. Segundo

Randi et al. (2001), a técnica do cilindro cimentado apresenta algumas vantagens,

como a redução do tempo clínico e maior resistência da infraestrutura devido à

fundição em monobloco com ausência de pontos de solda. Uma vez que, técnicas

de soldagem podem promover porosidades em regiões que a solda não penetrou

suficientemente, resultando em áreas de fragilidade quando submetidas à carga

mastigatória.

Algumas causas de falhas mecânicas como a desadaptação marginal

vertical das peças estão relacionadas com a contração do cimento, gerando

tensão aos implantes, necessitando de rigoroso controle na escolha do cimento e

no processo de cimentação (White et al., 1994). Um critério importante nos

estudos que avaliam infraestruturas com cilindros cimentados é o espaço criado

para acomodação do cimento. Jiménez-López, 2000 preconizou um espaço menor

que 0,5 mm e Randi et al. (2001) utilizaram 0,3 mm em estudos anteriores. Esses

limites visam promover espessura uniforme e mais resistência da camada de

cimento sem promover desunião do cilindro. Neste estudo foram criados espaços

necessários ao cimento, utilizando cilindros de latão 0,4mm maiores que o cilindro

clínico de titânio. Pan et al. (2006) afirmaram que condições de carga, tensão

térmica, contaminação, técnica de fabricação, configuração geométrica e uso de

múltiplos pilares podem agir associados para afetar o sucesso do tratamento. Para

este estudo, acredita-se que a configuração geométrica da infraestrutura, do

implante e o uso de múltiplos pilares podem justificar o valor de desadaptação no

grupo ICC ter sido superior ao valor clinicamente aceitável, ou seja, 150 µm

(Tabela 1). Entretanto, a técnica do cilindro cimentado promove níveis baixos de

desajuste se comparado à técnica de fundição em monobloco, sendo clinicamente

bem aceito para manutenção dos implantes.

A técnica de soldagem de borda, assim como a do cilindro cimentado e

soldagem vertical, é uma opção à técnica de fundição em monobloco. Ela permite

o deslocamento do desajuste entre os pilares fundidos da infraestrutura para o

componente protético das superfícies pré-usinadas do cilindro clínico, permitindo

86

adaptação marginal vertical mais precisa entre as peças (Tabela 1). Segundo Jemt

et al. (1992), a soldagem de borda permite melhor controle da distorção de

soldagem, pois compensa componentes horizontais e angulares de possíveis

distorções. Além disso, as áreas de solda localizam-se em regiões de menores

esforços mecânicos.

Baseado nestas afirmativas pode-se concluir que apesar das distorções de

soldagem a técnica de soldagem de borda permite a obtenção de infraestruturas

extensas com menores desajustes que a técnica de fundição em monobloco. Na

Tabela 1 observa-se valor de desajuste para a técnica de soldagem de borda

também superior a 150 µm. Este fato pode ser justificado pelo grande número de

pontos necessários para a soldagem, bem como o diâmetro dos mesmos, o que

pode ter provocado maior fusão do metal nessas regiões e possível distorção na

adaptação marginal dos componentes protéticos.

Nesta pesquisa não foi possível obter assentamento passivo como o

preconizado por Sahin & Çehreli (2001), onde se procura zero absoluto sem

tensão induzida aos implantes. Entretanto, nenhuma das técnicas descritas na

literatura, como cimentação da estrutura aos componentes protéticos (Jimenez-

Lopez, 1995), seccionamento e soldagem a laser (Jemt & Lindén, 1992; Baba &

Watanabe, 2004; Hart & Wilson, 2006) ou CAD/CAM (Schmitt & Chance, 1995;

Uysal et al., 2005; Abduo J, 2012; Solaberrieta E et al., 2013) conseguiu

também assentamento com passividade absoluta.

A presença de tensões nos implantes ocorre sempre que a prótese é fixada

em razão do aperto dos parafusos. Força vertical de assentamento pode ter efeito

importante em infraestruturas sobre implantes, pois o aperto dos parafusos reduz

o desajuste vertical; porém, promove maior tensão, causando erro de

interpretação da real situação marginal (Vasconcelos et al., 2005).

Alguns estudos que utilizaram fotoelasticidade para análise das tensões se

resumem a apresentar os valores de ordem de franja (White et al., 1994; Cehreli et

al., 2004; Sadoswsky & Caputo, 2004; Markarian et al., 2007; Pellizzer et al., 2011;

Pesqueira et al., 2012), ou seja, são apenas análises qualitativas, não

87

demonstrando os valores da tensão cisalhante máxima (Ʈ) propriamente dito. Ao

determinar os valores da tensão cisalhante acredita-se obter o valor real no

experimento, possibilitando a estimativa da tensão sobre os implantes (Hansson,

1999; Bernardes, 2004). Também favorece a comparação com outros trabalhos,

no entanto, os resultados são considerados aproximados devido à limitação dos

modelos fotoelásticos.

A Tabela 2 mostrou que não houve diferença estatística entre as técnicas

quanto aos valores de tensão cisalhante, na região cervical e apical de cada

grupo. Este fato pode ser justificado pela ausência de carregamento angulado ou

em cantilever, que poderiam induzir força de flexão nas infraestruturas e

consequente tensão aos implantes. Neste estudo foram induzidas forças verticais

por meio do aperto dos parafusos dos pilares intermediários, com torque de 10

Ncm. Forças verticais induzem tensões no longo eixo dos implantes sem

movimentos de flexão mesmo com desajustes, causando apenas deformação no

parafuso (Wu et al., 2010). Além disso, o modelo fotoelástico utilizado neste

estudo foi confeccionado com resina fotoelástica flexível que apesar do módulo de

elasticidade ser próximo ao dos tecidos ósseos, não apresenta diferenciação entre

camada cortical e medular, o que também justifica os resultados obtidos na tabela

2 e figura 25, para a região cervical e apical dos implantes.

Na comparação entre grupos, apenas a região apical apresentou diferença

estatística. O grupo de infraestruturas em CAD/CAM apresentou o menor valor de

média para tensão cisalhante e menor concentração de franjas isocromáticas

(Tabelas 2 e Figura 30 ). Este resultado pode ser decorrente da melhor adaptação

marginal vertical das infraestruturas, devido à precisão da técnica (Tabela 1),

permitindo o assentamento passivo e, consequentemente, baixo valor de tensões

geradas aos implantes.

A semelhança estatística das médias de tensão cisalhante máxima e das

concentrações de franjas (Tabela 2 e figuras 26 a 29) do grupo IM, de maior

desadaptação marginal vertical, com as obtidas nos grupos ISS, ICC e ISB,

podem ser justificadas pelo fato das infraestruturas desses grupos serem

88

originadas de processos de fundição sofrendo alterações tridimensionais enquanto

a análise de desajuste marginal vertical é apenas unidimensional. Podendo ser

justificado também pela ausência de interferências que pudessem comprometer a

boa passividade das infraestruturas, decorrentes do controle satisfatório das

técnicas. Watanabe et al. (2000) afirmaram ser possível uma infraestrutura que

apresenta maior desadaptação marginal vertical assentar-se de forma a gerar

menores tensões por apresentar distribuição de forças mais adequadas. Estudos

constataram relação entre desadaptação marginal vertical e indução de tensões

nos implantes (Millington et al., 1995; Clelland et al., 1995), porém ambos não

mostram proporcionalidade entre as variáveis.

Os grupos ISS e ICC foram estatisticamente semelhantes ao grupo das

infraestruturas em CAD/CAM (TCC). Essa semelhança pode ser decorrente do

menor número de pontos de solda realizados nas infraestruturas do grupo ISS,

reduzindo alterações dimensionais que pudessem comprometer o assentamento

passivo das peças e, à ausência de pontos de solda no grupo ICC, associado ao

tipo de cimento e adequado espaço para colocação uniforme do mesmo.

Assim, uma fenda pode ser formada em razão de falhas no assentamento

do parafuso de fixação ou a ausência de fenda marginal pode ser devida à

expansão horizontal da peça, situações que não correspondem à realidade da

passividade. Este fato comprova como uma infraestrutura pode apresentar

desadaptação marginal aparente e ao mesmo tempo induzir pouca tensão ao

redor dos implantes, após aperto de todos os parafusos.

89

90

91

7. CONCLUSÃO

Com base nos resultados analisados e discutidos, dentro das limitações de

um estudo in vitro, pode-se concluir que:

1. Técnicas que eliminam ou reduzem pontos de solda como,

seccionamento com um único ponto de solda, cilindro cimentado, e

fresagem em CAD/CAM são as mais indicadas para melhor

passividade de infraestruturas extensas implantossuportadas, sendo

esta última considerada técnica de primeira escolha;

2. A técnica que apresentou maior desajuste vertical foi o grupo das

infraestruturas fundidas em monobloco, enquanto que o grupo de

peças confeccionadas em CAD/CAM apresentou as menores fendas

em alça com as melhores médias de adaptação marginal.

92

93

REFERENCIAS*

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100

101

ANEXO

Método de Compensação de Tardy A análise fotoelástica baseia seus princípios na lei de Brewster (Dally & Rilley,

2005), por determinar que mudanças no índice de refração é proporcional a diferença

entre as deformações principais. Levando em consideração o tipo de polarização da

luz, dois parâmetros fotoelásticos foram medidos:

- Franjas Isoclínicas: franjas escuras, onde ocorreu completa extinção da luz, que

aparecem no polariscópio plano, observadas no lugar dos pontos determinados no

modelo, que possuem a mesma direção das tensões principais.

- Franjas Isocromáticas: franjas coloridas observadas na região a ser analisada onde

a diferença das tensões principais é um múltiplo do componente de onda do espectro

da luz visível.

Utilizando o método de compensação de Tardy foi possível eliminar o

parâmetro das isoclínicas identificado no polariscópio circular, com o uso de filtros,

chamado de “quarter-wave”, seguindo as seguintes etapas:

a. No polariscópio plano, gira-se o conjunto Polarizador/ Analisador até

que uma franja isoclínica passe sobre o ponto que se deseja avaliar, fixa

o conjunto nesta posição (Figura 25).

b. Colocam-se as duas placas retardadoras de ¼ de onda fazendo um

ângulo de 45° com os eixos de polarização, transformando o

polariscópio em circular, ficando somente as franjas isocromáticas.

c. É observado o espectro, identificando as ordens de franjas inteiras

nos pontos pré-determinados.

d. O analisador é girado de forma cuidadosa, observando os

movimentos das franjas, até que uma das franjas inteiras passe pelo

ponto determinado, é possível ler no transferidor do polariscópio o

ângulo de rotação que deve ser aplicado na fórmula para se obter a

102

ordem de franja: Nf = n1 + α/180, esta equação deve ser aplicada

quando a franja que se deslocou para o ponto foi a de ordem menor.

Caso a franja que se deslocou para o ponto, seja a de ordem mais alta é

aplicada essa equação: Nf = n2 – α/180.

Figura 25. Modelo esquemático de um polariscópio circular com modelo posicionado entre os filtros (Prof. Cleudmar Amaral Araújo, Comunicação Pessoal).

103

APÊNDICE 1

Calibração do Operador - análise microscópica RELIABILITY /VARIABLES=VAR00001 VAR00002 /SCALE('ALL VARIABLES') ALL /MODEL=PARALLEL /STATISTICS=CORR /ICC=MODEL(ONEWAY) CIN=95 TESTVAL=0.

Reliability [Conjunto_de_dados0] Scale: ALL VARIABLES

104

105

APÊNDICE 2

Análise Estatística

Desajuste The SAS System The GLM Procedure Class Level Information Class Levels Values grupo 5 1 2 3 4 5 cp 3 1 2 3 Number of Observations Read 30 Number of Observations Used 30 The SAS System The GLM Procedure Dependent Variable: desajuste Sum of Source DF Squares Mean Square F Value Pr > F Model 4 137799.3046 34449.8262 24.00 <.0001 Error 25 35885.4497 1435.4180 Corrected Total 29 173684.7543 R-Square Coeff Var Root MSE desajuste Mean 0.793387 20.29888 37.88691 186.6453

106

Source DF Type I SS Mean Square F Value Pr > F grupo 4 137799.3046 34449.8262 24.00 <.0001 Source DF Type III SS Mean Square F Value Pr > F grupo 4 137799.3046 34449.8262 24.00 <.0001 The SAS System The GLM Procedure Tukey's Studentized Range (HSD) Test for desajuste NOTE: This test controls the Type I experimentwise error rate, but it generally has a higher Type II error rate than REGWQ. Alpha 0.05 Error Degrees of Freedom 25 Error Mean Square 1435.418 Critical Value of Studentized Range 4.15337 Minimum Significant Difference 64.241 Means with the same letter are not significantly different. Tukey Grouping Mean N grupo A 308.19 6 1 B 191.61 6 3 B B 170.17 6 4 B C B 161.97 6 2 C C 101.28 6 5 The SAS System The UNIVARIATE Procedure Variable: r

107

Moments N 30 Sum Weights 30 Mean 0 Sum Observations 0 Std Deviation 35.1771133 Variance 1237.4293 Skewness 0.18042618 Kurtosis -1.061286 Uncorrected SS 35885.4497 Corrected SS 35885.4497 Coeff Variation . Std Error Mean 6.42243282 Basic Statistical Measures Location Variability Mean 0.0000 Std Deviation 35.17711 Median -2.1933 Variance 1237 Mode -55.3633 Range 112.50000 Interquartile Range 63.44667 NOTE: The mode displayed is the smallest of 15 modes with a count of 2. Tests for Location: Mu0=0 Test -Statistic- -----p Value------ Student's t t 0 Pr > |t| 1.0000 Sign M -3 Pr >= |M| 0.3616 Signed Rank S -2.5 Pr >= |S| 0.9600 Tests for Normality Test --Statistic--- -----p Value------ Shapiro-Wilk W 0.942884 Pr < W 0.1088 Kolmogorov-Smirnov D 0.120103 Pr > D >0.1500 Cramer-von Mises W-Sq 0.066224 Pr > W-Sq >0.2500 Anderson-Darling A-Sq 0.482132 Pr > A-Sq 0.2221 Quantiles (Definition 5) Quantile Estimate

108

100% Max 57.13667 99% 57.13667 95% 57.13667 90% 54.75000 75% Q3 34.47333 50% Median -2.19333 The SAS System The UNIVARIATE Procedure Variable: r Quantiles (Definition 5) Quantile Estimate 25% Q1 -28.97333 10% -44.25000 5% -55.36333 1% -55.36333 0% Min -55.36333 Extreme Observations ------Lowest----- -----Highest----- Value Obs Value Obs -55.3633 16 41.6367 22 -55.3633 1 54.7500 10 -44.2500 27 54.7500 25 -44.2500 12 57.1367 2 -39.4433 24 57.1367 17 Stem Leaf # Boxplot 5 5577 4 | 4 22 2 | 3 44 2 +-----+ 2 | | 1 3366 4 | | 0 | + | -0 772222 6 *-----* -1 00 2 | |

109

-2 9977 4 +-----+ -3 99 2 | -4 44 2 | -5 55 2 | ----+----+----+----+ Multiply Stem.Leaf by 10**+1 The SAS System The UNIVARIATE Procedure Variable: r Normal Probability Plot 55+ * *+*+ | ** +++ | **+++ | +++ | *** | +++ | **** | +** | *** | +** | *+* -55+ * +*+ +----+----+----+----+----+----+----+----+----+----+ -2 -1 0 +1 +2ira

Tensão cisalhante The SAS System The GLM Procedure Class Level Information Class Levels Values

110

grupo 5 1 2 3 4 5 regiao 2 1 2 Number of Observations Read 30 Number of Observations Used 30 The SAS System The GLM Procedure Dependent Variable: tensao Sum of Source DF Squares Mean Square F Value Pr > F Model 9 1491.552133 165.728015 3.59 0.0083 Error 20 922.802667 46.140133 Corrected Total 29 2414.354800 R-Square Coeff Var Root MSE tensao Mean 0.617785 28.84354 6.792653 23.55000 Source DF Type I SS Mean Square F Value Pr > F grupo 4 1412.606900 353.151725 7.65 0.0007 regiao 1 23.763000 23.763000 0.52 0.4813 grupo*regiao 4 55.182233 13.795558 0.30 0.8751 Source DF Type III SS Mean Square F Value Pr > F grupo 4 1412.606900 353.151725 7.65 0.0007 regiao 1 23.763000 23.763000 0.52 0.4813 grupo*regiao 4 55.182233 13.795558 0.30 0.8751 The SAS System

111

The GLM Procedure Level of Level of ------------tensao----------- grupo regiao N Mean Std Dev 1 1 3 20.1000000 2.7317211 1 2 3 21.0133333 4.7519294 2 1 3 28.5133333 6.5726124 2 2 3 28.4500000 9.3446883 3 1 3 21.5500000 2.4336598 3 2 3 17.0033333 6.0070736 4 1 3 34.0533333 13.3842457 4 2 3 34.4166667 8.7283523 5 1 3 17.9833333 1.4889370 5 2 3 12.4166667 1.1353560 The SAS System The GLM Procedure Least Squares Means Adjustment for Multiple Comparisons: Tukey tensao LSMEAN grupo regiao LSMEAN Number 1 1 20.1000000 1 1 2 21.0133333 2 2 1 28.5133333 3 2 2 28.4500000 4 3 1 21.5500000 5 3 2 17.0033333 6 4 1 34.0533333 7 4 2 34.4166667 8 5 1 17.9833333 9 5 2 12.4166667 10 Least Squares Means for effect grupo*regiao Pr > |t| for H0: LSMean(i)=LSMean(j) Dependent Variable: tensao i/j 1 2 3 4 5 1 1.0000 0.8701 0.8748 1.0000

112

2 1.0000 0.9281 0.9314 1.0000 3 0.8701 0.9281 1.0000 0.9528 4 0.8748 0.9314 1.0000 0.9552 5 1.0000 1.0000 0.9528 0.9552 6 0.9999 0.9990 0.5623 0.5693 0.9973 7 0.3173 0.4012 0.9889 0.9880 0.4554 8 0.2873 0.3664 0.9831 0.9818 0.4183 9 1.0000 0.9999 0.6701 0.6770 0.9996 10 0.9181 0.8561 0.1689 0.1724 0.8107 Least Squares Means for effect grupo*regiao Pr > |t| for H0: LSMean(i)=LSMean(j) Dependent Variable: tensao i/j 6 7 8 9 10 1 0.9999 0.3173 0.2873 1.0000 0.9181 2 0.9990 0.4012 0.3664 0.9999 0.8561 3 0.5623 0.9889 0.9831 0.6701 0.1689 4 0.5693 0.9880 0.9818 0.6770 0.1724 5 0.9973 0.4554 0.4183 0.9996 0.8107 6 0.1239 0.1097 1.0000 0.9971 7 0.1239 1.0000 0.1704 0.0237 8 0.1097 1.0000 0.1517 0.0206 9 1.0000 0.1704 0.1517 0.9886 10 0.9971 0.0237 0.0206 0.9886 The SAS System The GLM Procedure Least Squares Means grupo*regiao Effect Sliced by regiao for tensao Sum of regiao DF Squares Mean Square F Value Pr > F 1 4 533.653400 133.413350 2.89 0.0486 2 4 934.135733 233.533933 5.06 0.0055 The SAS System The UNIVARIATE Procedure Variable: r

113

Moments N 30 Sum Weights 30 Mean 0 Sum Observations 0 Std Deviation 5.64099119 Variance 31.8207816 Skewness -0.7413574 Kurtosis 0.79295695 Uncorrected SS 922.802667 Corrected SS 922.802667 Coeff Variation . Std Error Mean 1.02989937 Basic Statistical Measures Location Variability Mean 0.000000 Std Deviation 5.64099 Median 0.821667 Variance 31.82078 Mode . Range 26.05000 Interquartile Range 5.28333 Tests for Location: Mu0=0 Test -Statistic- -----p Value------ Student's t t 0 Pr > |t| 1.0000 Sign M 1 Pr >= |M| 0.8555 Signed Rank S 27.5 Pr >= |S| 0.5804 Tests for Normality Test --Statistic--- -----p Value------ Shapiro-Wilk W 0.953943 Pr < W 0.2153 Kolmogorov-Smirnov D 0.13948 Pr > D 0.1395 Cramer-von Mises W-Sq 0.097453 Pr > W-Sq 0.1189 Anderson-Darling A-Sq 0.574687 Pr > A-Sq 0.1289 Quantiles (Definition 5) Quantile Estimate 100% Max 11.246667

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99% 11.246667 95% 6.606667 90% 6.276667 75% Q3 3.453333 50% Median 0.821667 25% Q1 -1.830000 10% -8.705000 The SAS System The UNIVARIATE Procedure Variable: r Quantiles (Definition 5) Quantile Estimate 5% -10.760000 1% -14.803333 0% Min -14.803333 Extreme Observations ------Lowest------ ------Highest----- Value Obs Value Obs -14.80333 19 4.83667 8 -10.76000 10 6.08000 11 -9.92667 22 6.47333 23 -7.48333 7 6.60667 17 -5.48333 4 11.24667 20 Stem Leaf # Boxplot 10 2 1 | 8 | 6 156 3 | 4 78 2 | 2 2669156 7 +-----+ 0 427 3 *--+--* -0 8530072 7 +-----+ -2 6 1 | -4 51 2 | -6 5 1 | -8 9 1 0 -10 8 1 0

115

-12 -14 8 1 0 ----+----+----+----+ The SAS System The UNIVARIATE Procedure Variable: r Normal Probability Plot 11+ ++*+ | +++ | +*+* * | +** | ******* | **++ | ******* | *++++ | **+ | ++*+ | +++* | ++++ * | +++ -15++ * +----+----+----+----+----+----+----+----+----+----+ -2 -1 0 +1 +2

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APÊNDICE 3

Análise Qualitativa

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I5 Figura 31. Imagens Fotoelásticas das tensões no modelo fotoelástico para infraestrutura em monobloco (Grupo IM).

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I5 Figura 32. Imagens Fotoelásticas das tensões no modelo fotoelástico para infraestruturas fundidas seccionadas e soldadas a laser (Grupo ISS).

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I5 Figura 33. Imagens Fotoelásticas das tensões no modelo fotoelástico para infraestruturas com cilindros cimentados (Grupo ICC).

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I5 Figura 34. Imagens Fotoelásticas das tensões no modelo fotoelástico para infraestruturas submetidas a soldagem de borda com solda a laser (Grupo ISB).

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I5 Figura 35. Imagens Fotoelásticas das tensões no modelo fotoelástico para infraestruturas obtidas pelo sistema CAD/CAM (Grupo TCC).