CARLA RUMI HANADA UONO

INFLUÊNCIA DOS MATERIAIS RESTAURADORES PROTÉTICOS NA

TRANSMISSÃO DA CARGA OCLUSAL. MÉTODO DA INTERFEROMETRIA HOLOGRÁFICA

São Paulo

2005

Carla Rumi Hanada Uono

Influência dos materiais restauradores protéticos na transmissão

da carga oclusal. Método da interferometria holográfica

Tese apresentada à Faculdade de Odontologia da Universidade de São Paulo, para obter o título de Mestre pelo Programa de Pós-Graduação em Odontologia. Área de Concentração: Prótese Dentária Orientadora: Profa. Dra. Tomie Nakakuki de Campos

São Paulo

2005

FOLHA DE APROVAÇÃO Uono CRH. Influência dos materiais restauradores protéticos na transmissão da carga oclusal. Método da interferometria holográfica [Dissertação de Mestrado]. São Paulo: Faculdade de Odontologia da USP; 2005.

São Paulo,

Banca Examinadora 1) Prof(a). Dr(a). ___________________________________________________

Titulação: _________________________________________________________

Julgamento: __________________ Assinatura:___________________________

2) Prof(a). Dr(a). ___________________________________________________

Titulação: _________________________________________________________

Julgamento: __________________ Assinatura:___________________________

3) Prof(a). Dr(a). ___________________________________________________

Titulação: _________________________________________________________

Julgamento: __________________ Assinatura:___________________________

DEDICATÓRIA Dedico este trabalho Aos meus pais, TAKANOBU e ONDINA, exemplos de vida e superação, obrigada pelo incentivo, apoio, e amor incondicional.

Ao meu marido AMAURI,

meu amor, meu amigo, minha gratidão por sua compreensão,

carinho e incansável apoio em todos os momentos. Obrigada por.seu amor.

À ANA CAROLINA, a primeira e a melhor parte de mim,

obrigada por iluminar minha vida.

Aos meus irmãos ANDRÉA e FÁBIO, obrigada pelo amor e amizade que nos une.

À minha avó, KINUE, todo meu carinho e admiração.

Ao Prof. Dr. MATSUYOSHI MORI (meu pai adotivo),

pelo incentivo, amizade, apoio e generosidade,

um exemplo de sabedoria, grandeza e humildade,

meus agradecimentos eternos.

AGRADECIMENTOS

À Profa. Dra. TOMIE NAKAKUKI DE CAMPOS, minha orientadora, por ter me

acolhido como orientada, pelo apoio e confiança em mim depositada, pelo exemplo

de sabedoria, justiça e determinação, muito obrigada.

AGRADECIMENTOS

Ao Prof. Dr. NEY SOARES DE ARAÚJO, diretor da Faculdade de Odontologia da

Universidade de São Paulo, pela atual administração.

Ao Prof. Dr. CARLOS GIL, chefe do departamento de Prótese Dentária.

À Profa Dra MARIA CECÍLIA MILLUZI YAMADA, responsável pela Comissão de Pós-

graduação do Departamento de Prótese, pela oportunidade.

Ao meu amigo JOSÉ EDUARDO CHORRES RODRÍGUEZ, pela generosidade, pela

paciência e dedicação em me orientar, pela eterna amizade e por ter tornado esta

jornada extremamente gratificante.

Ao meu amigo LUIS ROBERTO BATISTA pelo auxílio nas medições e

interpretações holográficas, pela amizade, e pela paciência em me orientar pelo

mundo da Física.

Ao Prof Dr MIKIYA MURAMATSU, Chefe do Laboratório de Óptica do Instituto de

Física, pela amizade e incentivo constantes.

Ao Prf. Dr MARCOS ANTONIO GIOSO, responsável pelo Laboratório de

Odontologia Comparada (LOC) do Departamento de Cirurgia da Faculdade de

Medicina Veterinária e Zootecnia da USP, pelo apoio e total confiança em mim

depositada para a realização desta pesquisa.

Aos meus amigos CARLOS HIROSHI YOKOYAMA e EDSON EIJI TOGUEDANI,

pelo auxílio em toda a parte laboratorial e escrita, pelo constante incentivo em minha

carreira profissional e pela eterna amizade.

Ao meu cunhado, RICARDO RYOITI UCHIDA, pelo carinho e preciosas orientações.

Ao amigo ROGÉRIO ISSAO SONOKI, que sempre teve disposição em me ajudar,

obrigada pela amizade.

À CÁSSIA UTIYAMA TAKAHASHI, uma amiga querida, pelo auxílio estatístico.

Ao pós graduando LEON e ao estagiário JONATHAN pela ajuda incondicional

sempre oferecida no LOC.

Ao Prof. Dr. IVO CONTIN, pela amizade, apoio e ensinamentos, muito obrigada.

Aos Profs. do Departamento de Prótese Fixa, Prof. Dr. TETSUO SAITO, Prof. Dr.

FERNANDO DA CUNHA RIBEIRO, Prof. Dr.JOSÉ ANTONIO LUPI DA VEIGA, Prof.

Dr. CLÁUDIO SENDYK, Prof. Dr. PEDRO TORTAMANO NETTO e Prof. Dr. HIDEKI

YOSHIDA, pelo apoio e estímulo sempre presentes.

À minha família, TÂNIA, VINÍCIUS, MARINA, PEDRO, YOSHIYUKI, TOYOMI,

MIRIAM, RUI, ADRIANA, ALINE e GABRIELA, pelo amor, apoio e incentivo

constantes, pela felicidade de poder fazer parte de sua família.

Ao meu grande amigo SILNEY, pelo apoio e por cuidar de minha família como se

fosse sua.

Aos meus amigos SILVANA, ADOLFO, AIKO, CLARISSA, CHIBA, LILIAN, PITT,

KAYOKO, OKUMURA, HÉLIO e TIBA pelo incentivo, amizade e apoio que sempre

recebi.

Aos funcionários do Departamento de Prótese, pela colaboração e amizade, em

especial às secretárias SANDRA, CORA, VALDINÉIA e REGINA e às técnicas LENA

e ANA.

À bibliotecária VÂNIA M. B. O. FUNARO, pelo auxílio na revisão deste trabalho.

A todos os estagiários e colegas de mestrado e doutorado do Departamento de

Prótese Dentária, que fazem da Fixa um ambiente extremamente agradável, muito

obrigada.

A todos os funcionários e colegas de trabalho dos consultórios.

À equipe do CIPIA, pelo carinho e apoio.

A todos aqueles que carinhosamente cuidaram da Carol em minha ausência, muito

obrigada.

A todos que direta ou indiretamente colaboraram neste trabalho, minha eterna

gratidão.

Uono CRH. Influência dos materiais restauradores protéticos na transmissão da carga oclusal. Método da interferometria holográfica [Dissertação de Mestrado]. São Paulo: Faculdade de Odontologia da USP; 2005.

RESUMO

Apesar dos pesquisadores afirmarem que os materiais odontológicos restauradores,

devido às suas diferentes propriedades mecânicas, influenciam na transmissão da

carga para os tecidos de suporte, não foi encontrada comprovação científica

concludente. Os trabalhos de análise da distribuição da carga oclusal com diferentes

materiais de reconstrução protética não são concordantes em seus resultados.

Assim, diante da importância da seleção de materiais restauradores protéticos no

prognóstico da reabilitação oral, este trabalho se propôs a estudar a influência de

coroas protéticas metalo-cerâmica e de resina, cimentadas no canino, na

transmissão de tensões para o tecido ósseo em mandíbulas frescas de cães,

utilizando o método de interferometria holográfica de dupla exposição. Seis hemi-

mandíbulas frescas de cães da espécie Canis familiares foram fixadas em um

dispositivo para garantir a invariabilidade da força aplicada durante o experimento.

Uma carga de 0,98 N foi aplicada sobre as coroas, seguindo o longo eixo do dente.

Pelo método de interferometria holográfica, foram obtidos 12 hologramas, 6 para

cada grupo de amostras. As coroas metalo-cerâmicas apresentaram maior

deslocamento, com movimento de intrusão no alvéolo, em relação às de resina. Os

microdeslocamentos resultantes nas hemimandíbulas demonstraram

comportamentos semelhantes de deflexão, porém, não foram encontradas

diferenças estatisticamente significantes na distribuição das tensões ao osso, com

relação aos dois tipos de coroas consideradas, demonstrando a influência da

presença do ligamento periodontal.

Palavras-Chave: dissipação de tensões – osso – interferometria holográfica; Prótese dentária

Uono CRH. Influence of prosthetic restorative materials at occlusal load transmission. Holographic Interferometry Method [Dissertação de Mestrado]. São Paulo: Faculdade de Odontologia da USP; 2005.

ABSTRACT Although researches assert that restoring dental material, due to their different

mechanical properties, influences at load transmission to support tissues, it was not

find any conclusive scientific evidence. Researches with finite element, implants and

different prosthetic reconstruction material do not have an agreement in terms of

results. So, considering the importance of prosthetic restoring material selection on

oral rehabilitate prognosis, this assignment studied the influence of metaloceramic

and resin prosthetics crowns, cemented on canine, during stress transmission to

bony tissue of post-mortem dog mandibles, using double exposure holographic

interferometry method. Three fresh mandibles were split into 6 hemi-mandibles,

which were fixed in a proper device in order to assure the same applied force during

the whole experiment. A 0,98 N load was applied to the crowns, following the long

axis of the tooth. It was collect 12 holograms, 6 for each sample group.

Metaloceramic crowns presented larger intrusion micromovement in the alveolus,

comparing that of resin ones. The resulting micromovings in the hemimandibles

presented similar deflecting behaviour. However, significant statistical differences on

bone tension distribution have not been found, concerning the two types of previously

referred crowns, demonstrating the influence of periodontal ligament.

Key-words: stress distribution – bone – holographic interferometry; Prosthetic Dentistry

LISTA DE ILUSTRAÇÕES

Figura 4.1 - Delimitação da linha de terminação ..............................................45 Figura 4.2 - Padronização da espessura do padrão de cera...............................46 Figura 4.3 - Lupa estereoscópica...................................................................48 Figura 4.4 - Padronização da espessura .........................................................49 Figura 4.5 - Confecção da área de aplicação de carga......................................50 Figura 4.6 - Padronização da altura das coroas metalo-cerâmicas ......................51 Figura 4.7 - Esquema do dispositivo de fixação da hemi-mandíbula (CAMPOS, 2001)..........................................................................................55 Figura 4.8 - Hemi-mandíbula fixada no dispositivo com coroa metalocerâmica .....57 Figura 4.9 - Esquema do arranjo holográfico (CCD = charge couple device; FO =

feixe objeto e FR= feixe Referência)..............................................58 Figura 4.10 - Esquema do deslocamento d, dos ângulos θi, θo e γ, do vetor

deslocamento e do vetor sensibilidade...........................................64 Figura 5.1 - Imagem holográfica da amostra C1DMC........................................69 Figura 5.2 - Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C1DMC

(nm=nanômetro; mm=milímetro) ...................................................69 Figura 5.3 - Imagem holográfica da amostra C1DR ..........................................70 Figura 5.4 - Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C1DR

(nm=nanômetro; mm=milímetro) ...................................................70

Figura 5.5 - Imagem holográfica da amostra C1EMC ........................................71 Figura 5.6 - Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C1EMC

(nm=nanômetro; mm=milímetro) ...................................................71 Figura 5.7 - Imagem holográfica da amostra C1ER...........................................72 Figura 5.8 - Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C1ER

(nm=nanômetro; mm=milímetro) ...................................................72 Figura 5.9 - Imagem holográfica da amostra C2DMC........................................73 Figura 5.10 - Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C2DMC

(nm=nanômetro; mm=milímetro) ...................................................73 Figura 5.11 - Imagem holográfica da amostra C2DR ..........................................74 Figura 5.12 - Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C2DR

(nm=nanômetro; mm=milímetro) ...................................................74 Figura 5.13 - Imagem holográfica da amostra C2EMC............................................. 75 Figura 5.14 - Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C2EMC

(nm = nanômetro; mm = milímetro) ...............................................75 Figura 5.15 - Imagem holográfica da amostra C2ER...........................................76 Figura 5.16 - Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C2ER

(nm=nanômetro; mm=milímetro) ..................................................76 Figura 5.17 - Imagem holográfica da amostra C3DMC........................................77 Figura 5.18 - Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C3DMC

(nm=nanômetro; mm=milímetro) ..................................................77

Figura 5.19 - Imagem holográfica da amostra C3DR ..........................................78 Figura 5.20 - Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C3DR

(nm=nanômetro; mm=milímetro) ...................................................78 Figura 5.21 - Imagem holográfica da amostra C3EMC ........................................79 Figura 5.22 - Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C3EMC

(nm=nanômetro; mm=milímetro) ...................................................79 Figura 5.23 - Imagem holográfica da amostra C3ER...........................................80 Figura 5.24 - Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C3ER

(nm=nanômetro; mm=milímetro) ...................................................80 Figura 5.25 - Box-Plot para o número de franjas na hemi-mandíbula de acordo com o

tipo de coroa utilizada (n = número de franjas)................................82 Apêndice A.- Representação de uma onda velocidade, amplitude e comprimento (λ)98 Apêndice B - Interferências destrutiva e construtiva .........................................100 Apêndice C - Holografia ...............................................................................101 Apêndice D - Formação de franjas claras e escuras .........................................102 Apêndice E - Formação de franjas pela interferometria holográfica de dupla

exposição................................................................................103

LISTA DE QUADROS

Quadro 4.1 - Identificação das coroas protéticas (C = cão; D/E = direito/esquerdo; MC = metalocerâmica; R = resina) ................................................53

Quadro 4.2 - Identificação dos hologramas (C = cão; D/E = direito/esquerdo; MC =

metalocerâmica; R = resina) ........................................................61 Quadro 5.1 - Valores do número de franjas e deslocamento nas coroas (D=direita;

E=esquerda; MC=metalo-cerâmica; R=resina)................................67 Quadro 5.2 - Teste realizado: teste t pareado, sendo o fator de dependência o dente

(H0= as amostras são iguais; H1= existe alguma diferença entre as amostras)..................................................................................84

LISTA DE TABELAS

Tabela 5.1 - Medidas descritivas do número de franjas na hemi-mandíbula para aos dois tipos de coroas....................................................................81

Tabela 5.2 - Medidas descritivas do número de franjas na hemi-mandíbula com

relação aos tipos de coroas nos três cães ......................................83

LISTA DE ABREVIATURA E SIGLAS

Au-Pd ouro-paládio Ni-Cr níquel-cromo Ti titânio cm/min centímetro por minuto Au ouro Ag-Pd prata-paládio Gpa gigapascal kg quilograma g grama N Newton nº número d deslocamento n número da franja escura. Cr-Co cromo-cobalto FO feixe objeto FR feixe de referência μm micrometro FOUSP Faculdade de Odontologia da Universidade de São Paulo COBEA Colégio Brasileiro de Experimentação Animal mm milímetro FMVZ-USP Faculdade de Medicina Veterinária e Zootecnia da USP Prof. Dr. Professor doutor nm nanômetro

lbs/ pol² libras por polegadas ao quadrado ICR instrumento cortante rotatório C1 cão 1 C2 cão 2 C3 cão 3 D direito E esquerdo MC metalocerâmica R resina ton tonelada min minuto LASER Amplificação da luz por emissão estimulada de radiação He-Ne hélio-neon kW quilowatt mW miliwatt linhas/mm linhas por milímetro ms milisegundo CCD charge couple device MLGM modelos lineares generalizados mistos

LISTA DE SÍMBOLOS

˚ grau % porcento oC graus Celsius λ comprimento de onda θ ângulo bissetor γ ângulo entre o vetor sensibilidade e o vetor deslocamento

SUMÁRIO

p.

1 INTRODUÇÃO ..................................................................................... 23

2 REVISÃO DA LITERATURA ............................................................... 26 2.1 Distribuição da Carga Oclusal......................................................................... 26

2.2 Holografia .......................................................................................................... 35

3 PROPOSIÇÃO ..................................................................................... 42

4 MATERIAL E MÉTODOS .................................................................... 43 4.1 Comissão de Ética em Pesquisa ..................................................................... 43 4.2 Obtenção dos animais...................................................................................... 43 4.3 Moldagens e obtenção dos modelos de trabalho.......................................... 44 4.4 Obtenção dos corpos de prova ....................................................................... 45 4.5 Confecção das coroas de resina acrílica........................................................ 51

4.6 Prova das coroas.............................................................................................. 63 4.7 Obtenção das mandíbulas frescas.................................................................. 54 4.8 Dispositivos de fixação da mandíbula............................................................ 54 4.9 Obtenção dos hologramas............................................................................... 55

4.10 Identificação dos hologramas ....................................................................... 61 4.11 Análise dos hologramas ................................................................................ 61 4.12 Análise qualitativa................................................................................62 4.13 Análise quantitativa..............................................................................63 4.14 Análise estatística ................................................................................65 5 RESULTADOS ..................................................................................... 67

5.1 Análise qualitativa ............................................................................................ 67 5.2 Análise quantitativa.......................................................................................... 81

5.2.1 Análise descritiva............................................................................................. 81

5.2.2Análise inferencial............................................................................................. 83

6 DISCUSSÃO ........................................................................................ 85

7 CONCLUSÃO....................................................................................... 89

REFERÊNCIAS ....................................................................................... 90

APÊNDICES ............................................................................................ 98

ANEXO .................................................................................................. 105

23

1 INTRODUÇÃO

O estudo da distribuição de tensões é importante em várias áreas da

Odontologia, como prótese, ortodontia, ortopedia, dentística, periodontia e

implantodontia, entre outras.

Durante a mordida, deglutição e mastigação, a mandíbula é submetida a um

sistema complexo de forças geradas principalmente pelos músculos mastigatórios.

As tensões produzidas se distribuem pelos dentes e ligamento periodontal, que

funcionam como meio de transmissão destas cargas oclusais para o osso alveolar.

Quando a magnitude da força transmitida é superior à capacidade do

periodonto de suportar e distribuir adequadamente as forças resultantes,

dependendo da intensidade e da freqüência, podem ocorrer reabsorção do osso

alveolar, aumento de mobilidade dentária, remodelação óssea e até mesmo

processos traumáticos e fraturas.

Para o estudo da biomecânica do sistema mastigatório, ou da dissipação das

cargas mastigatórias para os tecidos de suporte, é necessário criar uma

representação do sistema ou modelo. Modelos matemáticos, mecânicos e estudos

em mandíbulas de animais e humanos foram desenvolvidos para determinar a

natureza das forças e deformações a que são submetidas as estruturas bucais.

A análise fotoelástica de tensões está baseada na propriedade fotoelástica

de alguns materiais transparentes de exibir padrões coloridos quando visualizados

com luz polarizada. A grande desvantagem deste método é a diferença considerável

das propriedades mecânicas do plástico, um material homogêneo, e das estruturas

biológicas complexas e heterogêneas, como dentes e osso. Além disso, não

24

permitem a pesquisa sistemática de vários parâmetros, os quais podem ser

avaliados com as técnicas numéricas do método de elemento finito.

Os modelos matemáticos, particularmente o modelo de elemento finito,

levam em consideração elementos biológicos de propriedades elásticas diferentes.

Têm como vantagem a possibilidade de isolamento completo de uma só variável de

interesse e de inserir as propriedades geométricas e mecânicas dos materiais (MC

NEILL, 2000). Entretanto, são de grande complexidade e apesar da aproximação

que se pode obter em modelo matemático complexo, estas aproximações são

teóricas e existe a impossibilidade de reprodução das propriedades biomecânicas,

como a interação do sistema neuromuscular (VAN EIJDEN, 2000). Este fato levou

muitos autores a trabalhar com materiais biológicos.

O método da interferometria holográfica é utilizado sobre a superfície do

objeto em estudo e permite a visualização direta da dissipação das tensões. A

interferometria holográfica é uma técnica de análise qualitativa e quantitativa do

deslocamento ocorrido na superfície de um objeto. Um holograma é produzido pelo

uso de feixes de luz laser e a interferometria de dupla exposição é obtida através da

sobreposição de dois hologramas do objeto em uma mesma placa, com e sem a

carga mecânica. Pode-se determinar também a distribuição da tensão, pois esta se

localiza perpendicularmente às franjas produzidas.

Lindhe (1997) menciona que a presença do ligamento periodontal torna

possível a distribuição e a absorção de forças produzidas durante a função

mastigatória, através do osso alveolar. A vantagem do método holográfico é poder

usar peças anatômicas frescas, sem a necessidade de simulações do ligamento

periodontal.

25

Apesar dos pesquisadores (GOLDMAN; COHEN, 1983; WASSELL; WALLS;

STEELE, 2002) afirmarem que os materiais odontológicos restauradores,

notadamente os utilizados na reconstrução protética oclusal, devido às suas

diferentes propriedades mecânicas, influenciam na transmissão da carga para os

tecidos de suporte, não foi encontrada comprovação científica categórica e

consensual. Os trabalhos de análise da distribuição da carga oclusal com diferentes

materiais de reconstrução protética não são concordantes em seus resultados.

Assim, diante da importância da transmissão da carga oclusal ao tecido

ósseo de suporte, este trabalho se propôs a estudar a possível influência de coroas

protéticas metalo-cerâmica e de resina, na distribuição das tensões em mandíbulas

frescas (pós-morte) de cães, utilizando o método holográfico.

26

2 REVISÃO DA LITERATURA

2.1 Distribuição da Carga Oclusal

A primeira consideração sobre o potencial dos materiais restauradores

odontológicos em influenciar na dissipação de tensões ao tecido ósseo surgiu com o

uso de dentes de estoque de porcelana. Por ter resistência ao desgaste

relativamente alta, logo ficou óbvio que, a menos que a oclusão estivesse

apropriadamente equilibrada, a prótese total apresentaria assentamento instável

(LEINFELDER; YARNELL, 1995).

Segundo revisão de literatura sobre o relacionamento entre a oclusão e os

materiais restauradores realizada por Leinfelder e Yarnell (1995), alguns clínicos

registraram taxa maior de reabsorção óssea ao longo do rebordo alveolar quando

dentes de cerâmica foram usados em comparação ao uso de dentes de resina.

Segundo os autores, os dentes de cerâmica apresentariam menor capacidade de

absorção das forças mastigatórias, transmitindo-as em maior intensidade ao rebordo

alveolar. Por outro lado, os polímeros absorveriam mais tensão por possuir módulo

de elasticidade menor.

Em estudos in vitro, Kawano et al. (2002) e Shimoyama et al. (1993)

demonstraram que os dentes de resina acrílica possuem capacidade maior de

absorver o impacto que os dentes de porcelana.

Entretanto, Mercier e Bellavance (2002), em estudo longitudinal de 10 anos,

em dois grupos de pacientes com próteses totais, sendo um grupo com dentes de

27

estoque de porcelana (69 pacientes) e outro de resina (40 pacientes), não

encontraram diferença significante na quantidade de perda óssea com o uso de

dentes de resina e de porcelana. Os autores acreditam que o meio intermediário

pelo qual as forças são transmitidas para a base da prótese, os dentes de estoque,

não possui um papel importante na reabsorção do rebordo.

A confecção de uma prótese exige a integração da peça protética ao

dinamismo biológico do sistema mastigatório. A avaliação consciente, o

planejamento correto e a indicação dos dentes suportes dentro da tolerância das

novas cargas oriundas das próteses fixas devem ser analisados para que não haja

excesso de carga ou incidência de forças anormais que coloquem em risco a

longevidade das reabilitações (LASCALA; MOUSSALLI, 1989). Contudo, as cargas

mastigatórias também dependem da presença de próteses, isto é, a força máxima

de mordida em pacientes dentados é superior aos pacientes reabilitados com com

qualquer tipo de prótese (PAULA, 1998).

Segundo Goldman e Cohen (1983), a utilização de restaurações provisórias de

resina acrílica para manter as forças oclusais e condicionar o ligamento periodontal

às cargas aumentadas é importante, permitindo a reparação de um ligamento

periodontal atrófico. Pesquisadores como Anusavice (1998) e Wassell, Walls e

Steele (2002) afirmam que na atualidade, as ligas básicas comumente usadas

possuem um módulo de elasticidade alto, sendo mais rígidas e transmitindo mais a

carga oclusal aos tecidos de suporte .

Uma carga excessiva pode levar a alterações teciduais. No lado de pressão

ocorre compressão de fibras, vasos e nervos do ligamento periodontal com

reabsorção do osso alveolar e até necrose. No lado de tensão, o espaço do

ligamento periodontal aumenta, as fibras colágenas se estendem e pode ocorrer

28

ruptura, hemorragia e aposição óssea (LASCALA; MOUSSALI, 1989; LINDHE, 1997;

LINDHE; NYMAN, 1977). Por sua propriedade única, uma carga contínua de até 2 g

pode deslocar a raiz dentro do ligamento periodontal, promovendo reação de

remodelação específica, que resultará no movimento do dente (MCNEILL, 2000).

A forma como os materiais restauradores usados em próteses fixas

influenciam na dissipação de tensões para as estruturas de suporte foi estudada por

alguns métodos e modelos. Modelos matemáticos, físicos e estudos em mandíbulas

de animais e humanos foram desenvolvidos para determinar a natureza das forças e

deformações a que são submetidas estruturas bucais.

Modelos matemáticos de elemento finito são usados para determinar as

respostas de uma estrutura a um dado conjunto de condições limites.

Primeiramente, a forma da estrutura é dividida em elementos finitos menores que

são conectados em pontos limítrofes específicos (nós) com graus de liberdade

definidos. A deformação e a tensão que ocorrem nestes nodos são calculadas

através de uma série de equações de equilíbrio. A variação e a distribuição das

tensões, assim como as deformações, podem ser determinadas em modelos com

estruturas biológicas, pois este método leva em consideração elementos de

propriedades elásticas diferentes (MCNEILL, 2000).

Aykul, Toparli e Dalkiz (2002) utilizaram modelo tridimensional de elemento

finito de um dente pré-molar superior com coroa metalocerâmica com coping de Au-

Pd e Ni-Cr para cálculo da distribuição de tensão sob carga de 450 N e um ângulo

de 45˚. O modelo com o dente pré-molar hígido foi utilizado como grupo controle. Os

valores de tensão de compressão, tensão e de cisalhamento no ápice radicular

foram semelhantes para todos os modelos. Os maiores valores de tensão foram

observados quando a liga de Ni-Cr foi usada. As ligas básicas e com paládio são

29

muito rígidas (WASSELL; WALLS; STEELE, 2002), contudo estes resultados podem

ser explicados pelo módulo de elasticidade maior apresentado pelas ligas básicas

(185 – 225 Gpa), em relação às ligas de paládio (115 – 125 Gpa) (WATAHA, 2002).

Os mesmos resultados tiveram Toparli, Aykul e Aksoy (2002), que utilizaram o

mesmo modelo para analisar a distribuição de tensão resultante de uma força

mastigatória de 200 N a 45˚. Foram estudadas as ligas de Au-Pd, Ni-Cr e Ti em

coroas metaloplásticas, e a liga de Ni-Cr apresentou os maiores valores de tensão

no ápice da raiz.

Atualmente, devido ao sucesso alcançado pelas reabilitações com prótese

sobre implante, a maioria dos estudos sobre dissipação de tensões em função dos

materiais restauradores tem sido focada nesta área. Embora a conexão entre os

implantes osseointegrados e o osso circundante seja direta, ao contrário da

viscoelasticidade do ligamento periodontal (BRUNSKI; SKALAK, 1992), as cargas

excessivas também podem resultar em respostas de modelação e remodelação

óssea (HOSHAW; BRUNSKI; COCHRAN, 1994), microfraturas ósseas (SKALAK,

1985) e perda óssea marginal (JEMT; LEKHOLM; ADELL, 1989).

Em uma revisão sobre várias investigações que levaram à aplicação clínica

da osseointegração, Brånemark (1983) recomendou a resina acrílica para a

confecção da superfície oclusal de próteses em pacientes tratados com implantes. O

autor acredita que este material poderia compensar a resiliência normalmente

fornecida pelo periodonto. Skalak (1983) acreditava que o uso da resina acrílica

permitia o desenvolvimento de uma estrutura rija e forte o suficiente para proteger

adequadamente ao choque em sua superfície externa. Por outro lado, Langer e

Sullivan (1989), em revisão sobre a osseointegração, acreditavam que a natureza

viscoelástica do osso poderia anular qualquer diferença na dureza entre resina,

30

metal ou porcelana. Os resultados das pesquisas científicas quanto ao uso de

material resiliente para absorver parte da carga gerada pelas forças mastigatórias

são controversos.

O efeito do uso da resina acrílica ou porcelana na superfície oclusal de

prótese fixa implanto-suportada foi investigado por Davis, Rimrott e Zarb (1988) em

modelo tridimensional de estrutura conectada a cinco abutments. Foram aplicados

impactos à velocidade de 800 cm/min e carga estática de 20 kg. Os resultados

mostraram que a resina acrílica foi capaz de reduzir mais as tensões sob condições

de impacto que a porcelana, e esta, sob carga estática, foi superior em reduzir as

tensões transmitidas à estrutura e aos parafusos dos copings.

Próteses metalocerâmicas e metaloplásticas de ouro foram usadas por

Papavasiliou et al. (1996) em modelos tridimensionais de elemento finito de implante

IMZ fixado em uma mandíbula para investigar as simulações clínicas capazes de

criar estresse excessivo na interface osso/implante. Foram criados modelos com

variáveis como magnitude (20 e 200 N) e direção da carga (axial e inclinada em 12˚),

tipo de material restaurador (cerâmica e resina), condições variadas de qualidade

óssea, além da presença de um elemento intromóvel Delrin entre implante e a

prótese. Os resultados encontrados indicaram que o tipo de material não teve efeito

significante na distribuição de tensão na interface osso/implante, porém, os outros

fatores influenciaram bastante a quantidade e a localização das tensões resultantes.

Ismail et al. (1989) compararam próteses implanto-suportadas confeccionadas

por resina composta, porcelana, ligas de ouro e de metal não precioso por análise

tridimensional por elemento finito. Os resultados indicaram que o uso de resina para

absorver impacto pode não ser válido, em concordância com Sertgöz (1997), que

comparou infraestruturas de ligas de Au, Ag-Pd, Cr-Co e Ti, revestidas por resina

31

acrílica, resina composta e porcelana em modelos tri-dimensionais de próteses

implanto-suportadas de arco completo. As tensões máximas de tensão e

compressão no osso cortical e esponjoso ao redor dos implantes se mostraram

quase independentes da rigidez do material da supraestrutura.

Stegaroiu et al. (1998) compararam a distribuição de tensão no osso quando

superfícies oclusais de liga de ouro, porcelana, resina acrílica e resina composta

foram usadas em uma prótese fixa implanto-suportada sobre um modelo

tridimensional de uma secção de mandíbula. Tensões semelhantes foram

encontradas para porcelana e liga de ouro, e o efeito protetor da superfície oclusal

de resina não pôde ser demonstrado.

Sendyk (1998) também não encontrou diferença na distribuição de tensões

geradas por coroas unitárias implanto-suportadas com superfície oclusal de

porcelana e de compômero, em modelo bidimensional de elemento finito, sob carga

axial de 100 N.

Por outro lado, Çiftçi e Canay (2000, 2001) acreditam que os materiais

resinosos são bons redutores de tensão. Os autores analisaram a capacidade de

absorção de força de cinco materiais restauradores (liga de ouro Tipo III, porcelana

feldspática, resina acrílica, resina composta e resina composta modificada por vidro),

utilizando modelos tridimensionais de elemento finito de próteses implanto-

suportadas que incluíam infraestrutura, abutments, implantes e uma secção de

mandíbula, sob cargas estáticas vertical de 500 N, horizontal de 142 N e oblíqua de

1000 N. A distribuição de tensão foi avaliada nos tecidos ao redor dos implantes e

na supraestrutura metálica. A resina acrílica e a resina composta modificada por

vidro reduziram a tensão no osso, comparadas à porcelana ou ao metal, e

resultaram em valores maiores de tensão na supraestrutura metálica.

32

Para verificar a influência do material protético em uma condição de qualidade

de osso inadequada à indicação de implantes, sem osso cortical nos pescoços dos

implantes, Wang et al. (2002) desenvolveram um modelo tridimensional de um

segmento mandibular com duas coroas adjacentes de pré-molares implanto-

suportadas. Foram comparadas coroas de resina, liga de ouro e porcelana sob

cargas de 1 N. Não foram encontradas diferenças nas tensões no osso adjacente

quando as coroas estavam separadas, mas quando as coroas foram unidas, as

tensões aumentaram levemente com as coroas de resina acrílica, sob carga

horizontal.

Apesar da possibilidade de isolamento completo de uma só variável, o

método de elemento finito apresenta grande complexidade, e as propriedades

mecânicas, como o módulo de Young, dos modelos biológicos são de difícil

determinação e variam de indivíduo para indivíduo.

Um outro método, que substitui o modelo virtual (matemático), avaliando

diretamente o objeto em estudo, é o que utiliza modelos fotoelásticos. Esta técnica

qualitativa tem sido utilizada há mais de meio século para análise de modelos

ósseos para estudo dos padrões internos de tensão. Pela emissão de luz branca

polarizada através da resina fotoelástica, as tensões internas são transformadas em

padrões concêntricos visíveis, semelhantes a um arco-íris (MCNEILL, 2000).

Inan e Kesim (1999) desenvolveram um modelo de material fotoelástico para

determinar qual material (porcelana, resina acrílica, dois tipos de resina composta e

liga de Ni-Cr ) resultaria na menor transmissão de força. O modelo era composto por

uma secção de mandíbula com dois implantes ITI e supraestruturas que receberam

cargas oclusais. As maiores tensões nos ápices dos implantes foram encontradas

33

para as restaurações de porcelana, seguidas da resina acrílica. As menores tensões

foram encontradas para as restaurações de Ni-Cr.

Os resultados deste método são de natureza qualitativa, de diversidade e

flexibilidade limitadas. A principal desvantagem é que as propriedades mecânicas da

resina fotoelástica diferem consideravelmente das diferentes estruturas biológicas

que compõem o sistema estomatognático (MCNEILL, 2000).

Uma alternativa para este método pode ser o uso in vitro e in vivo de um

aparelho de medição, como transdutor de força, fixado diretamente sobre a

superfície do modelo para registrar a direção e magnitude das tensões principais.

Gracis et al. (1991), em estudo in vitro, compararam a capacidade absorção

de tensões de amostras de ligas para metalocerâmica e de ouro, porcelana, resina

composta e resina acrílica, utilizando transdutores de força conectados a abutments

Brånemark. Foi aplicada uma força de impacto através da queda de uma esfera de

aço. As resinas composta e acrílica reduziram a carga em aproximadamente 50%,

comparadas com a porcelana, liga de ouro e liga metalocerâmica.

Contudo, não foram encontradas diferenças nas cargas associadas com o

uso de dentes de porcelana ou resina acrílica em próteses totais implanto-

suportadas na investigação in vivo de Hobkirk e Psarros (1992). Transdutores de

força foram colocados nos implantes sob próteses totais de pacientes, com

superfícies oclusais semelhantes de resina acrílica e porcelana, e as taxas de carga

resultantes foram iguais.

Resultados semelhantes ao trabalho anterior tiveram Cibirka et al. (1992), que

compararam próteses unitárias de ouro, porcelana e resina composta sobre implante

Brånemark, colocado em uma secção de mandíbula fresca humana unida a um

indicador de tensão. O modelo experimental não estava osseointegrado, e não se

34

pode assumir que tinha o contato íntimo com o osso definido pelo termo. Este

conjunto foi fixado em uma máquina de teste universal Instron, usado para aplicar e

medir a força vertical necessária para fraturar cubos de amendoim. Os resultados

não mostraram diferença significante no amortecimento das tensões entre os

materiais testados.

Soumeire e Dejou (1999) também não encontraram diferença na capacidade

de absorção de tensão de próteses unitárias implanto-suportadas de resina

composta e cerâmica de baixa fusão, comparadas com a liga de ouro e a cerâmica

convencional. Cargas de impacto de 100 N foram aplicadas em coroas cilíndricas,

confeccionadas e montadas sobre um conjunto de abutment em um bloco de resina

acrílica unido a transdutores de força. A resina composta e a porcelana de baixa

fusão não foram capazes de reduzir a força de impacto aplicada.

Em um estudo in vivo, Duyck et al. (2000) investigaram a influência de

próteses fixas implanto-suportadas de metal e de resina acrílica através de

indicadores de tensão conectados aos abutments, sob cargas de 50 N. Não foi

encontrada diferença entre os materiais testados na prótese fixa, mas quando foi

testada uma prótese fixa com cantilever, a prótese metálica resultou em melhor

distribuição das tensões que a de resina acrílica.

As análises feitas por este método são limitadas pelo número de indicadores

de tensão que se pode colocar e fornecem informação somente sobre as tensões na

área onde o indicador de tensão é fixado. Para uma análise global sobre o modelo

em estudo, pode-se utilizar o método holográfico.

35

2.2 Holografia

A técnica de interferometria holográfica é um método para o estudo da

transmissão de tensões que possibilita o registro e a reconstrução das imagens de

modo que a imagem tridimensional do objeto pode ser registrada em um holograma.

O termo holo significa completo e o termo grafos significa registro, dando origem à

palavra holograma ou registro completo. O princípio da holografia foi desenvolvido

por Dennis Gabor, em 1948. E, em 1962, com a aplicação de uma fonte de luz laser

à holografia, Leith e Upatnieks apresentaram a primeira aplicação prática da

holografia, possibilitando o registro tridimensional de objetos (BATISTA, 2003; JEFF,

1992; OVRYN, 1989; SCHWANINGER; SCHMIDT; HURST, 1977; YOUNG;

ALTSCHULER,1977).

Diferente da fotografia, que só registra a intensidade, a holografia registra a

amplitude e a fase da luz refletida de um objeto. É necessário um laser que produza

um feixe de luz coerente (todas as ondas de luz em fase) e monocromática (um

único comprimento de onda). Para a produção de um holograma, um feixe de luz

laser é incidido sobre o objeto e um espelho, produzindo dois feixes: feixe objeto

(FO) e feixe de referência (FR). A diferença de fase entre o feixe de referência e o

feixe objeto resulta em um padrão de interferência que é registrado numa película

fotográfica de alta resolução (holograma). Quando revelado e exposto pelo laser,

este holograma mostra a imagem tridimensional do objeto. A resolução da imagem é

da ordem do comprimento de onda óptico ou da resolução de um filme holográfico

(DIRTOFT, 1987; SCHWANINGER; SCHMIDT; HURST, 1977).

36

A principal diferença entre a holografia e a fotografia está no modo como a

imagem é produzida. Enquanto a imagem óptica pode ser descrita usando-se

geometria simples ou modelo de raios para o comportamento da luz, a imagem

holográfica depende de difração e interferência, que são fenômenos ondulatórios

(Apêndice).

Pelo método de interferometria holográfica de dupla exposição, são realizadas

duas tomadas holográficas. O holograma contém a informação a respeito de todos

os deslocamentos superficiais que ocorreram durante a aplicação de uma carga,

formando um padrão de franjas visível sob a luz laser.

Pelo padrão de franjas observado sobre a superfície do objeto é possível

avaliar a distribuição das tensões sobre o corpo da mandíbula e a prótese

quantitativa e qualitativamente (OVRYN, 1989; ZENTNER; SERGL; FILIPPIDIS,

1996). A análise qualitativa é realizada pela contagem do número, distribuição e

densidade de cada franja dentro do padrão de interferometria. O número de franjas é

proporcional à magnitude do deslocamento, portanto, quando o número de franjas é

grande, o espaçamento entre as franjas diminui e o deslocamento e as tensões

aumentam. Quando ocorrem grandes deslocamentos, o número de franjas é muito

alto e estas ficam tão próximas que não podem ser observadas (HEWITT; ORTH,

1977; HEWITT; ORTH, 1981; PEZZOLI et al., 1993). Além disso, padrões de

deflexão (compressão ou tensão) são exemplos de deformações em um mesmo

plano (franjas paralelas entre si) e padrões curvos ou inclinados são exemplos de

movimento fora do plano (franjas oblíquas) (HEWITT; ORTH, 1981).

Aa densidade das franjas também varia em função da magnitude da força

aplicada (SILVENNOINEN et al., 1992) e da estrutura do objeto estudado, pois uma

37

franja larga, quando comparada com outra fina, provoca deslocamento maior de

pontos dentro da área da franja.

A análise quantitativa é realizada pela determinação do deslocamento

superficial do objeto estudado. Para isto, são necessários dados como número de

franjas e configuração geométrica da direção dos diferentes feixes (DERMAUT;

BEERDEN, 1981; MANLEY; OVRYN; STERN, 1987).

De modo geral, a análise do padrão de franjas fornece informações sobre o

tipo de movimento e deslocamento ocorridos no objeto em estudo (MANLEY;

OVRYN; STERN, 1987). E a avaliação visual pela contagem e observação do

padrão de interferência de franjas é um método eficiente e de grande valia na

maioria dos casos (OVRYN, 1989). Este método tem sido adotado em todas as

pesquisas envolvendo análise do padrão de interferência de franjas no campo da

holografia interferométrica (KRAGT; DUTERLOO; BOSCH, 1982; OVRYN, 1989;

PAVLIN; VUKICEVIK, 1984; PEZZOLI et al., 1983; ZENTNER; SERGL; FILIPPIDIS,

1996).

Um holograma revelado contém todas as informações alvo. Se um holograma

for cortado ao meio, cada metade conterá uma imagem completa, mas haverá certa

perda de resolução e qualidade de imagem. Isto ocorre porque cada porção do

holograma registra o objeto de uma perspectiva ligeiramente diferente. Além disso,

há uma correspondência total de 1:1 entre a imagem e o objeto, e existe o paralaxe

essencialmente em todas as direções, em contraste à fotografia tridimensional, que

não contém paralaxe (SCHWANINGER; SCHMIDT; HURST, 1977).

Por ser uma metodologia de pesquisa pouco utilizada e conhecida em nosso

meio, citamos a seguir a aplicação da holografia para análise da dissipação de

tensões nas diversas áreas da Odontologia.

38

O método de interferometria holográfica foi primeiramente usado na área de

Prótese.

Wictorin, Bjelkhagen e Abramson, (1972), desenvolveram um método

holográfico para análise da deformação elástica de reconstruções soldadas e

avaliaram quantitativamente esta deformação em estruturas de liga de ouro com

diferentes situações de soldagem. A deformação elástica de estruturas de prótese

com e sem solda também foi investigada in vitro e in vivo por Azizov; Bakhitin e

Polukhina (1985), Goldstein et al. (1992), Wedendal e Bjelkhagem (1974a,b), e

Wesson; Goldstein e Schulman (1988). Com a técnica holográfica foi possível

determinar que a presença de soldas defeituosas, a técnica de fundição e o tipo de

união entre as peças resultaram em diferenças nas características de deflexão.

Dirtoft e Jansson (1986) investigaram através de interferometria holográfica

de dupla exposição a deformação in vitro de uma prótese parcial fixa implanto-

suportada de ouro sob diferentes cargas e mostraram que a deformação de uma

prótese implanto-suportada é muito complexa.

Para comparar a deformação em próteses parciais removíveis, Pezzoli et al.

(1993) utilizaram uma mandíbula seca que recebeu próteses parciais removíveis de

extensão distal bilateral com alguns tipos de grampos diferentes. A técnica

holográfica demonstrou padrões de franjas em toda prótese, além da superfície da

mandíbula.

Chen, Chang e Wu (1995) avaliaram a adaptação de coroas totais de ligas de

ouro, de Ni-Cr e metalocerâmica que receberam carga na fossa central. A técnica de

interferometria holográfica permitiu medições da ordem de micrometros dos

deslocamentos (6 a 10 μm) e desadaptações marginais (2 μm).

39

Wahl e Lang (2004) realizaram estudo in vitro, aplicando a técnica holográfica

de dupla exposição em implantes para comparar as deformações ocorridas em

coroas metalocerâmicas e de metal, por uma carga aplicada a um ângulo de 45o, e

as fendas produzidas em decorrência destas deformações. Os implantes

apresentaram franjas homogêneas e as coroas, padrões variados de franjas. Foram

encontradas alterações dimensionais na interface em todos os tipos de

supraestrutura, demonstrando que as cargas funcionais podem afetar a alta precisão

dos componentes de implante.

A holografia apresenta como principal vantagem a visualização direta da

dissipação de tensões sobre o próprio objeto de estudo. Por isso, é especialmente

indicada para o estudo em ossos e outras estruturas duras, e a maior parte dos

trabalhos encontrados focou a área de Ortodontia

Os efeitos de vários tipos de força e aparelhos ortodônticos sobre os incisivos

superiores foram investigados por interferometria holográfica de dupla exposição.

Em estudo in vitro, Burstone e Pryputniewicz (1980), e in vivo, Burstone, Every e

Pryputniewicz (1982), Burston,; Pryputniewicz e Bowley (1978) e Pryputniewicz e

Burstone (1979) demonstraram a validade e a precisão da técnica para medir

tridimensionalmente os deslocamentos sob diferentes cargas, em pontos de

aplicação variados.

Dermaut e Van Den Bulcke (1986), Vanden Bulcke et al. (1986) e Van den

Bulcke e Dermaut (1990) investigaram, através da técnica holográfica em um crânio

seco humano, a localização do centro de resistência dos dentes anteriores

superiores. Padrões de franjas foram observados em toda a superfície do crânio,

demonstrando os efeitos de forças e ancoragens diferentes.

40

O uso da técnica holográfica para investigar os efeitos de forças ortodônticas

sobre todo o complexo crânio-facial também foi interesse de várias investigações

(BATISTA et al., 2001; CANUT et al., 1990; DERMAUT; BEERDEN, 1981; HEWITT,

ORTH, 1977; HEWITT; ORTH, 1981; KRAGT; DUTERLOO, 1982; KRAGT;

BORSBOOM, 1980; KRAGT; DUTERLOO; TEM BOSCH, 1982; LEE et al., 1997;

MARUYAMA et al., 2000; PAVLIN; VUKICEVIC, 1984; ZENTNER; SERGL;

FILIPPIDIS, 1996).

Batista et al. (1999) estudaram a distribuição de tensões em um dente

humano submetido a cargas variadas utilizando o método interferométrico.

Rajić et al. (2000) avaliaram as características biomecânicas do sistema

mastigatório em crânio humano seco, produzindo dados precisos sobre as

deformações, deslocamentos e distribuição de força.

Sendo o método holográfico altamente sensível a qualquer movimentação do

objeto em estudo, a maioria dos trabalhos utilizou crânio humano ou animal seco,

que permite uma imobilização adequada. Porém, uma das desvantagens do uso de

estruturas maceradas é a alteração das propriedades físico-mecânicas, como a

viscoelasticidade material dos tecidos in vivo.

A elasticidade óssea foi estudada através de interferometria holográfica de

dupla exposição por Silvennoinen et al. (1992) em crânios de alce, que encontraram

uma compressibilidade no osso fresco duas vezes maior que no osso macerados.

De Clerck, Dermaut e Timmerman (1990) e Govaert e Dermaut (1997)

avaliaram o efeito da umidade em crânios de cães in vivo, post-mortem e in vitro,

comparando diferentes efeitos de aparelhos ortopédicos. Os resultados do método

holográfico indicaram que o crânio seco não pode ser usado com segurança como

modelo para simular os deslocamentos ósseos iniciais in vivo.

41

Campos (2001), questionando a utilização de crânio seco em holografia,

avaliou a transmissão da carga oclusal em hemi-mandíbulas de cães, comparando

as condições fresca, fixada em formol e macerada, através de interferometria

holográfica de dupla exposição. As peças frescas se comportaram de maneira

diferente das peças secas. A análise dos hologramas revelou que as hemi-

mandíbulas fixadas e maceradas transmitiram praticamente o dobro das tensões em

relação às frescas. Houve diferença na direção da transmissão das tensões,

sugerindo que a presença do ligamento periodontal das peças anatômicas alterou

qualitativa e quantitativamente a distribuição das tensões. Concluiu-se que o uso de

peças anatômicas secas em holografia e a influência de seus resultados para uma

situação in vivo devem ser criteriosos.

42

3 PROPOSIÇÃO

Este estudo se propõe a comparar a transmissão da carga oclusal em hemi-

mandíbulas frescas (pós-morte) de cães, usando coroas protéticas metalocerâmica e

de resina acrílica, pelo método da interferometria holográfica de dupla exposição,

avalindo:

1. a distribuição das tensões ao longo da hemi-mandíbula;

2. a distribuição das tensões nas coroas protéticas.

43

4 MATERIAL E MÉTODOS

4.1 Comissão de Ética em Pesquisa

A realização dessa pesquisa foi aprovada pelo Comitê de Ética em

Pesquisa – Subcomissão de Bioética de Animais da FOUSP (Protocolo para uso

de animais em experimentação n.º 06/04), estando de acordo com os Princípios

Éticos na Experimentação Animal adotados pelo Colégio Brasileiro de

Experimentação Animal (COBEA)(Anexo A).

4.2 Obtenção dos animais

Foram utilizadas mandíbulas de cães da espécie Canis familiares, com

aproximadamente 4 anos de idade e 12 kg de peso, provenientes do Centro de

Bioterismo da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo. Os animais

foram alojados no canil do Departamento de Cirurgia da Faculdade de Medicina

Veterinária e Zootecnia da USP (FMVZ-USP), recebendo alimentação e água "ad

libitun".

44

Os procedimentos no Laboratório de Odontologia Comparada do

Departamento de Cirurgia da FMVZ-USP foram realizados sob supervisão do Prof.

Dr. Marco Antonio Gioso.

Realizaram-se exames laboratoriais complementares (hemograma

completo, função renal, função hepática e proteína total), para averiguar o estado

de saúde dos animais. Os animais foram evermifugados e vacinados.

4.3 Moldagens e obtenção dos modelos de trabalho

Os animais foram anestesiados e mantidos sob anestesia geral inalatória,

seguindo as técnicas padronizadas.

Os dentes caninos inferiores de cada cão foram moldados com material de

moldagem à base de silicona de condensação (silicona pesada, Optosil Confort

Putty – Heraeus Kulzer GmbH & Co. KG – Germany, silicona leve, Cutter Cuttersil

Light - Heraeus Kulzer GmbH & Co. KG – Germany; com catalisador, Activator

universal Optosil-Xantopren - Heraeus Kulzer GmbH & Co. KG – Germany) em

moldeiras parciais perfuradas (Farbe 80 e 81 – Ind. Brasileira – Brasil). Devido à

grande divergência entre os caninos inferiores, cada hemi-arcada foi moldada

separadamente. A partir destes moldes, os troquéis foram obtidos em gesso pedra

especial Fuji Rock (GC Fuji Rock EP, – GC América Inc. – USA), sobre um

vibrador mecânico (Super – Brasil).

45

4.4 Obtenção dos corpos de prova

Sobre cada modelo de gesso foi delimitada manualmente uma linha

equatorial no canino (figura 4.1), para determinação da linha de terminação do

corpo de prova.

Figura 4.1 – Delimitação da linha de terminação

Em seguida, foi realizado o enceramento do coping com uma lâmina de

cera (S-U - Milling Wax / S – U – Fravachs – Schuler – Dental – ULM - Alemanha),

com espessura média de 0,5 mm.

A espessura do padrão de cera foi conferida com um espessímetro (Renfert

1124 - Alemanha) em quatro pontos pré-determinados a aproximadamente 2 mm

da borda cervical: vestibular, lingual, mesial, distal e na região incisal (figura 4.2).

46

Figura 4.2– Padronização da espessura do padrão de cera

Uma trave de fundição (Trave de cera para fundição – CNG Soluções

Protéticas - São Paulo - Brasil) foi utilizada como conduto direto de alimentação. O

padrão de cera foi ligado à barra maior da trave de fundição por meio de um

conduto de cera regular (CERAFIX Indústria e Com. de Art. Odont. Ltda. – Brasil)

de 2,5 mm de diâmetro.

Com o padrão posicionado e fixado sobre a base, foi aplicado um agente

quebrador de tensão superficial Debubbling (CNG Soluções Protéticas - São Paulo

- Brasil), que é um composto à base de acetato de etila. Este produto tem a

propriedade de evitar a retenção de bolhas de ar durante a aplicação do

revestimento.

A inclusão foi executada pela técnica de expansão sem anel, utilizando um

conjunto de base e anel fabricados em silicone maleável (Anel e base de Silicone

– CNG Soluções Protéticas - São Paulo – Brasil).

O revestimento fosfatado FLASH (CNG Soluções Protéticas - São Paulo -

Brasil) foi manipulado em espatulador a vácuo (Polidental Ind. Com. Ltda. – Brasil)

47

por 45 segundos, empregando líquido específico e recomendações de proporção

segundo técnica fornecida pelo fabricante.

A inclusão do padrão de cera no revestimento foi feita com auxílio de um

vibrador mecânico (Super – Brasil).

O bloco de revestimento foi removido do anel logo após a presa final

Aguardou-se duas horas, a contar da mistura do revestimento, para introduzir os

blocos de revestimento no forno (EDG 3000 - EDG Ind. Com. Ltda. - Brasil) à

temperatura ambiente. Em seguida, procedeu-se o seguinte esquema de

aquecimento, na seqüência:

Temperatura ambiente até 300°C – 5°C / minuto - por 30 minutos

De 300°C a 550°C – 10°C / minuto - por 10 minutos

De 550°C a 840°C – 30°C / minuto - por 30 minutos

A liga de Ni-Cr (Balken ST – Brasil – Lote: TAB - 000245) foi fundida com

maçarico a gás (GLP) / Oxigênio RECORD (Record Ind. Metalúrgica Ltda. -

Brasil). Este maçarico foi utilizado com bico único, necessário e suficiente para

liqüefazer a liga escolhida, sem risco de queima de qualquer de seus

componentes.

O centrifugador (OGA - Metalúrgica OGA - Brasil) empregado foi carregado

com 4 voltas no braço de potência. Neste centrifugador adaptou-se o cadinho de

fusão fabricado em quartzo (Sellect Dental Manufacturing - USA), devidamente

pré-aquecido.

Após a fundição e injeção da liga, o bloco de revestimento permaneceu por

15 minutos sobre uma base refratária, para então ser resfriado em água corrente.

48

A limpeza superficial foi efetuada com estilete, tomando o cuidado de não

atingir o padrão fundido.

Seguiu-se a lavagem em água corrente e secagem com jato de ar.

A limpeza posterior foi feita com jato de esfera de vidro extra-fina (GLASS -

CNG Soluções Protéticas - São Paulo - Brasil) a uma pressão máxima de 40 lbs/

pol² por um período de 20 a 30 segundos.

Os procedimentos finais de análise visual dos copings fundidos foram feitos

utilizando uma lupa estereoscópica (figura 4.3) com objetiva de 10 X Mantis FX

(VISION Engineering - Inglaterra). Os possíveis nódulos encontrados foram

removidos com um ICR esférico de carbide n° 1 (JET Carbide Burs – Canadá),

montado em caneta de alta-rotação (Super-torque 625 autofix - Kavo - Brasil).

Figura 4.3 – Lupa estereoscópica

A estrutura metálica já limpa com jato de vapor Vaporjet (EDG ind. Com. -

Brasil) foi colocada no forno para porcelana EDG FV4 (EDG Ind. Com. - Brasil)

49

para aquecimento de 600°C até 980°C, permanecendo a esta temperatura por 5

minutos em atmosfera, ou seja, sem vácuo.

Para a aplicação do opaco e do revestimento estético foi utilizada a

porcelana Noritake Super Porcelain EX-3 (Noritake Co. Limited - Nagoya - Japan),

seguindo as especificações do fabricante. O opaco foi aplicado em duas camadas

com pincel, sempre compactando e evitando o excesso de líquido na mistura. A

massa cerâmica foi aplicada por compactação com espessura aproximada de 1

mm, em seu contorno completo, possibilitando a aplicação com o mesmo nível de

condensação, evitando assim contrações irregulares.

Com a finalidade de padronização, a espessura foi conferida com um

espessímetro (Renfert 1124 – Alemanha) nos mesmos cinco pontos determinados

no enceramento (figura 4.4).

Figura 4.4 –Padronização da espessura

As adaptações das coroas metalocerâmicas sobre os modelos de trabalhos

foram verificadas com auxílio de silicona leve de adição e os ajustes internos

necessários foram realizados

50

Foi confeccionada uma área para a aplicação da carga com inclinação e

altura específicas sobre a cerâmica (figura 4.5).

Após a obtenção da coroa metalocerâmica, foi realizado um desgaste na

superfície da coroa metalocerâmica, criando uma área de superfície plana,

perpendicular ao longo eixo do elemento, com auxílio de um paralelômetro (DCL –

Dental Campineira Ltda – Brasil).

Figura 4.5 – Confecção da área de aplicação de carga

O modelo de trabalho foi fixado à platina do paralelômetro de forma que o

eixo principal do elemento ficasse paralelo à haste do aparelho.

Utilizando-se de um micromotor acoplado ao paralelômetro, foi realizado

um corte transversal na incisal da coroa metalocerâmica com disco de óxido de

alumínio ultrafino (Dura Thin – Keystone – U.S.A.), gerando uma área para a

realização da aplicação da carga. Foi fixada a altura na haste, para que esse

desgaste fosse realizado para as outras coroas metalocerâmicas e houvesse

padronização desta área (figura 4.6).

51

Figura 4.6 – Padronização da altura das coroas metalocerâmicas

As coroas metalocerâmicas em relação aos cães foram identificadas da

seguinte forma:

Cão 1 - Direito - metalocerâmica C1DMC

Cão 1 - Esquerdo - metalocerâmica C1EMC

Cão 2 - Direito - metalocerâmica C2DMC

e assim por diante.

4.5 Confecção das coroas de resina acrílica

Para a padronização das dimensões das coroas (metalocerâmica e de

resina), moldou-se a coroa metalocerâmica posicionada sobre o modelo de

trabalho, com silicona de condensação em uma moldeira perfurada individualizada

com um stop de resina acrílica auto-polimerizável (Acrílico auto polimerizante JET

- Artigos Odontológicos Clássico Ltda - Brasil).

52

Nesse molde foi vertida cera liquefeita e, em seguida, o conjunto

molde/cera foi reposicionado sobre o modelo de trabalho, isolado com vaselina

sólida (Sidepal Ind. e com – Brasil), para a confecção do padrão de cera.

Após a remoção dos excessos e acabamento, foram checadas as

espessuras nos pontos já descritos para a coroa metalocerâmica.

Para a obtenção das coroas de resina acrílica, os padrões de cera foram

incluídos em uma mufla nº 06 (DCL Dental Campineira Ltda – Brasil). Foi utilizada

resina acrílica ativada termicamente Biotone cor 67 (Dentsplay Ind, e com. Ltda –

Brasil; lote: 84776). A mufla e a contra-mufla foram isoladas com Cel-Lac

(S.S.White Artigos Dentários - Brasil), isolante para resina acrílica.

As muflas foram colocadas em uma prensa hidráulica (Prensa Getom, Ind.

Brasileira) e submetidas a uma pressão inicial de 0,6x104 N/m2 e elevando-se

gradualmente até a pressão final fosse estabilizada em 16x104 N/m2,

permanecendo por 15 minutos.

O processo de polimerização da resina acrílica ativado termicamente foi

concluído na polimerizadora EDG M 1000 (Equipamentos e controles Ltda. –

Brasil) à temperatura de 120° C, sob uma pressão de 90 libs/pol2, durante 25 min.

O acabamento das coroas de resina acrílica foi realizado com brocas de

carbide (JET Carbide Burs – Canadá) e escova de pelo para polimento (Clemara

Ind. e com. – Brasil) montada no torno de polimento com pedra pomes (Asfer Ind.

Química Ltda – Brasil) e branco de espanha (Pasam Ind. e Com. de Materiais

Odontológicos Ltda – Brasil).

53

As coroas de resina acrílica foram identificadas seguindo as normas das

metalocerâmicas, como pode ser observado no Quadro 4.1.

Hemi-mandíbula direita (D) Hemi-mandíbula esquerda (E) Animais de

experimentação Metalo-cerâmico Resina Metalo-cerâmico Resina

Cão 1 (C1) C1DMC C1DR C1EMC C1ER

Cão 2 (C2) C2DMC C2DR C2EMC C2ER

Cão 3 (C3) C3DMC C3DR C3EMC C3ER

Quadro 4.1- Identificação das coroas protéticas (C = cão; D/E = direito/esquerdo; MC =

metalocerâmica; R = resina)

4.6 Prova das coroas

Os cães foram sedados novamente e mantidos sob anestesia geral

inalatória para a prova das coroas protéticas.

Primeiramente, verificou-se a presença de báscula das coroas em relação

ao dente por teste digital. Nenhuma das coroas apresentou báscula. A seguir, foi

realizada a verificação do assentamento e adaptação utilizando silicona leve tipo

Xantopren (Heraeus Kulzer GmbH & Co. KG – Germany).

Os ajustes internos necessários foram realizados com ICR esférico carbide

n° 1, montado em caneta de alta rotação nas coroas metalocerâmica e pedra

montada esférica em baixa-rotação nas coroas de resina.

54

4.7 Obtenção das mandíbulas frescas

Os animais foram sedados e com injeção intravenosa de Ketamina e

Midazolan e sacrificados com Thiopental (10 ml) e cloreto de potássio (10 ml)

seguindo o protocolo estabelecido pela equipe do Laboratório de Odontologia

Comparada do Departamento de Cirurgia da FMVZ-USP.

Procedeu-se a remoção cirúrgica da mandíbula e a retirada de todas as

estruturas moles circundantes: pele, mucosa, ligamentos, músculos e tecido

gengival. Após a limpeza da peça anatômica, a mandíbula foi seccionada na

região mentoniana, com uma lâmina de bisturi nº 15. As hemi-mandíbulas foram

mantidas em recipiente com soro fisiológico, à temperatura ambiente.

4.8 Dispositivos de fixação da mandíbula

Foram utilizados dois dispositivos especiais de fixação das hemi-

mandíbulas (figura 4.7) (CAMPOS, 2001), a fim de assegurar a invariabilidade da

força aplicada durante o experimento, com relação às características

fundamentais, como: intensidade, ponto de aplicação, direção e sentido.

55

Figura 4.7 – Esquema do dispositivo de fixação da hemi-mandíbula (CAMPOS, 2001)

4.9 Obtenção dos hologramas

Os hologramas foram obtidos no Laboratório de Óptica do Instituto de

Física da USP, sob supervisão do Prof. Dr. Mikiya Muramatsu.

Para cada hemi-mandíbula escolheu-se aleatoriamente a seqüência das

coroas a serem testadas. Cada coroa foi cimentada sobre o canino

correspondente com cimento temporário à base de hidróxido de cálcio Life (Kerr

56

Corporation – Califórnia - USA). A hemi-mandíbula foi então imobilizada na caixa

do dispositivo de fixação. Primeiramente, a hemi-mandíbula foi posicionada, de

modo que o pino incidisse no sentido do longo eixo do dente, simulando a direção

da força oclusal em cães, na borda incisal da coroa protética. Em seguida, a hemi-

mandíbula foi fixada na caixa de fixação com 4 parafusos transpassados nas

paredes da caixa.

Depois, removeu-se o conjunto (caixa + hemi-mandíbula) do dispositivo e

verteu-se resina acrílica de rápida polimerização (Acrílico auto polimerizante JET -

Artigos Odontológicos Clássico Ltda - Brasil), no interior da caixa para a

imobilização completa da hemi-mandíbula. Após a polimerização, o conjunto

retornou ao dispositivo de fixação, que dispõe de encaixes, possibilitando a

retomada da posição inicial.

Em seguida, o conjunto foi parafusado para evitar qualquer deslocamento.

Este dispositivo permitiu também que a carga fosse aplicada no mesmo ponto de

aplicação, com a mesma intensidade, direção e sentido iniciais, sempre que cada

corpo de prova era posicionado. Esse dispositivo foi fixado sobre uma mesa

óptica, suspensa por ar comprimido (Newport - USA), a fim de evitar vibrações

externas. O experimento foi realizado em ambiente totalmente escuro, livre de

correntes de ar e mantida à temperatura constante de aproximadamente 20ÛC

Foi aplicada uma carga constante de 0,98 N (correspondente a uma massa

de 100g) sobre o pino, responsável pelo deslocamento. A disposição espacial do

filme holográfico permitiu o uso de uma carga de 0,98 N, que foi suficiente para

gerar deslocamentos produzindo assim um padrão de franjas, pela interferometria

holográfica. Os testes pilotos também asseguraram a ausência de tensões no

57

conjunto, sem a aplicação do peso, ou de qualquer movimentação do dispositivo

sob a ação da força.

Pode ser observado na figura 4.8, uma hemi-mandíbula com coroa

metalocerâmica, fixada no dispositivo.

Figura 4.8 – Hemi- mandíbula fixada no dispositivo com coroa metalocerâmica

O experimento foi realizado em ambiente totalmente escuro, livre de

correntes de ar e à temperatura constante de 20ÛC

Para a tomada holográfica, foram utilizados um laser He-Ne (Newport

Research - Model 845), um Shutter controler e uma unidade de estabilização de

tensão 0,8 kW (MK 7000 GR Savage). O laser foi continuamente alimentado com

uma fonte de corrente contínua. O feixe característico desse laser emite uma

potência nominal de 30 mW. O comprimento de onda de saída foi de 632,8 nm

(JEFF, 1992). Na mesa holográfica foram dispostos: um filtro espacial (Newport -

USA); dois espelhos; suportes magnéticos (Newport - USA); filme de alta

resolução (AGFA - Holotest 8E75 - 5000 linhas/mm) e os dispositivos com as

58

hemi-mandíbulas. O arranjo holográfico é mostrado esquematicamente na figura

4.9.

Figura 4.9 – Esquema do arranjo holográfico (CCD = charge couple device; FO = feixe objeto e FR= feixe Referência)

A imagem tridimensional da hemi-mandíbula foi obtida pelo método da

interferometria holográfica com dupla exposição.

A seqüência de procedimentos para montagem do arranjo holográfico foi

realizada como descrito a seguir:

a) Alinhamento do feixe de laser sobre a mesa, usando cartão com furo, e um

conjunto íris/suporte.

b) Montagem da primeira etapa do filtro espacial (objetiva de microscópio) e

centralizando-a com a marca do feixe e observando o alinhamento

interferométrico.

59

c) Montagem do "pinhole", fazendo a centralização e ajustando o ponto de

atuação da lente para efetivar a filtragem espacial.

d) Montagem da lente colimadora e o suporte de placa paralela para ajuste de

posição da lente.

e) Montagem do beam splitter para dividir o feixe

f) Montagem do suporte do objeto a ser holografado, suporte do filme ou placa,

e o espelho do feixe objeto.

g) Inserção do filtro espacial do raio de referência no caminho deste, antes da

placa holográfica, para que a frente de onda de referência não seja perturbada.

h) Manter a intensidade do feixe objeto de 4 a 8 vezes mais intenso que o feixe

referência. Usar um fotômetro para medir as intensidades de luz sobre a placa

holográfica provenientes dos dois feixes.

i) Montagem do sistema para obturar o feixe do laser e do sistema de controle

de tempo de exposição.

j) Observação das franjas interferométricas para verificação da estabilidade

mecânica do sistema.

Para a primeira tomada holográfica, acrescentou-se uma carga de 0,98 N,

provocando deslocamento sobre a hemi-mandíbula, e incidindo-se o laser, com

tempo de exposição de 1500 ms, a imagem da superfície deformada foi registrada

no filme holográfico. A carga foi então removida para que a hemi-mandíbula

60

voltasse à condição original e nessa condição foi realizada a segunda tomada,

formando-se na mesma placa um segundo holograma.

A placa foi então revelada e fixada em solução fixadora (Kodak F-7), por 6

minutos. A placa foi lavada em água corrente por 10 minutos e a secagem foi

vagarosa, à temperatura ambiente.

A interferência dos feixes FR e FO registrou um padrão microscópico na

placa holográfica, dando origem a um padrão de franjas, que traduz os vários

pontos da hemi-mandíbula, isto é, as variações do percurso óptico (caminho

percorrido pela luz, do objeto até a placa holográfica).

Iluminando a placa holográfica revelada pelo FR, o padrão microscópico de

pontos claros e escuros difrata a luz, distribuindo-a no espaço, reconstruindo a

imagem original. Assim, um observador colocado em frente ao holograma tem a

plena sensação visual, tanto em intensidade quanto em profundidade, de estar

diante do próprio objeto.

A imagem obtida no holograma foi adquirida por uma câmera CCD (charge

couple device) e registrada digitalmente para subseqüente avaliação.

A coroa foi removida, e o dente canino foi limpo cuidadosamente com

instrumentos manuais e gaze (Compressas de gaze Íris - Cremer S. A. – Brasil)

embebida em monômero para que a outra coroa pudesse ser cimentada. Essa

seqüência de procedimentos para obtenção dos hologramas foi realizada para

todos os corpos de prova, sendo que de cada cão obteve-se duas hemi-

mandíbulas frescas, para cada hemi-mandíbula, as duas coroas foram

posicionadas e foi obtido um holograma para cada amostra. Para todas as

61

amostras mantiveram-se os mesmos parâmetros de aplicação de força e de

registro.

4.10 Identificação dos hologramas

Os hologramas foram identificados de acordo com cada amostra

correspondente (Quadro 4.2).

Hemi-mandíbula direita (D) Hemi-mandíbula esquerda (E) Animais de

experimentação Metalocerâmic

a Resina

Metalocerâmic

a Resina

Cão 1 (C1) C1DMC C1DR C1EMC C1ER

Cão 2 (C2) C2DMC C2DR C2EMC C2ER

Cão 3 (C3) C3DMC C3DR C3EMC C3ER

Quadro 4.2. Identificação dos hologramas (C = cão; D/E = direito/esquerdo; MC = metalocerâmica;

R = resina)

4.11 Análise dos hologramas

62

Cada filme holográfico revelado foi novamente posicionado na mesa

holográfica e iluminado pelo feixe referencia do laser usado inicialmente. Assim foi

gerada a imagem holográfica de cada condição do estudo.

A imagem holográfica do corpo estudado foi capturada pela câmera CCD

(charge couple device) e armazenada no computador. Assim, foi possível observar

um padrão de franjas, macroscopicamente visível, criado na placa holográfica,

resultante da interferência dos feixes refletidos das superfícies deformada e não

deformada. O programa usado para a visualização da imagem holográfica no

computador foi Global Lab 6.0.

Podemos avaliar a distribuição das tensões sobre o corpo da mandíbula

quantitativamente, através do deslocamento de cada ponto dentro da franja, e

qualitativamente, observando o número e a direção das franjas (PEZZOLI et al.,

1993).

Na realidade, o deslocamento ocorre nos três eixos espaciais (X, Y e Z),

porém, neste experimento utilizamos apenas um filme holográfico, o que permitiu

a visualização do padrão de franjas no plano XY, e o cálculo de deslocamento dos

pontos contidos nas franjas escuras observadas no eixo Z.

4.12 Análise Qualitativa

Além da visualização das franjas no holograma, onde podemos analisar a

quantidade de franjas e a sua disposição, confeccionamos gráficos, utilizando o

63

programa "ORIGIN 5.0" (Data Analysis and Technical Graphics), para facilitar a

compreensão do deslocamento e permitir uma interpretação adequada do seu

comportamento no eixo Z.

Para a confecção dos gráficos, foi realizado o mapeamento de cada franja

escura, dispondo de 14 pontos ao longo de cada franja, que foram localizados no

plano XY (mensurados em pixels). Esse mapeamento foi feito em todas as franjas

escuras, iniciando-se na base de fixação da mandíbula no dispositivo, até mesial

do canino. Medindo as hemi-mandíbulas com paquímetro eletrônico (Mitutoyo,

Mogi das Cruzes, Brasil) e pelo uso de uma regra de três simples, transformamos

os valores das medidas de pixels para milímetros. Os valores no eixo Z,

correspondentes ao deslocamento de cada ponto dentro da franja escura (em

nanômetro), foram calculados a partir das equações mencionadas adiante.

Foram realizadas interpretação e comparação dos padrões de franjas na

hemi-mandíbula em ambas condições: com coroa metalocerâmica e de resina

acrílica.

4.13 Análise Quantitativa

Para a mensuração quantitativa do deslocamento utilizamos a seguinte

equação:

d = (2n+1) �BB����������������FRV���FRV��

64

Onde:

d...........deslocamento

n...........número da franja escura.

λ...........comprimento de onda

θ...........ângulo bissetor entre a direção de iluminação e a direção de

observação, sendo θ = (θi + θo) / 2

γ...........ângulo entre o vetor sensibilidade e o vetor deslocamento (JEFF,

1992).

A figura 4.10 mostra esquematicamente os dados utilizados na equação.

Figura 4.10 – Esquema do deslocamento d, dos ângulos θi, θo e γ, do vetor deslocamento e do vetor sensibilidade

65

O cálculo do número da franja, é possível partir de um referencial. Nesse

experimento, o referencial foi a região imóvel da hemi-mandíbula (área de fixação

na caixa). Um parâmetro denominado de "ordem de franja" é determinado

mediante a numeração sucessiva de franjas, a partir do referencial fixo. A primeira

franja clara denominada franja de ordem zero. A próxima franja escura será

denominada franja de ordem 1 (n) , e assim sucessivamente. O comprimento de

onda do laser de Hélio-Neon, usado neste estudo, é de 632,8 nm. Os valores dos

ângulos θ e γ são de 50° e 0°, respectivamente.

Para a análise quantitativa foram calculados os deslocamentos ocorridos na

região do osso, desde a base de fixação até o dente canino (local de aplicação da

carga). Esses dados foram submetidos à análise estatística.

4.14 Análise Estatística

Apesar da análise do padrão de franjas ser um método eficiente e ter sido

adotada em todas as pesquisas realizadas pelo método interferométrico, também

foi realizada, no estudo presente, análise estatística dos deslocamentos máximos

ocorridos nas hemi-mandíbulas.

Neste trabalho compararam-se duas condições experimentais: a

distribuição das tensões nas hemi-mandíbulas com coroas metalocerâmica e de

resina acrílica. Primeiro, foi feita uma análise descritiva dos dados, com os

66

cálculos das médias, das medianas e dos desvios padrões. Posteriormente, foi

realizada uma análise inferencial para verificar a significância das diferenças,

através do teste t pareado, tendo como fator de dependência o dente utilizado

para a instalação de cada coroa (BRESLOW; CLAYTON, 1993; PINHEIRO;

BATES, 2000).

67

5 RESULTADOS

5.1. Análise Qualitativa

No geral, as coroas apresentaram franjas de deslocamento e deflexão.

O número de franjas e o deslocamento nas coroas são apresentados no

Quadro 5.1.

No do cão Material No de franjas Deslocamento**

1D MC 14 72,18 R 9 47,29 1E MC 12 62,23 R * *

2D MC 15 77,16 R 9 47,29 2E MC 10 52,27 R 8 42,31 3D MC 7 37,34 R * *

3E MC * * R 8 42,31

* Não é possível visualizar as franjas ** Deslocamento em nanômetros (nm)

Quadro 5.1- Valores do número de franjas e deslocamento nas coroas (D=direita;

E=esquerda; MC=metalocerâmica; R=resina)

A análise das imagens holográficas mostra que as mandíbulas se

deslocaram bastante, com padrão semelhante em todas elas. As franjas

apresentaram espaçamento maior entre elas próximo à base de fixação, onde

68

houve menor deslocamento. O espaçamento foi diminuindo em direção ao

ponto de aplicação da carga, onde o deslocamento foi maior.

A direção das franjas nas hemi-mandídulas mudou de cão para cão,

mas foi muito semelhante no mesmo cão. Nas amostras C1EMC, C1ER

C3EMC e C3ER observamos uma leve torção no terço anterior da mandíbula.

Em geral, o padrão de franjas nas hemi-mandíbulas não acompanhou

o padrão de deslocamento das coroas, isto é, houve uma alteração na

direção das franjas localizadas nas coroas e no osso.

Nas imagens holográficas das amostras C1ER, C3DR e C3EMC não

foi possível visualizar as franjas nas coroas protéticas. De maneira geral, foi

observado que as coroas metalocerâmicas apresentaram número maior de

franjas em relação às coroas de resina, quase o dobro.

A carga aplicada se dissipou de forma diferente nas coroas dentro do

mesmo grupo de hemi-mandíbula, comparando as amostras C2EMC e C2ER,

C3EMC e C3ER, isto é, apesar de todas apresentarem microdeslocamento no

eixo Z, a direção das franjas foi diferente entre estas amostras.

As imagens holográficas são apresentadas nas figuras 5.1, (amostra

C1DMC), 5.3 (amostra C1DR), 5.5 (amostra C1EMC), 5.7 (amostra C1ER),

5.9 (amostra C2DMC), 5.11 (amostra C2DR), 5.13 (amostra C2EMC), 5.15

(amostra C2ER), 5.17 (amostra C3DMC), 5.19 (amostra C3DR), 5.21

(amostra C3EMC), 5.23 (amostra C3ER) e os respectivos gráficos dos

microdeslocamentos (figuras 5.2, 5.4, 5.6, 5.8, 5.10, 5.12, 5.14, 5.16, 5.18,

5.20, 5.22 e 5.24).

69

Figura 5.1- Imagem holográfica da amostra C1DMC

020

40

60

80

100 20

25

30

35

400

5000

10000

15000

20000

25000

De

slo

ca

me

nto

(n

m)

Eixo X (mm) Eixo Y (m

m)

Figura 5.2- Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C1DMC (nm=nanômetro; mm=milímetro)

70

Figura 5.3- Imagem holográfica da amostra C1DR

020

40

60

80

100 20

25

30

35

4045

0

5000

10000

15000

20000

25000

30000

Eixo X (mm) Eixo Y (m

m)

De

slo

ca

me

nto

(n

m)

Figura 5.4- Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C1DR (nm=nanômetro; mm=milímetro)

71

Figura 5.5- Imagem holográfica da amostra C1EMC

2040

60

80

100

12040

45

50

55

600

2000

4000

6000

8000

10000

12000

Eixo X (mm) Eixo Y (m

m)

De

slo

ca

me

nto

(n

m)

Figura 5.6- Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C1EMC (nm=nanômetro; mm=milímetro)

72

Figura 5.7- Imagem holográfica da amostra C1ER

020

40

60

80

100 2830

3234

3638

4042

44460

2000

4000

6000

8000

10000

12000

14000

16000

18000

Eixo X (mm) Eixo Y (m

m)

De

slo

ca

me

nto

(n

m)

Figura 5.8- Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C1ER (nm=nanômetro; mm=milímetro)

73

Figura 5.9- Imagem holográfica da amostra C2DMC

020

4060

80

10020

25

30

3540

45500

5000

10000

15000

20000

25000

30000

35000

Eixo X (mm)

Eixo Y (m

m)

De

slo

ca

me

nto

(n

m)

Figura 5.10- Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C2DMC (nm=nanômetro; mm=milímetro)

74

Figura 5.11- Imagem holográfica da amostra C2DR

020

4060

80

100

12020

25

30

3540

4550

0

5000

10000

15000

20000

Eixo X (mm)Eixo Y

(mm)

De

slo

ca

me

nto

(n

m)

Figura 5.12- Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C2DR (nm=nanômetro; mm=milímetro)

75

Figura 5.13- Imagem holográfica da amostra C2EMC

020

40

60

80

100 30

35

40

45

500

2000

4000

6000

8000

10000

12000

14000

16000

18000

Eixo X (mm) Eixo Y (m

m)

De

slo

ca

me

nto

(n

m)

Figura 5.14- Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C2EMC (nm=nanômetro; mm=milímetro)

76

Figura 5.15- Imagem holográfica da amostra C2ER

020

40

60

80

10025

30

35

40

45

500

2000

4000

6000

8000

10000

12000

14000

Eixo X (mm)Eixo Y

(mm)

De

slo

ca

me

nto

(n

m)

Figura 5.16- Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C2ER (nm=nanômetro; mm=milímetro)

77

Figura 5.17- Imagem holográfica da amostra C3DMC

020

40

60

80

100 20

25

30

3540

4550

0

2000

4000

6000

8000

Eixo X (mm) Eixo Y (m

m)

De

slo

ca

me

nto

(n

m)

Figura 5.18- Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C3DMC (nm=nanômetro; mm=milímetro)

78

Figura 5.19- Imagem holográfica da amostra C3DR

020

4060

80

100

120 25

30

35

40

45

500

2000

4000

6000

8000

Eixo X (mm) Eixo Y (m

m)

De

slo

ca

me

nto

(n

m)

Figura 5.20- Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C3DR (nm=nanômetro; mm=milímetro)

79

Figura 5.21- Imagem holográfica da amostra C3EMC

020

4060

80

100

120 25

30

35

40

4550

550

5000

10000

15000

20000

Eixo X (mm)Eixo Y

(mm)

De

slo

ca

me

nto

(n

m)

Figura 5.22- Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C3EMC (nm=nanômetro; mm=milímetro)

80

Figura 5.23- Imagem holográfica da amostra C3ER

2040

6080

100

120 35

40

45

50

5560

0

2000

4000

6000

8000

10000

12000

14000

16000

18000

Eixo X (mm) Eixo Y (m

m)

De

slo

ca

me

nto

(n

m)

Figura 5.24- Representação gráfica do deslocamento da hemi-mandíbula C3ER (nm=nanômetro; mm=milímetro)

81

5.2 Análise Quantitativa

5.2.1 Análise descritiva

Primeiramente, foi feita uma análise descritiva dos dados em questão, com o

objetivo de um melhor entendimento do comportamento das variáveis consideradas

e definidas abaixo.

A Tabela 5.1 mostra a análise descritiva do número de franjas na hemi-

mandíbula, com relação ao tipo de material testado.

Metalocerâmica Resina

Mínimo 16,00 16,00

Q1 25,25 28,00

Mediana 36,50 32,00

Média 39,00 35,17

Q3 51,50 41,25

Máximo 67,00 60,00

Desvio-padrão 19,38 15,17

CV (%) 49,69 43,14

Tabela 5.1- Medidas descritivas do número de franjas na hemi-mandíbula para aos dois tipos de coroas

82

A variabilidade e assimetria já constatadas na Tabela 5.1 podem ser

observadas na Figura 5.25.

Figura 5.25- Box-Plot para o número de franjas na hemi-mandíbula de acordo com o tipo de coroa utilizada (n = número de franjas)

A Tabela 5.2 informa as medidas descritivas dos números de franjas nas

hemi-mandíbulas, de acordo com o tipo de coroa utilizada, fixando-se os cães.

83

Tabela 5.2- Medidas descritivas do número de franjas na hemi-mandíbula com relação aos tipos de coroas nos três cães

C1 C2 C3

MC Resina MC Resina MC Resina

Mínimo 23,00 33,00 32,00 27,00 16,00 16,00

Q1 31,00 39,75 40,75 31,25 22,25 19,75

Mediana 39,00 46,50 49,50 35,50 28,50 23,50

Média 39,00 46,50 49,50 35,50 28,50 23,50

Q3 47,00 53,25 58,25 39,75 34,75 27,25

Máximo 55,00 60,00 67,00 44,00 41,00 31,00

Desvio-padrão 22,63 19,09 24,75 12,02 17,68 10,61

CV (%) 58,02 41,06 50,00 33,86 62,03 45,13

5.2.2 Análise inferencial

O quadro abaixo mostra os dados da análise estatística realizada para

verificação da presença de diferenças no número de franjas nas hemi-mandíbulas

em função do material protético (metalocerâmica e resina).

84

Teste t pareado e IC: metalocerâmica; resina

T pareado para metalocerâmica – resina

N média Desvio Padrão

metalocerâmica 6 39,00 19,38

resina 6 35,17 15,17

Diferença 6 3,83 11,75

95% IC para diferença média: (-8,50; 16,17)

Teste t da diferença média = 0 (vs não = 0): Valor-T = 0,80 Valor-P = 0,461

Quadro 5.2- Teste realizado: teste t pareado, sendo o fator de dependência o dente (H0= as amostras são iguais; H1= existe alguma diferença entre as amostras)

Como pode ser visto no quadro acima, através do teste t pareado, não foi

possível observar diferença estatisticamente significante entre as médias do número

de franjas nas hemi-mandíbulas do grupo das coroas MC e do grupo das coroas R

com nível descritivo P= 0,461 e com nível de confiança de 95% (BRESLOW;

CLAYTON, 1993; PINHEIRO; BATES, 2000).

85

6 DISCUSSÃO

Atualmente, devido ao sucesso alcançado pelas reabilitações com prótese

sobre implante, a maioria dos estudos sobre a dissipação das tensões para os

tecidos de suporte tem sido feita nesta área. Pela ausência de uma estrutura que

amorteça e distribua a carga mastigatória, alguns autores acreditam que o tipo de

material restaurador protético usado seria importante para absorver parte da carga

transmitida para o osso (BRÅNEMARK, 1983; DAVIS; RIMROTT; ZARB, 1988;

SKALAK, 1983).

Com relação às próteses dento-suportadas, acredita-se que o periodonto

remanescente possua capacidade de suportar as cargas mastigatórias, desde que a

prótese tenha rigidez e estabilidade e que a oclusão esteja bem equilibrada

(GOLDMAN; COHEN, 1983; LASCALA; MOUSSALLI, 1989; LINDHE, 1997).

Goldman e Cohen (1983) salientam a importância da utilização de restaurações

provisórias de resina acrílica para manter as forças oclusais e condicionar o

ligamento periodontal às cargas aumentadas.

Assim, torna-se importante a compreensão do comportamento dos tecidos

de suporte frente a utilização de coroas de resina e metalocerâmicas.

A influência do uso de coroas de resina acrílica e metálica foi investigada

por Duyck et al. (2000), em estudo in vivo, utilizando transdutores de força para

avaliar as tensões transmitidas aos implantes. Porém o efeito da viscoelasticidade

do osso não permitiu a análise do comportamento do material protético. Por outro

lado, a utilização do método holográfico na presente pesquisa possibilitou analisar,

86

independentemente, os efeitos decorrentes da aplicação da carga oclusal tanto nas

coroas quanto na mandíbula.

Paula (1998) quantificou a força máxima de mordida em dentes anteriores,

com gnatodinamômetro, encontrando valores de 218,54 N nos incisivos centrais. O

método holográfico é extremamente sensível, capaz de detectar deslocamentos

ínfimos, da ordem de nanômetros. Neste experimento foi utilizada uma carga de 0,98

N, intensidade aquém da mordida máxima de mordida. Dessa forma, foi possível

avaliar o comportamento dos materiais restauradores em si.

As coroas metalocerâmicas apresentaram maior quantidade de franjas,

provavelmente devido ao alto módulo de elasticidade, que dificulta sua deformação.

Dessa forma, a carga aplicada causou um deslocamento maior, representado pelo

movimento de intrusão no alvéolo. Já a coroa de resina acrílica, sendo menos rígida,

provavelmente absorveu parte das tensões, resultando em menor movimento de

intrusão no alvéolo, conseqüentemente, gerou menor solicitação do ligamento

periodontal.

Apesar da diferença no comportamento dos materiais na transmissão de

tensões, essa diferença desapareceu ao nível ósseo. Observando os resultados nas

mandíbulas, verificou-se que, de maneira geral, as mandíbulas comportaram-se de

maneira semelhante, em função dos diferentes materiais protéticos, em concorde

com pesquisas anteriores (PAPAVASILIOU et al., 1996; SENDYK, 1998; WANG et

al., 2002). Isto sugere que, apesar da diferença nas propriedades mecânicas dos

materiais utilizados neste estudo, houve influência do ligamento periodontal na

absorção de parte das tensões transmitidas ao osso, corroborando com os

resultados de Campos (2001). Este efeito foi evidenciado pela mudança na direção

das franjas da coroa e do corpo da mandíbula.

87

A presença do ligamento periodontal não foi considerada por Aykul, Toparli

e Dalkiz (2002) e Toparli, Aykul e Aksoy (2002), em estudos com próteses dento-

suportadas pelo método de elementos finitos, que encontraram diferença nas

tensões no osso em função do tipo de material testado. Porém, estes achados

podem ser resultado da magnitude (450 e 200 N, respectivamente) e da inclinação

(45˚) das cargas utilizadas. De fato, Papavasiliou et al. (1996), através de análise por

elementos finitos, encontraram tensões muito maiores na interface osso-implante em

função da mudança da direção da carga aplicada, de axial para oblíqua (12˚).

Pode-se observar, comparando nossos resultados com os de Wang et al.

(2002), que usaram cargas em torno de 1 N, que o material restaurador não influiu

nas tensões transmitidas ao osso. No nosso caso, de prótese dento-suportada, ficou

evidente a ação do ligamento periodontal no amortecimento da carga oclusal. No

caso dos implantes, Wang et al. (2002) supõem que a tensão transferida da interface

abutment-implante para a interface implante-osso seja semelhante, embora as

coroas de materiais diferentes tenham apresentado deslocamentos diferentes sob a

carga aplicada.

Pelo método da holografia não é possível avaliar cargas de grande

intensidade, pois haveria grandes deslocamentos, representados por franjas muito

próximas umas das outras, que não seriam visualizadas pelo holograma. Além disso,

supomos que se a carga utilizada ultrapassar a capacidade de amortecimento do

ligamento periodontal, as tensões sobre os tecidos ósseos serão semelhantes e a

natureza dos materiais restauradores exercerá pouca ou nenhuma influência. Nestas

condições, as cargas excedentes seriam transmitidas para o tecido ósseo,

mascarando o efeito da natureza do material restaurador. Isto foi observado nos

trabalhos de Sendyk (1998) e de Papavasiliou et al. (1996), onde foram utilizadas

88

cargas axiais no valor de 100 e 200 N, respectivamente, em próteses implanto-

suportadas, portanto na ausência do ligamento periodontal, e as tensões

transmitidas ao tecido ósseo adjacente aos implantes não apresentaram diferença

significante. Nestes trabalhos, pelo método de elementos finitos, foi verificado que os

componentes internos da prótese e dos sistemas de implante absorveram as

diferenças das tensões transmitidas ao osso.

Para a avaliação da transmissão da carga oclusal ao tecido ósseo, fatores

interferentes, tais como: intensidade da carga, presença do ligamento periodontal,

resiliência dos tecidos dentais e ósseos e componentes de implantes, devem ser

levados em consideração, principalmente quando cargas com componentes

horizontais estiverem envolvidas.

Clinicamente, cargas excessivas podem ser representadas por contatos

prematuros e interferências, daí a importância do ajuste oclusal periódico das

próteses, independentemente do material protético utilizado, quer seja em próteses

implanto-suportadas ou dento-suportadas.

89

7 CONCLUSÃO

Pela metodologia utilizada neste estudo, pode-se concluir que :

1. Não foram encontradas diferenças na distribuição das tensões no osso

em relação aos diferentes materiais usados nas coroas protéticas, sob carga oclusal

axial.

2. As coroas metalocerâmicas sofreram maior transmissão de tensões

que as de resina acrílica, demonstrando que a presença do ligamento periodontal

teve influência na distribuição das tensões ao osso.

90

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98

APÊNDICE – FENÔMENOS ONDULATÓRIOS

Quando falamos em ondas, estamos imaginando uma perturbação que se

propaga em um meio. Podemos ter uma única perturbação, à qual damos o nome de

pulso, ou uma sucessão de pulsos periódicos, formando uma onda periódica, ou

simplesmente onda. As ondas transportam energia entre pontos diferentes do meio

sem transportar matéria entre esses pontos.

No Apêndice A observa-se um tipo particular de onda (unidimensional) com

algumas de suas características, como comprimento de onda e amplitude. Deve-se

ter em mente que as ondas na natureza ocorrem no espaço e, em geral, não estão

limitadas apenas a uma dimensão, podendo ter as formas mais variadas possíveis.

Apêndice A – Representação de uma onda velocidade, amplitude e comprimento (λ)

A luz é uma forma de radiação eletromagnética e é caracterizada por

amplitude, comprimento de onda, velocidade de propagação, direção de

propagação, fase e polarização. Quando a luz é refletida ou espalhada por um

objeto, todas ou algumas dessas características podem ser alteradas . A avaliação

99

dessas mudanças pode fornecer informações sobre o objeto, tais como,

temperatura, tamanho, entre outras. Na holografia e na interferometria holográfica,

as manifestações de natureza quântica da luz são desprezíveis, podendo-se fazer

uso da teoria eletromagnética clássica da luz (TIPLER, 1985).

Duas ondas de luz, que são capazes de interferir uma com a outra são

chamadas de coerentes. As ondas coerentes caminham em sincronia, com as

mesmas características (amplitude, fase, freqüência, entre outras). Devido à

necessidade de coerência, a maioria dos arranjos para interferência é utilizada com

duas imagens da mesma fonte.

Difração e Interferência

Difração é a propriedade que a luz possui de contornar arestas e pequenos

obstáculos ou barreiras, encurvando-se em suas proximidades. É um fenômeno que

não pode ser explicado com base no modelo corpuscular da luz.

Interferência é a combinação de duas ou mais ondas, por sobreposição, num

mesmo ponto do espaço. A interferência depende da diferença de fase entre as

ondas. Assim, se duas ondas se sobrepuserem numa mesma região do espaço, isto

é, se as cristas e os vales forem coincidentes, haverá uma diferença de fase nula

entre ambas (0º). Nesse caso a interferência será construtiva (cristas se somam com

cristas e vales com vales) e a intensidade total é máxima. Por outro lado, se as

ondas forem defasadas de 180º (cristas de uma coincidem com vales da outra), a

interferência será destrutiva e a intensidade total é mínima (Apêndice B)

100

Apêndice B – Interferências destrutiva e construtiva

Formação das franjas de interferência

A holografia é uma técnica para gravar e reconstruir frentes de ondas. As

ondas que devem ser gravadas são chamadas de Feixe Objeto. Esse provém da

fonte laser, cuja luz incide sobre o objeto e difunde-se como feixe objeto. Para que

ocorra a formação do holograma, é necessária a interação de dois feixes de luz

coerente. Portanto, o outro feixe de luz, proveniente da mesma fonte laser, é

direcionado (através de um espelho plano) diretamente para a placa holográfica.

Esse é chamado Feixe Referência (Apêndice C).

101

Apêndice C - Holografia

A holografia é, portanto, a formação de um padrão de interferência pela

adição de um feixe de referência coerente ao feixe objeto. A imagem registrada

consiste num conjunto de áreas claras e escuras, contendo as informações das

características do objeto (Apêndice D).

102

Apêndice D – Formação de franjas claras e escuras

Após a revelação do filme holográfico, o holograma pode ser visualizado pela

iluminação com uma fonte de luz laser, na mesma direção do feixe referência. O

observador verá a imagem do objeto em três dimensões.

O registro do holograma deve ser feito sem nenhuma alteração de posição no

objeto ou no feixe de referência, durante o momento da exposição. Qualquer

movimento relativo do objeto, dos componentes ópticos, ou dos raios laser impedirá

o registro do holograma. Na pesquisa de Young e Altschuler (1977), para se obter a

rigidez necessária de todos os aparelhos, uma plataforma óptica imóvel, livre de

vibração foi conseguida, por meio de uma mesa rígida, auto-refrigerada, isolada do

assoalho através de um sistema de suspensão a ar.

O deslocamento do objeto é definido como a diferença da posição

tridimensional de um ponto particular da superfície do objeto. Durante o registro do

holograma, as posições no primeiro e no segundo pulso são registradas. O

103

holograma contém a informação a respeito de todos os deslocamentos superficiais

que ocorreram durante a aplicação de uma carga. Esta informação torna possível a

avaliação do padrão de mobilidade de diferentes partes do objeto, como por

exemplo, um dente, um grupo de dentes ou uma peça protética (WEDENDAL;

BJELKHAGEM, 1974a).

O holograma registra movimentos mínimos, que ocorrem em frações de

comprimento de onda da luz. As franjas indicam um deslocamento do objeto entre as

exposições e demonstram a direção e o grau de alteração que ocorrem (Apêndice

E). As franjas interferométricas podem ser usadas para mensurar alterações

dimensionais durante variações de temperatura, deformações causadas por tensões

e variações relativas de posição (YOUNG; ALTSCHULER, 1977).

Apêndice E – Formação de franjas pela interferometria holográfica de dupla

exposição

Outra forma de holografia, chamada interferometria em tempo real, permite a

observação e o registro de alterações dimensionais quando elas ocorrem.

Schwaninger et al (1977) relatam a obtenção de hologramas in vitro, com aplicação

de força dinâmica sobre o objeto, resultando em formação imediata de imagens.

Uma câmera CCD (charge couple device) capta a imagem do objeto. Quando o

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objeto é submetido à carga, a diferença, mesmo mínima, entre o objeto antes e após

a aplicação da carga, cria um padrão de franjas. Variando-se a tensão produz-se

uma imagem dinâmica de desenvolvimento de franjas, que pode ser monitorada

numa tela de vídeo e registrada de forma digital, para que possa ser armazenada no

computador, e através de interpretação matemática dos padrões das franjas, pode-

se determinar quantitativamente a deformação sofrida pelo objeto. O objetivo do

sistema é conseguir mensurações precisas da localização, direção e magnitude das

forças transmitidas por toda arcada dentária.