CENTRO DE CIÊNCIAS BIOLÓGICAS E DA SAÚDE MESTRADO EM ODONTOLOGIA

LEÔNIDAS CARLOS RIBEIRO DOS SANTOS FILHO

ANÁLISE GERADA PELA TENSÃO DE PINOS DE FIBRA DE VIDRO ACESSÓRIOS NA DENTINA RADICULAR PELO

MÉTODO DOS ELEMENTOS FINITOS

Londrina 2008

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LEONIDAS CARLOS RIBEIRO DOS SANTOS FILHO

ANÁLISE GERADA PELA TENSÃO DE PINOS DE FIBRA DE VIDRO ACESSÓRIOS NA DENTINA RADICULAR

PELO MÉTODO DOS ELEMENTOS FINITOS

Dissertação apresentada à Universidade Norte do Paraná como parte integrante dos requisitos para a obtenção do título de Mestre em Odontologia – Dentística com Ênfase em Prevenção.

Orientador: Prof. Dr. Alcides Gonini Júnior

Londrina 2008

19

LEONIDAS CARLOS RIBEIRO DOS SANTOS FILHO

Filiação Leônidas Carlos Ribeiro dos Santos

Maria Thereza Mori Ribeiro dos Santos

Naturalidade Curitiba – PR

Nascimento 21 de setembro de 1972

1994-1997 Graduação em Administração de Empresas – PUC-PR

1998-1999 Especialização em Recursos Humanos – PUC-PR

2001-2006 Graduação em Odontologia – UTP-PR

2005-2006 Atualização em DTM – UTP-PR

2004-2005 Uso Racional dos Materiais Dentários – ABO-PR

2006-2008 Curso de Pós-Graduação na área de Dentística, nível de

Mestrado, Universidade Norte do Paraná - UNOPAR

Associação SBPqO – Sociedade Brasileira de Pesquisa Odontológica

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LEONIDAS CARLOS RIBEIRO DOS SANTOS FILHO

ANÁLISE GERADA PELA TENSÃO DE PINOS DE FIBRA

DE VIDRO ACESSÓRIOS NA DENTINA RADICULAR

PELO MÉTODO DOS ELEMENTOS FINITOS

Dissertação apresentada à Universidade Norte do Paraná como parte integrante dos requisitos para obtenção do título de Mestre em Odontologia

Banca Examinadora

1) Prof Dr Celso Yamachita

Julgamento________________________Assinatura___________________

2) Prof Dr Murilo Baena Lopes

Julgamento________________________Assinatura___________________

3) Prof Dr Alcides Gonini Júnior

4) Julgamento_____________________Assinatura___________________

Londrina, 05 dezembro de 2008

21

Dedico

A Deus, a criação dos céus e da terra

e de tudo o que nele há.

22

Agradecimentos Especiais

A minha família, em especial a minha mãe, apesar da dor de não estar

mais presente, as lembranças saudosas de muitos carinhos a faz presente no

meu dia a dia. Obrigado mãe por tudo que fez por mim.

Ao meus irmãos Luiz e Nara que acreditaram nesta nova jornada na

odontologia e principalmente a minha irmã, que tornou-se minha colega de

faculdade onde rimos, brigamos e discutimos durantes os cinco anos que

ficamos estudando, as especialidades nos separaram um pouco, mas as

risada, as brigas e as discussões vão permanecer por muito tempo dentro da

odontologia, a vida nos ensina a cada dia por sermos diferentes.

Ao meu pai só tenho a agradecer pelo seu tamanho esforço para formar

seus 3 filhos, esforço que muitas vezes sacrificava o convívio em família de

tanto que se dedicava a profissão de Cirurgião Dentista, profissão que fui me

espelhar em minha segunda faculdade e sim realizar o “nosso” sonho. Os

ensinamentos de meu pai e a verdadeira paixão pela odontologia completarão

este ano, 50 anos de formado, muito me orgulho por ter ao meu lado um

mestre que me ensina a cada dia com suas palavras sábias da odontologia, me

motiva a cada dia a ser conservador e ter respeito ao ser humano. Muitas

vezes como um pai ensina uma criança a andar, ele ainda pega em minha mão

para desenhar preparos protéticos de blocos metálicos fundido em ouro, que

audácia minha nos tempos de hoje onde as restaurações estéticas são cada

vez mais utilizadas e com uma perfeição incrível de mimetismo do elemento

dental, audácia que faz dele um vencedor.

23

Ao meu grande amigo Londrinense, Everaldo Barbosa e família que com

muita gratidão fui acolhido durante estes anos em sua casa fazendo parte de

sua família. Vocês também fazem parte da minha família! Meu muito obrigado.

E a minha namorada Kátia que em tão pouco tempo com sua

inteligência e carinho soube demonstrar o quanto é importante amar e respeitar

a individualidade de cada um, sabedoria que estão unindo nossos sonhos.

...à vocês o meu muito obrigado!!!

24

Agradecimentos aos Professores e Amigos

Aos meus mestres da Universidade Tuiuti do Paraná que me motivaram

com seus conhecimentos e experiências de vida, amor, dedicação e respeito

ao próximo. Em especial Prof. Dr Celso Yamashita, por sua dedicação durante

os anos que passamos juntos da anatomia dental à dentística restauradora, a

Prof. Dra Claris Dalabona que muito me ensina e me concedeu a oportunidade

de atuar como professor assistente e ao Prof. Dr Leo Kriger que com seu amor

grandioso a odontologia, me mostrou o verdadeiro sentido de ensinar e

aprender todos os dias aluno/professor e professor/aluno. E a todos os outros

professores que embora não citados estão guardados em meu coração com

um orgulho muito grande de ser sempre seu eterno aluno.

Ao Prof. Dr. Ronaldo Hirata que me recebeu desde meu primeiro ano de

faculdade em seu consultório e em seus vários cursos, me motivando e

ensinando a difícil arte da odontologia estética restauradora e o caminho da

pesquisa odontológica integrada dentro do dia a dia de um profissional da

odontologia.

Ao meu Prof Dr Alcides Gonini Jr, pela confiança depositada na

realização deste sonho, com apoio e dedicação de conhecimentos tão

complexos da odontologia colocados de forma simples e sábia perante a

dificuldade apresentada no dia a dia de nossa pesquisa. Obrigado por acreditar

em mim.

A todos os professores das disciplinas deste mestrado, o meu muito

obrigado por participarem tão presentes nestes 2 anos de trabalho. A

25

dedicação a pesquisa e a vontade de aprende e de ensinar, em meu olhar

silencioso só fez adimira-los cada vez mais por este amor a odontologia.

Aos amigos formados nesta bela turma vindos de culturas diferentes

deste Brasil (Cascavel, Curitiba, Cornélio Procópio, Maringá, Maceió, São

paulo, Umuarama e Rondônia), unidos aqui em Londrina com o mesmo sonho,

se tornar Mestres em Odontologia. Você sempre estarão guardados em meu

coração! Obrigado por fazerem parte desta turma.

Aos meus pacientes que sempre acreditaram no meu conhecimento e

potencial, confiando sua saúde bucal e retribuindo com a mais bela e simples

atitude, seu sorriso.

26

Agradecimentos

À Universidade Norte do Paraná, UNOPAR, representada pelo

Chanceler, Prof Marco Antônio Laffranchi, e pela Reitora , Prof Elisabeth Bueno

Laffranchi;

À Pró-Reitoria de Pesquisa e Pós-Graduação, representada pelo Prof.

Hélio H. Suguimoto;

Ao Centro de Ciências Biológicas Saúde, representada pelo Prof. Ruy

Moreira da Costa Filho;

À Coordenadoria do Curso de Odontologia, representada pelos Profs.

Drs. Luiz Reynaldo de Figueiredo Walter e Fernão Hélio Campos Leite Júnior;

À Coordenadoria de Pesquisa, representada pelo Prof. Hélio Hiroshi

Suguimoto;

À todos os funcionários da UNOPAR;

Por terem possibilitado a realização desta Dissertação,

Muito Obrigado!

27

RIBEIRO, L.S.F. Análise gerada pela tensão de pinos de fibra de vidro acessórios na dentina radicular pelo método dos Elementos Finitos, 2008, 67 f, Dissertação (Mestrado em Odontologia) Universidade Norte do Paraná, Londrina.

RESUMO Dentes acometidos por cárie ou trauma que tenham sua estrutura remanescente comprometida, com o aprimoramento das técnicas restauradoras tornaram possíveis sua manutenção em função, ainda que submetidos a tratamento endodôntico e instalação de pinos radiculares. Nos casos em que o espaço intra-radicular encontra-se alargado, um pino pré-fabricado de conformação cilíndrica pode ser insuficiente para o devido preenchimento. Nesta situação podem ser utilizados pinos de fibra de vidro acessórios em conjunto com um pino principal, que fixados com um cimento resinoso proporcionariam um núcleo de preenchimento mais adequado. O objetivo deste trabalho será analisar o comportamento biomecânico do sistema de pinos de fibra de vidro acessórios pelo método dos elementos finitos, comparando as situações descritas. Para isto, serão criados 4 modelos matemáticos a partir de uma imagem tomográfica do dente 21 e sua relação com as estruturas de suporte. O primeiro representará o dente íntegro com coroa cerâmica, ao passo que o segundo modelo representará o mesmo dente tratado endodonticamente, com o conduto sem desgaste excessivo e restaurado com um pino pré-fabricado de fibra de vidro, um núcleo coronário de resina composta e uma coroa de cerâmica pura, sendo que o terceiro será semelhante ao anterior apresentando canal alargado com um pino de fibra de vidro cimentado nas mesmas condições do anterior e quarto modelo apresentará as mesmas característica com a presença de 3 pinos de vidro acessórios. Os resultados apresentados demonstraram que pinos de fibra de vidro acessórios em canais alargados apresentam características semelhantes ao dente natural favorecendo a distribuição de tensão na dentina e estrutura de suporte. Concluindo que a quantidade de pinos de fibra de vidro em canais alargados favorecem a distribuição de tensão ao longo dos tecidos de suporte. Palavras-chave: Núcleo de preenchimento. Pino pré-fabricado. Pino de fibra de vidro. Distribuição de tensão. Elementos finitos.

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RIBEIRO, L.S.F. Stress analysis of the acessories glass fiber post on the dentin root using the Finite Element Method, 2008, 67 f, Dissertação (Mestrado em Odontologia) Universidade Norte do Paraná, Londrina.

ABSTRACT

Root structures are found in a bad state have had their maintenance in function possible with the improvement of restoration techniques, when submitted to endodontically treatment and the installation of fiberglass posts. In cases where find flared root canal, the traditionally cylindrical conformation can be not enough to restore all the spaces between the roots and post. This situation requires accessory fiberglass posts, together with the principal post cemented with resinous cement producing a more adequate core. The aim of this study is to analyse the biomechanical behaviour of the accessory fiberglass posts system using the Finit Element Method, comparing the described situations. For this purpose, four mathematical models will be created using the tomography image of the tooth 21 and the relation with its support structure. Model A is a natural tooth restored with ceramic crown, while model B represents the same tooth treated endodontically, restored with fiberglass post and core with ceramic crow. Model C has a flared root canal with a single cemented fiberglass post and core and model D is in the same situation as model C, but uses three accessory posts. The results show that the accessory fiberglass posts in flared root canals can get the lowest stress in the dentin wall, and at the same time help tension distribution to the support structures. Within the limits of this study, the following conclusion can be drawn: the use of accessory fiberglass posts favor tension distribution along the dentin and the bone support structures. Key Words: Post and core, glass-fiber post, fracture resistance, stress analysis, finite element method.

29

LISTA DE ILUSTRAÇÕES

Figura 1 Imagem obtida por tomografia computadorizada demonstrando a relação do dente 21 com as estruturas de suporte e o dente antagonista

39

Figura 2 Delimitação do modelo anatômico abrangendo o dente 21, suas estruturas de suporte e a relação oclusal com o dente antagonista.

40

Figura 3 Desenho esquemático dente 21 com suas estruturas constituintes delimitadas, assim como a relação com as estruturas de suporte.

41

Figura 4 Desenho esquemático representativo do modelo B 42 Figura 5 Desenho esquemático representativo do modelo C 43 Figura 6 Desenho esquemático representativo do modelo D 44 Figura 7 Representação esquemática das malhas nas estruturas

individuais 45

Figura 8 Mapa Geral de Deslocamento do Modelo A 49 Figura 9 Mapa Geral de Deslocamento do Modelo B 50 Figura 10 Mapa Geral de Deslocamento do Modelo C 50 Figura 11 Mapa Geral de Deslocamento do Modelo D 51 Figura 12 Mapa Geral de Deslocamento: A, B, C e D 52 Figura 13 Mapa Geral de Tensões do modelo A 54 Figura 14 Mapa Geral de Tensões do modelo B 54 Figura 15 Mapa Geral de Tensões do modelo C 54 Figura 16 Mapa Geral de Tensões do modelo D 55 Figura 17 Mapa Geral de Tensões dos modelos: A, B, C e D 56 Figura 18 Mapa de tensão do Trabeculado ósseo: A, B, C e D 57 Figura 19 Mapa de tensão da Cortical óssea: A, B, C e D 58 Figura 20 Mapa de tensão do Ligamento Periodontal: A, B, C e D 59 Figura 21 Mapa de tensão da Dentina: A, B, C e D 60 Figura 22 Mapa de tensão dos Pinos de Fibra de Vidro: B, C e D 61 Figura 23 Mapa de tensão do Cimento Resinoso: B, C e D 62 Figura 24 Mapa Geral de Deslocamento do Modelo A 63 Figura 25 Mapa Geral de Deslocamento do Modelo B 63 Figura 26 Mapa Geral de Deslocamento do Modelo C 64 Figura 27 Mapa Geral de Deslocamento do Modelo D 64 Figura 28 Mapa Geral de Deslocamento: A, B, C e D 65 Figura 29 Mapa Geral de Tensões do modelo A 67 Figura 30 Mapa Geral de Tensões do modelo B 67 Figura 31 Mapa Geral de Tensões do modelo C 68 Figura 32 Mapa Geral de Tensões do modelo D 68 Figura 33 Mapa Geral de Tensões dos modelos A, B, C e D 69 Figura 34 Mapa de tensão do Trabeculado ósseo: A, B, C e D 71 Figura 35 Mapa de tensão da Cortical Óssea: A, B, C e D 72 Figura 36 Mapa de Tensão do Ligamento Periodontal: A, B, C e D 73 Figura 37 Mapa de Tensão da Dentina: A, B, C e D 74 Figura 38 Mapa de Tensão do Pino de Fibra de Vidro: A, B, C e D 75 Figura 39 Mapa de Tensão do Cimento Resinoso: A, B, C e D 75

30

LISTA DE TABELAS

Tabela 1 Dimensões dos pinos pré-fabricados de fibra de vidro 44 Tabela 2 Propriedades físicas de interesse das estruturas e

materiais a serem utilizados 46

31

LISTA DE QUADROS

Quadro 1 Valores Mínimo e Máximo do Mapa Geral de Deslocamento – Incisal

49

Quadro 2 Valores Mínimo e Máximo encontrado nos modelos (Mapa Geral de Tensões) – Incisal

53

Quadro 3 Valores Mínimo e Máximo de cada estrutura utilizados nos gráficos “Padronizados” - Incisal.

56

Quadro 4 Valores Mínimo e Máximo do Mapa Geral de Deslocamento – Cíngulo

63

Quadro 5 Valores Mínimo e Máximo encontrado nos modelos (Mapa Geral de Tensões) – Cíngulo

67

Quadro 6 Valores Mínimo e Máximo de cada estrutura utilizados nos gráficos “Padronizados” - Cíngulo.

70

Quadro 7 Quadro Comparativo das Tensões Máxima e Mínima conforme as estruturas.

76

32

LISTA DE GRÁFICOS

Gráfico 1 Valores de tensão geral dos modelos com carregamento

no cíngulo 77

Gráfico 2 Valores de tensão máxima dos modelos com carregamento na incisal

78

Gráfico 3 Valores de tensão máxima na dentina nos modelos com carregamento no cíngulo

78

Gráfico 4 Valores de tensão máxima na dentina nos modelos com carregamento incisal

79

Gráfico 5 Valores de tensão máxima nos pinos dos modelos com carregamento no cíngulo

79

Gráfico 6 Valores de tensão máxima nos pinos dos modelos com carregamento na incisal

80

Gráfico 7 Valores de tensão máxima no cimento dos modelos com carregamento no cíngulo

80

Gráfico 8 Valores de tensão máxima no cimento dos modelos com carregamento na incisal

81

33

SUMÁRIO

1 INTRODUÇÃO 18

2 REVISÃO DA LITERATURA 21

3 PROPOSIÇÃO 37

4 MATERIAL E MÉTODOS 38

4.1 Determinação do referencial anatômico para a constituição do

modelo

38

4.2 Elaboração do modelo matemático 45

4.3 Carregamento dos modelos 46

5 RESULTADOS 48

5.1 Mapa de Deslocamento Incisal 48

5.2 Mapa Geral de Tensões Incisal 52

5.2.1 Osso Trabecular 56

5.2.2 Osso Cortical 58

5.2.3 Ligamento Periodontal 59

5.2.4 Dentina 60

5.2.5 Pino de Fibra de Vidro 61

5.2.6 Cimento 61

5.3 Mapa de Deslocamento Cíngulo 62

5.4 Mapa Geral de Tensões Cíngulo 65

5.4.1 Osso Trabecular 70

5.4.2 Osso Cortical 71

5.4.3 Ligamento Periodontal 72

18

5.4.4 Dentina 73

5.4.5 Pino de Fibra de Vidro 75

5.4.6 Cimento 75

5.5 Análise Demonstrativas dos Resultados 77

6. DISCUSSÃO 82

7. CONCLUSÃO 88

REFERÊNCIAS 89

ANEXOS 93

19

18

1 INTRODUÇÃO

O aprimoramento das técnicas endodônticas e o avanço da odontologia

restauradora tornaram possível a manutenção da função de dentes que

apresentam pouca estrutura remanescente, visto que as técnicas empregadas

tendem a preservar a estrutura desvitalizada sem comprometer a resistência

mecânica do dente (Toksavul, 2006).

Por mais que as técnicas permitam tal preservação, em função da

presença de cáries, da necessidade de acessos cavitários e remoção de

dentina intra-radicular durante o preparo químico-mecânico dos canais

radiculares, muitos dentes tratados endodonticamente ainda necessitam da

instalação de pinos intra-radiculares como forma de proporcionar retenção

adicional para a fixação da restauração coronária (Fernandes, 2003).

O desenvolvimento dos pinos pré-fabricados com base em resinas

reforçadas ou materiais cerâmicos se deu em função das exigências estéticas

crescentes, cuja utilização simularia a aparência e o comportamento

semelhante aos dentes naturais, uma vez associadas às restaurações livres de

metal (Lewgoy 2003).

Entre as vantagens, os pinos pré-fabricados estéticos apresentam preço

mais acessível e rapidez na sua instalação, eliminando a fase protética quando

comparados aos núcleos metálicos fundidos obtidos de forma indireta. (Barjau-

Escribano, 2006).

A matéria prima constituinte dos pinos intra-radiculares pré-fabricados

de níquel-cromo e fibra de vidro podem acarretar diferentes localizações de

forças ao longo das paredes intra-radiculares, podendo afetar a longevidade da

19

restauração coronária protética (Eskitascioglu, 2002), comprometendo muitas

vezes a estrutura coronária remanescente (Shillingburg, 1998).

Pinos intra-radiculares fundidos geram maior concentração de estresse

na região apical devido a rigidez do metal utilizado consequentemente

aumentando o risco de fratura ao longo da superfície radicular, especialmente

quando utilizados em dentes anteriores (Lanza 2005).

Segundo Pereira (2006), a instalação de pinos pré-fabricados não

metálicos como os de fibra de vidro, por exemplo, representam menor risco,

pois apresentam menor probabilidade de fraturas radiculares em função de

uma melhor distribuição de forças, especialmente na região cervical. Segundo

Qualtrough (2003), isso acontece porque o módulo de elasticidade da dentina e

os pinos de fibra de vidro são muito similares, o que possibilitam um

desempenho biomecânico próximo ao dente natural, com melhores resultados

clínicos, restringindo o risco de fraturas.

Quando canais encontram-se extremamente alargados, a escolha de

pinos pré-fabricados, como opção de retentor intra-radicular, podem não

proporcionar um preenchimento ideal dos condutos. Nestes casos, a indicação

de uma técnica que faz uso de pinos de fibra de vidro acessórios pode ser

utilizada para proporcionar um preenchimento uniforme do conduto radicular, o

que em comparação aos núcleos metálicos fundidos, favorece a distribuição do

estresse gerado durante a função mastigatória (Martelli Jr., 2008).

Com relação a utilização de pinos de fibra acessórios como forma de

diminuir a quantidade de cimento resinoso em canais alargados , a literatura

demonstra que, em testes laboratoriais, obtém-se um padrão de fratura mais

favorável comparativamente aos pinos de fibra de vidro , porém são escassos

20

os trabalhos que determinam de que forma o estresse gerado é distribuído ao

longo das paredes intra-radiculares, o que pode ser determinado por meio da

técnica dos elementos finitos, como pretende o presente estudo.

21

2 REVISÃO DE LITERATURA

Restaurações protéticas em dentes anteriores necessitam uma estrutura

que sirva como reforço do dente tratado endodonticamente e como retenção de

uma coroa. A estrutura dental subgengival, comprimento do núcleo e bem

como a estrutura intra-radicular remanescente, interfere na qualidade e

durabilidade da prótese colocada, podendo ocorrer a perda do trabalho ou a

fratura do remanescente dental (Dérand, 1977).

Analisando a distribuição de estresse gerado pelo comprimento dos

pinos intra-radiculares, Peters (1983) concluiu que pinos curtos apresentam

maior estresse gerado na dentina axial radicular e que o desenho do pino,

cilíndrico ou cônico, apresenta diferenças consideráveis na distribuição de

estresse gerado na dentina axial.

O método de Elemento Finito foi utilizado por Reinhardt (1983) para

determinar a distribuição de tensão gerada em quatro níveis de perda de

suporte periodontal em dentes que apresentam pinos intra-radiculares

metálicos. Quatro grupos foram elaborados: grupo A com crista óssea normal,

grupo B com 2mm, C com 4mm e D com 6mm de perda óssea, uma força foi

aplicada na face palatina formando um ângulo de 45 graus. A distribuição de

tensão gerada teve como resultado em todos os grupos a máxima tensão

localizada na porção apical do pino e na dentina vestibular, mas nos grupos

que apresentam pedas ósseas de 4 a 6 mm houve grande aumento de tensão

em todas as áreas: apical, dentina apical e cortical óssea, podendo neste caso

ocorrer fratura radicular.

22

Barkhordar (1989) abordou, em seu estudo, a necessidade de um colar

metálico com comprimento 2mm para reforço de dentes tratados

endodonticamente em raízes que serviriam de suporte para próteses fixas ou

parciais, demonstrando que em dentes que apresentam colar houve uma

significante diferença na localização das fraturas em relação ao grupo que não

tinha colar, apresentando a maioria das fraturas no sentido vertical; já o grupo

com colar apresentou fraturas apicais horizontais, concluindo que a cinta

metálica se torna necessária, pois a força para fraturá-la é superior em relação

à força necessária para a fratura das espécies sem colar.

Cohen (1994) avaliou o estresse gerado na cimentação de pinos pré-

fabricados metálicos por meio do método fotoelástico. Foram analisados pinos

com e sem canaleta, cimentados com cimento de fosfato de zinco e, relatou

que os pinos sem canaleta apresentaram um mínimo de estresse na região

cervical da raiz em comparação ao grupo com canaleta, que apresentou uma

maior concentração de estresse na região apical da raiz. Concluiu que pinos

que apresentam canaletas reduzem o estresse de cimentação gerado pela

pressão hidrostática do material cimentante.

Libman e Nicholls (1995) avaliaram o risco de fratura em centrais

superiores utilizando diversas alturas de preparos de coroas totais com núcleo

intra-radicular. Foram utilizadas alturas de: 0,5mm, 1,0mm, 1,5mm, 2,0mm e o

grupo controle sem pino intra-radicular. Concluiu que os grupos de 0,5mm e

1,0mm apresentavam fadiga antes dos grupos de 1,5mm e 2,0mm, que

necessitava de mais ciclos para que a fadiga ocorresse.

Avaliando “in vivo” em 638 pacientes, com 788 pinos intra-radiculares, a

ocorrência de falhas em dois sistemas de pinos intra-radiculares: metálico

23

fundido e o pino pré-fabricado Para-Post System, cimentados com cimento de

fosfato de zinco, Torbjorner (1995) concluiu que a perda de retenção foi a

principal falha detectada seguida de fraturas radiculares. Foram registrados 21

dentes com fraturas radiculares, entre os quais 16 eram núcleo metálico

fundido e apenas 5 pré-fabricado Para-Post System. Outro dado importante, foi

concluído que os pinos pré-fabricados apresentaram fraturas na região cervical,

evitando a extração do elemento dental.

Cohen (1996) realizou um estudo comparativo utilizando o método

fotoelástica em quatro sistemas de pinos pré-fabricados metálicos (Flexi-Pos,

Flexi-Flange, AccessPost e Para-Post), cimentados com cimento fosfato de

zinco, cimentados e preparados seguindo as orientações dos fabricantes.

Foram realizadas duas incidências de força, uma no sentido vertical e outra

oblíqua com um ângulo de 26°. Concluindo que um mín imo de estresse foi

observado em todos os tipos de pinos pré-fabricados com incidência de 26° e

que apenas o Flexi-Pos, Flexi-Flange e AccessPost apresentaram sob

incidência vertical de força estresse em toda a sua extensão. O Para-Post

apresentou sobre incidência vertical de força, estresse na região apical, maior

que na cervical.

Saupe (1996) analisou diversos pinos pré-fabricados em canais amplos,

avaliando a resistência à fratura utilizou resina composta como reforço da

estrutura radicular seguido da cimentação com cimento resinoso, concluiu que:

quando a estrutura intra-radicular apresenta-se com pouca espessura,

apresentando um canal amplo, o sistema de pino pré-fabricado oferece mais de

50% de resistência em comparação ao modelo convencional.

24

As diferentes características encontradas nos pinos intra-canais pré-

fabricadas como: comprimento, desenho e estrutura superficial, foram

estudados por Lambjerg-Hansen & Asmussen (1997), que avaliou as

propriedades mecânicas de 22 tipos de pinos pré-fabricados, sendo 18 deles

metálicos (titanium) e o restante de ligas de ouro, prata e aço inoxidável. Os

resultados apresentados demonstraram que as propriedades mecânicas dos

pinos endodônticos dependem da largura e do comprimento, que podem ser

expressos pelo seu diâmetro. Alguns pinos, podem apresentar diferenças

devido à composição do titânio utilizado na sua fabricação, sendo assim

causando dúvidas na análise do desenho dos pinos. Estas variações podem

ser explicadas pelo desenho e superfície que muitas vezes são tratadas para

dar maior retenção e estabilidade.

Cristensen (1998) verificou um significante crescimento na utilização de

pinos pré-fabricados associados a núcleos de resina composta em dentes que

necessitavam restaurações protéticas, sendo indicado este procedimento em

casos que a estrutura radicular remanescente tenha sido removida mais de

50% e sempre avaliando as condições do tecido de suporte, bem como os

pontos de contatos oclusais e se existe a presença de bruxismo ou não.

Atribuiu também outras propriedades como: rapidez e facilidade na instalação,

apresentam boa resistência e distribuição de estresse semelhante à estrutura

dental quando comparados aos núcleos metálicos fundidos.

Mannocci (1999) avaliou alguns tipos de pinos pré-fabricados: fibra de

carbono, fibra de carbono com quartzo, fibra de quartzo e fibra de dióxido de

zirconia. Foram selecionados 40 pré-molares com canal único e preparados

endodonticamente seguindo a técnica de condensação lateral e os condutos

25

preparados seguindo as recomendações do fabricante. Os pinos foram

cimentados com cimento resinoso e restaurados com coroas de cerâmica IPS

Empress, colocando uma carga intermitente de 250N sobre eles, até

apresentarem falhas. Os resultados apresentados foram: as fraturas

localizaram-se na margem cervical do preparo e com apenas uma fratura

ocorrida no pino. Apenas no grupo de dióxido de zircônio, apresentou uma

média de fratura acima dos outros grupos, em que 6 fraturas foram

observadas, sendo 1 fratura na margem cervical da coroa e 5 fraturas

radiculares. Concluiu que o pino de fibra de carbono com quartzo e a fibra de

quartzo apresentam características que minimizam o risco de fraturas

radiculares.

Baratieri (2000) avaliou a utilização de pino pré-fabricado metálico

Unimetric em dentes tratados endodonticamente que apresentavam

necessidade de facetas utilizando a técnica direta e indireta. Foram elaborados

oito grupos: grupo 0 com dente com conduto tratado (controle), grupo 1 com

conduto tratado e preparo em esmalte para faceta, grupo 2 conduto tratado,

preparo em esmalte para faceta restaurado com compósito, grupo 3 com pino e

preparo em esmalte para faceta, grupo 4 com pino, preparo para faceta em

esmalte restaurado com compósito, grupo 5 com preparo para faceta em

dentina, grupo 6 com preparo para faceta e restaurado em compósito, grupo 7

com pino e preparo para faceta em dentina e grupo 8 com pino e preparo para

faceta em dentina restaurado com compósito. A conclusão deste trabalho relata

que preparos para facetas apresentam enfraquecimento não significativo a

ponto de ocorrer fratura, e que o uso de pinos metálicos pré-fabricados não

26

aumenta relativamente à resistência a fratura em dentes com preparos de

facetas.

Pilo e Tamse (2000) avaliaram a quantidade de dentina radicular

remanescente após preparo intra-radicular em pré-molares utilizando-se brocas

Gates Glidden e brocas de preparo do conjunto de pinos ParaPost, concluindo

que ocorre um maior desgaste no sentido mesio-distal devido à conformação

oval do canal radicular, e que paredes axiais com dentina residual menor que

1mm em toda a circunferência eleva o risco de fratura radicular.

Por meio do método dos elementos finitos, Yang (2001) comparou a

utilização de núcleo metálico fundido e coroa metalo-cerâmica, no núcleo

avaliando sua forma: cilíndrico e cônico, comprimento e diâmetro, com 2

grupos controles tratados endodonticamente, um apenas tratado

endodonticamente e o outro com coroa metalo-cerâmica sem núcleo. Neste

estudo apresentaram-se as estruturas periodontais de suporte: osso alveolar

incluindo cortical vestibular e palatina e ligamento periodontal, como suporte e

avaliação da distribuição de estresse. Força de 10kg foi aplicada verticalmente

na borda incisal, horizontalmente e em um ângulo de 20° na face lingual. Os

resultados concluíram que o grupo controle com coroa metalo-cerâmica sem

núcleo apresentou um estresse de 17% para 48% maior que o grupo com

núcleo metálico fundido, o desenho do pino produz uma distribuição mais

uniforme do estresse dentinário.

O desenho dos pinos intra-radiculares interfere diretamente na

distribuição de estresse gerado na dentina intra-radicular. Em função disto,

Pegoretti (2002) avaliou um novo desenho de pino pré-fabricado de fibra de

vidro com ápice levemente cônico e arredondado, inseridos em incisivos

27

centrais superiores. Como comparativo utilizou um dente hígido, um dente com

núcleo metálico fundido em ouro e dente com pino de fibra de carbono

(Composipost), ficaram assim os grupos distribuídos: O – dente hígido, B –

núcleo metálico fundido, C – fibra de carbono e D – fibra de vidro. A

cimentação foi realizada com resina acrílica a fim de evidenciar a linha de

cimentação com aproximadamente 200 micrômeros. Três tipos de forças foram

aplicados: P1 – 100N vertical, P2 – 50N oblíqua formando um ângulo de 45% e

P3 – horizontal. O resultado demonstrou que o núcleo metálico fundido produz

maior concentração de estresse em toda interface de dentina. Por outro lado os

pinos de fibra apresentam maior concentração de estresse em toda a região

cervical devido à sua melhor flexibilidade e menor rigidez. O pino de fibra de

vidro mostrou o melhor resultado, com a distribuição de estresse dentro do

conduto muito semelhante ao da dentina, também devido a sua menor rigidez.

O estresse marginal pode ser reduzido com a utilização de materiais que

apresentem baixa rigidez, obtendo assim um sistema integrado com o sistema

de pino.

Utilizando também o método dos elementos finitos, Pierrisnard (2002)

verificou o padrão de distribuição de estresse ao tecido dental, simulando

dentes tratados endodonticamente com níveis de destruição coronária

diferentes, utilizando materiais de preenchimento diversos, além da presença

ou não de núcleos intra-radiculares. Levando-se em consideração o nível de

destruição coronária, considerou dentes com perda total do tecido coronário e

dentes com 2mm de dentina coronária remanescente. Verificaram que a região

cervical dos dentes foi o local de maior incidência de estresse, independente

dos padrões restauradores adotados, sendo que a ausência de tecidos dentário

28

coronário nesta região diminui o efeito de férula, proporcionando o

aparecimento de um padrão de estresse muito maior. Considerando o módulo

de elasticidade dos pinos utilizados, afirmam que quanto maior o módulo menor

o nível de estresse gerado

Fernandes (2003), em uma revisão de literatura sobre os fatores que

determinam a seleção de pinos, cita que os pinos devem acompanhar a

anatomia interna do canal mantendo as paredes circundantes e o preparo

apical nos limites desejados da endodontia, entretanto se tais limites forem

alterados como comprimento do canal e amplitude das paredes circundantes

afetará diretamente a condição ideal de reparo do remanescente, pinos curtos

ou muito finos alteram a retenção e distribuição das tensões geradas pelos

pinos.

Newman (2003), utilizou fibras Ribbond de 2mm juntamente com pinos

de fibra de vidro em canais amplos, outros grupos fizeram parte da pesquisa:

grupo com canais sem desgaste utilizando pinos de fibra de vidro, grupo

controle com apenas um pino pré-fabricado metálico, grupo com canal sem

desgaste utilizando Ribbond de 1,6mm e último grupo utilizando Ribbond de

2mm, seguido dos testes na Máquina de Testes Universal foram obtidos os

seguintes resultados: não houveram fraturas nos grupos que apresentaram

pinos de fibra de vidro reforçados com Ribbond, as fraturas ocorridas foram

identificadas no grupo controle que apresenta pino pré-fabricado metálico.

Três diferentes pinos de fibra de vidro com composições diferentes

foram avaliados por Maccari (2003), foram criados 3 grupos cada grupo

contendo 10 espécies. Foram utilizados dentes humanos extraídos por motivos

terapêuticos, seccionados na junção cemento-esmalte. O preparo radicular foi

29

pradonizado. As espécimes foram submetidas a Máquina de Testes Universal.

Chegou-se a conclusão de que a composição de pinos de fibra de vidro altera a

resistência a fratura de dentes tratados endodonticamente e que pinos que

apresentam cerâmica na sua composição tem 50% mais chances de fraturas

do que os pinos de fibra de vidro, carbono e quartzo.

Qualtrough & Mannocci (2003) abordaram a utilização de sistemas de

pinos pré-fabricados estéticos, verificando que pinos de fibras apresentam

módulo de elasticidade similar aos dos tecidos dentais e que fraturas podem

ocorrer sobre estresse. A degradação das fibras do pino pode ocorrer devido a

repetidos testes mecânicos, ocorrendo à diminuição do módulo de elasticidade

e resistência flexural com uma grande chance de se soltar. A adesão da

estrutura dental deve ser levada em consideração, pois as forças geradas

podem levar a falhas na interface, distribuindo as forças desordenadas

ocasionando fratura radicular.

Em um estudo retrospectivo utilizando pinos pré-fabricados de fibra de

carbono, Hedlund et al (2003) avaliaram clinicamente 65 pinos de fibra de

carbono colocados em 48 pacientes durante 2 anos. Foram utilizados em 97%

dos casos pinos de fibra de carbono Composipost e nos 3% restantes

Endopost. A pesquisa clínica relatou que dos 65 pinos colocados apenas dois

apresentaram falhas, sendo um retentor de coroa unitária e o outro que fazia

parte de um cantilever de uma prótese parcial. Neste estudo demonstrou que

seus resultados são expressivos comparados a resultados de pinos metálicos.

Hu (2003) investigou as falhas e a resistência a fratura de dentes

tratados endodonticamente restaurados com 4 sistemas de pinos ambos

subdivididos em paralelo, serrilhado, metálicos, fibra de carbono, fibra de vidro

30

e cerâmicos, sendo dividido em grupos da seguinte forma: Grupo 1 – núcleo

metálico fundido, cimentado com cimento de policarboxilato, Grupo 2 – pino

pré-fabricado de aço serrilhado, cilíndrico cimentado com cimento resinoso,

Grupo 3 – pino pré-fabricado de fibra de carbono, cilíndrico cimentado com

cimento resinoso, Grupo 4 – pino pré-fabricado cerâmico, cilíndrico cimentado

com cimento resinoso. Todos os grupos foram restaurados com coroa total.

Seus achados demonstraram que não existe diferença significante entre os

sistemas de pinos utilizados em relação à resistência a fratura, e o índice de

fraturas radiculares em dentes tratados endodonticamente restaurados com

estes sistemas de pinos são similares.

Lewgoy (2003), utilizou o método dos Elementos Finitos com pinos intra-

radiculares pré-fabricados metálicos de aço inoxidável e titânio. Os modelos

foram submetidos a força de 100N na região palatina com ãngulo de 45° graus.

Avaliando os gráficos de tensões gerada, concluiu-se que o padrão de

distribuição de tensão foi alterado dependendo da composição do pino, os

pinos de aço inoxidável apresentaram maior tensão gerada em comparação ao

pino de titânio. Pinos com extremidade apical arredondada apresentou melhor

distriobuição de tensão apical.

Mitsui (2004) com base em um estudo in vitro utilizando dentes bovinos,

avaliou a resistência à fratura com a utilização de diferentes sistemas de pinos

intra-radiculares. Os dentes foram seccionados em um comprimento de 9mm e

preparados para receberem os pinos. Foram divididos em 5 grupos segundo o

tipo de prenchimento: A – núcleo metálico fundido, B – pino pré-fabricado de

titânio, C – fibra de carbono, D – fibra de vidro e E – óxido de zircônio. Todos

os grupos foram cimentados com cimento resinoso e preparados para receber

31

um coping metálico, exceto para o grupo A. O Grupo B apresentou os maiores

valores de resistência à fratura, quando comparados ao grupo de fibra de vidro

e de óxido de zircônio. Entre os grupos de núcleo metálico fundido e os grupos

de pinos pré-fabricados, não apresentaram estatísticas significantes em se

tratando de resistência a fratura. Conclui-se que pinos pré-fabricados de titânio

e fibra de carbono apresentam os melhores resultados quanto à resistência à

fratura, por isso o mais indicado para tratamentos restauradores.

As propriedades flexurais de sistemas de pinos de fibra de vidro foram

avaliadas por Lassila (2004), onde foram termociclados e testados 17 tipos de

pinos de fibra de diversos tamanhos e diâmetros, entre os quais apenas 5 de

cada tipo foram testados a seco antes da termociclagem. Foi observado que os

pinos com maior diâmetro apresentaram resistência a flexão inferior que os

pinos de menor diâmetro, sendo este resultado oposto em resistência à fratura.

Como sugestão clinica, os pinos de fibra com maiores diâmetros favorecem a

estrutura dental evitando fraturas, mas, o desgaste excessivo das paredes

circundantes do preparo do canal pode enfraquecer a estrutura dental, e deve

ser evitada se possível.

Um novo modelo de pino pré-fabricado foi analisado utilizando o método

dos elementos finitos por Genovese (2005). O autor utilizou 7 tipos de pinos

(grupos) pré-fabricados: pino de compósito (TV-CCPS), fibra de vidro (TV-

STAN), fibra de vidro cônico (GLA-STAN), fibra de carbono (CAR-STAN), ouro

(GOLD), titanium (TITA) e sendo um dente natural o grupo controle, e dois

modelos da Targis/Vectris (TV) entre eles o novo modelo (pino de compósito

TV-CCPS). Foram simuladas forças mastigatórias, de bruxismo e de impacto

frontal. Seus achados constataram que em casos de bruxismo o pino de ouro

32

apresentou o maior índice de geração de estresse, principalmente na região

apical. Comparado ao novo modelo Tragis/Vectris, pinos metálico são mais

sensíveis a efeitos dinâmicos do que outros materiais restauradores devido ao

seu peso, que é 7 vezes maior que o peso da dentina. Este fato explica

também porque os pinos pré-fabricados apresentam características similares

ao da dentina, pois apresentam seu peso de 12% a 30% menores que o peso

da dentina, onde na distribuição de impactos acabam transmitindo estas forças

com menor intensidade absorvendo parte delas. Concluindo, o autor afirma que

os pinos pré-fabricados reduzem a probabilidade de falhas em locais que

recebam cargas excessivas.

Utilizando pinos pré-fabricados de aço, fibra de vidro e carbono, Lanza et

al (2005), avaliou pelo método dos elementos finitos a relação de rigidez entre

os pinos e o módulo de elasticidade dos agentes cimentantes. Verificou que um

pino muito rígido trabalha contra a função natural do dente, criando zonas de

tensão e tração tanto na dentina quanto na interface pino/cimento. Concluíram

que a elasticidade da linha de cimentação na redistribuição de estresse tem

sido menos relevante, à medida que a flexibilidade do pino é aumentada.

Vários retentores intra-radiculares foi avaliado por Ulbrich (2005), sendo

eles: pino de fibra de carbono, fibra de vidro e de titânio em 2 formatos

comerciais, cônico e escalonado. Os pinos foram analizados sobre o Método

dos Elementos Finitos sob carga de 250N em vários ângulos , concluindo que a

maior tensão ocorreu no pino metálico cuja tensão foi distribuída por todos os

tecidos adjacentes, com os melhores resultados ficaram os pinos de fibra de

carbono e de vidro, sendo que o pino de fibra de vidro alcançou resultados

33

semelhantes ao do dente natural na dissipação de tensão sobre uma

determinada força.

Nakamura (2006) avaliou dois grupos: G1 com 4 modelos de pinos

metálicos fundidos levando em considerações comprimento e diâmetro dos

pinos e G2 com 4 modelos utilizando núcleo metálico e pinos de fibra ambos

variando em diâmetro, mantendo comprimento padronizado. Foi utilizado o

método dos elementos finitos 2D. No primeiro grupo foram avaliado 4 modelos:

A = pino curto 1/3 do canal, B = 2/3, C = diâmetro de 1/3 canal alargado e D =

diâmetro 2/3 canal alargado. No segundo grupo foram avaliado 4 modelos: A2

= núcleo metálico fundido em ouro, B2 = pino pré-fabricado em fibra de vidro

com núcleo em resina composta, C2 = núcleo metálico fundido em ouro com

canal alargado e D2 = pino pré-fabricado em fibra de vidro com núcleo em

resina composta com canal alargado, todos com coroas em IPS-Empress. A

força foi aplicada no sentido lingual no centro da borda incisal, formando um

ângulo de 135° com o longo eixo do dente. Concluind o, os pinos de fibra

apresentaram uma melhor distribuição do estresse radicular, os dentes que

apresentam canais alargados, apresentaram características semelhantes na

distribuição do estresse, pinos curtos geram um estresse maior na região

cervical dentinária, contudo concluiu-se que pinos longos e estreitos geram

uma melhor distribuição de tensões evitando o risco de fratura.

Pereira (2006) comparou a resistência à fratura de dentes tratados

endodonticamente usando diversos tipos de pinos radiculares avaliando

juntamente a quantidade de dentina coronal remanescente. A dentina coronal

foi padronizada de 0mm, 1mm, 2mm, 3mm de incisal até a junção amelo-

cementária onde foram utilizados em cada grupo diferentes tipos de pinos pré-

34

fabricados de aço inox: cilíndrico, serrilhado e cônico, todas as espécies foram

cimentadas com cimento de ionômero de vidro. Os espécimes foram

posicionados para receber forças em um ângulo de 45° com longo eixo na face

palatina. Os resultados mostraram que o grupo controle apresentou uma

resistência a fratura maior que os grupos preparados, pois o grupo controle

apresenta apenas o canal tratado, mantendo sua estrutura coronal hígida. O

grupo com 3mm de remanescente dental apresentou resistência à fratura maior

que os grupos 0mm e 1mm, concluindo que a presença de estrutura

remanescente acima de 2mm garante uma resistência à fratura maior e se

possível deve ser mantida.

Avaliando a influência de pinos pré-fabricados em dentes restaurados

quanto a sua resistência a fratura e distribuição de estresse, foram observadas

por Barjau-Escribano (2006), utilizando o método dos elementos finitos e teste

de resistência à flexão. Dois tipos de pinos pré-fabricados foram utilizados: aço

inox e fibra de vidro, ambos com o mesmo comprimento e diâmetro. No teste

de resistência foram elaboradas 60 amostras, 30 com pinos pré-fabricados

metálicos e 30 com pinos de fibra de vidro, devidamente cimentados com

cimento resinoso. A angulação observada para a incidência de força foi com

um ângulo de 30° seguindo o longo eixo do dente na face palatina. Pelo

método dos elementos finitos foram avaliados os dois tipos de pinos com suas

propriedades mecânicas devidamente analisado junto com estrutura dental e

periodontal de suporte. Os resultados analisados relataram que: os pinos pré-

fabricados de fibra de vidro apresenta maior estresse na região cervical onde

ocorreram as fraturas, enquanto que os de aço inox apresentam maior estresse

em toda a sua extensão, ocasionando fratura em seu longo eixo. Concluindo

35

que o pino de fibra de vidro mesmo apresentando fratura, pode manter a

estrutura radicular integra e reparável com uma nova restauração.

Mallmann (2007) avaliou o uso de dois tipos de pinos de fibra de vidro

(opaco e translúcido) e a força de união de dois tipos de sistemas adesivos na

dentina inter-radicular. Foram analisados 40 dentes com canal único, dividido

em 2 grupos com fatores independentes com dois níveis (2 sistemas adesivo e

2 tipos de pinos) e outro avaliando fatores internos dentinário com três níveis

(cervical, médio e apical da dentina radicular), no total ficou 4 grupos com 3

subdivisões cada. Após cimentação o grupo que avalia os sistemas adesivos

foi seccionado no sentido cervical, médio e apical e analisado com microscopia,

completando o estudo, um teste de força foi aplicado às amostras para a

análise da força de adesão. Os resultados obtidos demonstraram que não

houve estatísticas significantes entre os sistemas adesivos utilizados com os

pinos de fibra, mas resultados significantes ocorreram na adesividade dos

sistemas adesivos nas áreas de dentina inter-radicular.

Martelli Jr (2008) em seu estudo utilizando dentes bovinos avaliou um

novo modelo de pinos de fibra de vidro, chamados de pinos acessórios para o

reforço da estrutura dental remanescente de condutos tratados

endodonticamente que apresentem condutos extensamente alargados.

Cinqüenta amostras foram preparadas e divididas em 2 grupos: 30 amostras

com comprimento de 15mm formaram os grupos 1,2 e 3, enquanto as 20 raízes

com altura de 17mm formaram os grupos 4 e 5: Grupo 1 núcleo metálico

fundido, Grupo 2 pino único de fibra de vidro, Grupo 3 pino de fibra de vidro e

acessórios, Grupo 4 e 5 pino principal de fibra de vidro, acessórios com 2mm

de remanescente dentinário. Dos grupos citados apenas o grupo 1 foi

36

cimentado com cimento fosfato de zinco e o restante cimentados com cimento

resinoso com núcleo de preenchimento em resina composta. Os resultados

obtidos demonstraram que o grupo 2 obteve 50% das fraturas a nível gengival,

mas em comparação ao grupo 3 apresentou um acréscimo significante na

quantidade de dentes fraturados na região cervical, chegando a 90% das

espécies analisadas. Chegou-se a conclusão que a resistência a fratura não foi

influenciada pela presença do remanescente coronário e a utilização de pinos

de vidro acessórios afetou positivamente o padrão de fratura.

A resistência a fratura com pinos de fibra de vidro em canais alargados e

a utilização de pinos acessórios foi avaliado por Moosavi (2008). Os grupos

formados da seguinte forma: grupo 1 reforçados com resina composta, grupo 2

com a utilização de pinos acessórios, grupo 3 com canal alargado e pino e

grupo controle com canal em normalidade e pino de fibra de vidro. Utilizando a

Máquina de Testes Instron, a força foi aplicada na face palatina formando um

ângulo de 45° graus, após ciclagem obteve como conc lusão que pinos de fibra

de vidro acessórios apresenta condições favoráveis para reforçar canais

alargados com necessidade protética.

37

3 PROPOSIÇÃO

O presente estudo propõe-se a analisar por meio do método dos

elementos finitos o comportamento biomecânico de um dente com vitalidade

pulpar, comparativamente a três dentes que receberão sistemas distintos de

pinos intra-radiculares de fibra de vidro, simulando a restauração de dentes

tratados endodonticamente que apresentem canais radiculares extremamente

alargados. Durante a construção dos modelos será considerada a análise

bidimensional dos mesmos.

As seguintes situações serão verificadas:

1) análise da distribuição de tensão gerada em canais com pino de fibra de

vidro acessórios, pino de fibra de vidro e dente natural.

2) comportamento biomecânico das raízes e da estrutura periodontal de

suporte nos incisivos centrais superiores.

38

4 MATERIAL E MÉTODOS

O método do elemento finito (MEF) a ser utilizado como base de

avaliação para o presente estudo, é um meio pelo qual se permite a construção

de determinados modelos experimentais, que possibilitam por meios

matemáticos simular uma aplicação de força, e a partir desta, a análise da

geração e dissipação das tensões resultantes.

As partes constituintes do modelo experimental podem ser analisadas de

forma particular em função de cálculos matemático individuais, ou podem ser

analisados em conjunto pela combinação de seus efeitos.

Em função da forma dos modelos a serem analisados, os estudos

podem ser bidimensionais ou tridimensionais, levando-se em consideração dois

eixos (X e Y) para a constituição de uma forma plana, ou três eixos (X, Y e Z)

para a constituição de uma forma cúbica respectivamente. Neste caso, a opção

será pela observação bidimensional.

Da criação do modelo de estudo até a sua representação gráfica, alguns

passos específicos são necessários, os quais serão discutidos a seguir.

4.1 Determinação do referencial anatômico para a co nstituição do modelo

A estrutura física real estudada foi constituída por um incisivo central

superior, em função de sua importância clínica. O modelo a ser criado deverá

considerar a localização do dente na arcada, assim como a incidência de

forças oclusais predominantemente oblíquas e de cisalhamento, relacionando

seu longo eixo em 45º com o plano oclusal, simulando a articulação com o

dente antagonista.

39

A constituição do modelo anatômico e a sua avaliação biomecânica com

base na simulação da função mastigatória normal, foi necessário a reprodução

de um modelo onde as estruturas anatômicas de suporte tem uma

configuração próxima da condição natural, para que a análise da distribuição

de tensões fosse realizada de maneira representativa do ideal.

O modelo físico estudado foi reproduzido a partir de uma imagem do

dente 21 de uma paciente de 22 anos de idade, obtida por uma tomografia

computadorizada (I-CAT Cone Beam 3-D Dental Imaging System / Imaging

Sciences Int, Hatfield, PA, USA) [Figura 1].

Cone Beam 0,25 Voxels

Figura 1 – Imagem obtida por tomografia computadorizada demonstrando a

relação do dente 21 com as estruturas de suporte e o dente antagonista.

A partir da imagem inicial foi feita uma delimitação restringindo o campo

de análise e visualização, incluindo basicamente o dente 21 no modelo e sua

relação com suas estruturas de suporte, com atenção especial a sua relação

com a tábua óssea vestibular e palatina (Figura 2).

40

Cone Beam 0,25 Voxels

Figura 2 – Delimitação do modelo anatômico abrangendo o dente 21, suas

estruturas de suporte e a relação oclusal com o dente antagonista.

Para a obtenção do modelo matemático final, foram reproduzidas as

proporções dos tecidos dentais (esmalte, dentina e tecido pulpar) e suas

relações com as estruturas periodontais de suporte, com destaque especial

para o comprimento relativo do dente (coroa e raiz), levando-se em conta a

implantação óssea do ápice dental à crista marginal óssea.

As medições foram feitas diretamente no tomógrafo e registradas na

imagem para posterior utilização. Somados ao contorno coronário, a imagem

obtida será convertida em um desenho esquemático com auxílio do software

AutoCad 2007 (Autodesk Inc, San Rafael, CA, USA), utilizando-se um

computador (HP Pavilion dv 6000 / Hewlett-Packard Brasil LTDA, Louveira, SP,

Brasil).

41

Nesta fase, de posse das proporções e medidas pré-estabelecidas,

foram realizadas demarcações dos limites das estruturas analisadas, conforme

representação da figura 3.

Figura 3 – Desenho esquemático dente 21 com suas estruturas constituintes

delimitadas, assim como a relação com as estruturas de suporte.

Ao ser transformado em modelo matemático, este desenho esquemático

inicial representa o Modelo A, considerado o grupo controle com vitalidade

pulpar e coroa cerâmica. A partir deste, serão desenvolvidos outros desenhos

esquemáticos, representativos dos demais grupos que constituirão a pesquisa.

A partir do desenho do Modelo A ocorreram modificações que

constituirão mais três desenhos esquemáticos dos Modelos B, C e D, por meio

do software AutoCad 2007.

O Modelo B, apresenta preparo endodontico em condições normais de

instrumentação endodôndica sem desgastes excessivos nas paredes inter-

radiculares. O conduto foi simulado para receber um pino central cilíndrico

escalonado de fibra de vidro (Reforpost / Ângelus Materiais Odontológicos

42

LTDA, Londrina-Pr, Brasil), ocupando 2/3 do comprimento da raiz, desde que o

remanescente da obturação endodôntica permaneça com 3mm de extensão.

A porção coronária destituída de paredes dentinárias foi reconstituída por

um núcleo de preenchimento em resina composta, cujo contorno

representativo de um preparo periférico total para dentes anteriores com

término em chanfro, visando a instalação de uma coroa livre de metal (IPS

Empress II). As seguintes proporções foram consideradas na representação do

desgaste coronário: 2mm para a porção incisal, 1,5mm para a porção vestibular

e 1,2mm para a porção palatina) (Figura 4).

Figura 4 – Desenho esquemático representativo do Modelo B.

No desenho do Modelo C, foi simulado o preparo e a obturação

endodôntica de um conduto extremamente alargado, cujas paredes dentinárias

remanescentes permanecerão próximas do limite mínimo aceitável de 1,0mm.

O conduto foi simulado para receber um pino central cilíndrico

escalonado de fibra de vidro (Reforpost / Angelus Materiais Odontológicos

43

LTDA, Londrina-Pr, Brasil), ocupando 2/3 do comprimento da raiz, desde que o

remanescente da obturação endodôntica permaneça com 3mm de extensão.

A porção coronária destituída de paredes dentinárias foi reconstituída por

um núcleo de preenchimento em resina composta, cujo contorno

representativo de um preparo periférico total para dentes anteriores com

término em chanfro, visando a instalação de uma coroa livre de metal (IPS

Empress II). As seguintes proporções serão consideradas na representação do

desgaste coronário: 2mm para a porção incisal, 1,5mm para a porção vestibular

e 1,2mm para a porção palatina) (Figura 5).

Figura 5 – Desenho esquemático representativo do Modelo C.

Os desenhos esquemáticos dos Modelos C e D serão muito semelhantes

na proporção e contorno geral, com uma única modificação a ser feita no

Modelo D, onde no espaço intra-radicular além de um pino de fibra de vidro

cilíndrico escalonado, serão acrescentados mais dois pinos de fibra de vidro

acessórios (Reforpin / Angelus Materiais Odontológicos LTDA, Londrina-Pr,

Brasil). Um pino foi inserido no espaço entre o pino central e a parede intra-

44

radicular vestibular, e o outro foi inserido no espaço entre o pino central e a

parede intra-radicular palatina (Figura 6), mantendo as demais estruturas

inalteradas.

Figura 6 – Desenho esquemático representativo do Modelo D.

Para a adequação dos desenhos dos Modelos B, C e D, onde foram

necessárias a inclusão dos pinos pré-fabricados em fibra de vidro, serão

consideradas as dimensões fornecidas pelo fabricante (Tabela 1) adaptado-as

essencialmente na altura, levando-se em consideração as proporções

anatômicas pré-estabelecidas pela tomografia no desenho esquemático do

Modelo A.

TABELA 1 – Dimensões dos pinos pré-fabricados de fibra de vidro

Tipo de pino Comprimento Diâmetro Pino de fibra de vidro principal 20mm 1,3mm

Pino de fibra de vidro acessório 14mm 1,1mm – coronário 0,5mm – apical

45

4.2 Elaboração do modelo matemático

Assim que os desenhos dos modelos com suas estruturas delineadas

individualmente foram obtidos no software AutoCad 2007 (Modelos A, B, C e

D), estes foram exportados para o programa Ansys 7.0 (Swanson Analysis Inc,

Houston, PA, USA) para a constituição dos elementos finitos. Este método

consiste em distribuir o objeto de estudo em pequenos elementos unidos por

pequenos pontos chamados de nós. O modelo com o resultado final constitui

uma matriz, definida por uma composição e geometria própria, conforme

demonstrado esquematicamente pela Figura 7.

Modelo A Modelo B

Modelo C Modelo D

Figura 7 – Representação esquemática das malhas nas estruturas individuais

46

4.3 Carregamento dos modelos

Em cada modelo matemático desenvolvido foi simulada a aplicação de

uma carga de 100N na posição do dente antagonista, ou seja, incidindo no

terço incisal da face palatina do dente 21, com uma inclinação de 45º em

relação ao seu longo eixo e na borda incisal sentido do longo eixo do dente.

Para que o modelo matemático possa de fato simular a aplicação da

força proposta e a conseqüente distribuição de tensão e/ou deformação ao

longo das estruturas consideradas, os dados referentes às propriedades físicas

destas estruturas individualizadas (estruturas dentárias e materiais

restauradores) devem ser registrados no programa Ansys 7.0, especificamente

o módulo de elasticidade e o coeficiente de Poisson, conforme demonstrados

na Tabela 2.

TABELA 2 – Propriedades físicas de interesse das estruturas e materiais a

serem utilizados

Estruturas/ Materiais Módulo de Elasticidade (GPa)

Coeficiente de Poisson

esmalte* 41,0 0,30 dentina* 18,6 0,31 polpa** 0,0005 0,45 ligamento periodontal* 68,9 x 10 -3 0,45 osso cortical* 13,7 0,30 osso esponjoso* 1,37 0,30 guta-percha* 0,69 x 10 -3 0,45 cimento resinoso** 7,0 0,30 pinos de fibra de vidro**** 40 0,22 Núcleo de preenchimento* 7,0 0,30 IPS Empress II*** 65 0,30 (*Pegoretti 2002, **Genovese 2005, ***Nakamura 2005, ****Angelus)

O módulo de elasticidade descreve a relativa rigidez de um material, a

qual é medida pela porção elástica da deformação, que pode representar a

47

capacidade de recuperação elástica do material. Já o coeficiente de Poisson é

a relação da deformação transversal e longitudinal de um material.

Quando uma força é aplicada, a rigidez dos materiais expressa a

elasticidade de todo o conjunto e a distribuição desta força ao longo das

estruturas. Sendo assim, o programa matemático analisa os pontos de

distribuição até o seu limite, apresentando-os de forma numérica ou por meio

de escalas coloridas no próprio desenho, denominadas de tensões de Von

Misses, ou tensões de máxima energia de distorção.

48

5 RESULTADOS

Os resultados das distribuições de tensões obtidos através do método

dos elementos finitos determinados através dos Mapas de Deslocamentos e de

Tensões de von Mises, onde os diferentes níveis de tensões geradas e

tendência ao deslocamento, assim localizado, venha supostamente a acarretar

a fadiga da estrutura analisada, consequentemente sua fratura. Os

deslocamentos ocorridos nos modelos e a tensão gerada puderam ser

observadas nas diferentes estruturas nos modelos respectivos A, B, C e D.

Os pontos máximos no Mapa de Deslocamento representado em

milímetros (mm) e os pontos máximos e mínimos dos Mapas de Tensões

representados em Mega Pascal (MPa), são analisados individualmente para

cada estrutura de suporte.

5.1 Mapa de Deslocamento Incisal

Observando o Mapa de Deslocamento de cada modelo respectivamente:

A, B, C e D respectivamente, observou-se que o modelo A apresentou o maior

valor de deslocamento 0,9707 mm, sendo a tendência máxima ao

deslocamento deu-se na sua borda incisal e a mínima na porção central do

trabeculado ósseo. (Figura 8).

Com a colocação de um pino principal, modelo B, houve um aumento na

tendência máxima ao deslocamento de 0,9574 mm com uma mudança na

tendência mínima passando da porção central de trabeculado para a parte

vestibular do trabeculado ósseo. (Figura 9).

No modelo C, com a ampliação do canal e inserção de apenas um pino

de fibra de vidro o valor da tendência máxima ficou em 0,9629 (Figura 10), se

49

aproximando do modelo A 0,9707 (Figura 08), mantendo a tendência mínima

na porção central do trabeculado.

Em comparação ao modelo D que contém pinos principais e acessórios,

a tendência máxima ao deslocamento foi de 0,9570 (Figura 11), sendo assim

um menor aumento na tendência máxima de deslocamento.

Em seus resultados podemos observar pelas figuras 8,9,10,11 que o

padrão do Mapa de deslocamento manteve-se similar nos modelos A, B, C e D,

indicando que dentes não tratados endodonticamente que apresentem cora

cerâmica tem um padrão similar a dentes tratados endodonticamente com

pinos de fibra de vidro e prótese cerâmica.

QUADRO 1 – Valores Mínimo e Máximo do Mapa Geral de Deslocamento

A B C D

Mapa de Min 0 0 0 0

Deslocamento Máx 0,9707 0,9574 0,9629 0,9570

Figura 8 – Mapa Geral de Deslocamento do Modelo A

50

Figura 9 – Mapa Geral de Deslocamento do Modelo B

Figura 10 – Mapa Geral de Deslocamento do Modelo C

51

Figura 11 – Mapa Geral de Deslocamento do Modelo D

Para uma melhor visualização da Tendência ao Deslocamento ocorrida

nos modelos, as referências foram padronizadas permitindo uma melhor

comparação entre os mesmos (Figura 12 - A, B, C, D).

A B

52

C D

Figura 12 – Mapa Geral de Deslocamento Padrão: A, B, C e D

5.2 Mapa Geral de Tensões Incisal

Analisando o Mapa Geral de Tensões do modelo A (Figura 13), observa-

se uma elevação da tensão na região da lâmina dura vestibular da região mais

apical do elemento dental, que concentrou o ponto máximo de tensão com

valor de 179.775 MPa, nas regiões circundantes principalmente na lâmina dura

vestibular e palatina tiveram níveis consideráveis de tenções. Avaliando a área

da borda incisal onde a tensão foi gerada apresenta uma área relativamente

baixa em comparação a lâmina dura vestibular e crista óssea vestibular

apresentando índices variando de 106.712 - 128.054 MPa.

O modelo B (Figura 14), com a inserção de um pino de fibra de vidro,

apresentou uma diminuição da tensão na lâmina dura vestibular da região mais

apical do elemento dental, chegando ao máximo de 173.801 MPa. Nota-se que

houve um aumento nítido da tensão gerada em toda extensão do pino e um

53

aumento da área de dentina vestibular tensionada onde o índice chega a

21.342 MPa, menor que o encontrado no modelo A (Figura 13).

Com a ampliação do canal radicular e inserção de um único pino,

modelo C (Figura 15), o pino recebeu tensões que variam de 21.342 – 42.685

MPa. O ponto máximo de tensão gerada foi localizado na crista óssea

vestibular 174.586 MPa, observando ainda que as lâminas vestibular manteve

um índice elevado de tensão gerada variando de 106.712 – 149.396 MPa.

Em comparação aos modelos B (Figura 14) e C (Figura 15) que

apresentaram níveis mais baixos no Mapa Geral de Tensões que o modelo A

(Figura 13). O modelo D (Figura 16) com a presença de pinos principal e

acessórios voltou a apresentar o ponto máximo de tensão gerada na lâmina

dura vestibular, obtendo um valor de 173.775 MPa. Avaliando também a tensão

gerada nos pinos principais e acessórios variou de 0 – 42.685 MPa, mantendo-

se similar ao modelo B (Figura 14).

Os modelos A (Figura 13), modelo B (Figura 14) e o modelo D (Figura

16) apresentaram situações semelhantes na localização do Mapa Geral de

Tensões localizados na lâmina dura vestibular.

Segue-se o Quadro 2 com os valores Mínimo e Máximo encontrados nos

Mapas Gerais de Tensões de cada modelo.

QUADRO 2 – Valores Mínimo e Máximo encontrado nos modelos

Modelo A B C D

Mínima 0,002884 0,005413 0,005485 0,005407

Máxima 179,775 173,801 174,586 173,853

54

Figura 13 – Mapa Geral de Tensões do A

Figura 14 – Mapa Geral de Tensões do B

Figura 15 – Mapa Geral de Tensões do C

55

Figura 16 – Mapa Geral de Tensões do D

Para uma melhor visualização do Mapa Geral de Tensões ocorrida nos

modelos, as referências foram padronizadas permitindo uma melhor

comparação entre os mesmos (Figura 17 - A, B, C, D).

A B

C D

Figura 17 – Mapa Geral de Tensões: A, B, C e D

56

Para uma análise mais detalhada com precisão da distribuição das

tensões nos diferentes modelos, avaliaremos as estruturas de suporte em

separado: osso trabecular, cortical, ligamento periodontal, dentina, pino de fibra

e cimento.

Segue o Quadro 3 com os valores Mínimo e Máximo encontrados em

cada modelo nos diferentes Mapas de Tensões das diferentes estruturas

analisadas.

QUADRO 3 – Valores Mínimo e Máximo de cada estrutura utilizados nos

gráficos “Padronizados”.

Mínimo Máximo

Trabecular 0.978094 30.761

Cortical 1.527 179.775

Ligamento Periodontal 0.460423 23.349

Dentina 0.494835 137.438

Pino de Fibra 1.406 103.163

Cimento Resinoso 0.813473 88.41

5.2.1 Osso Trabecular

Ao analisar o trabaculado ósseo de todos os modelos, não apresentaram

alterações significativa na localização dos pontos de concentração mínima e

máxima. O ponto de tensão máximo ficou localizado no trabeculado vestibular

próximo a espinha nasal anterior, sendo o ponto de tensão máximo de 30.37

57

MPa do modelo A, 30.74 MPa do modelo B, 30.747 do modelo C e 30.736 do

modelo D, sendo o valor mais baixo do ponto de tensão apresentado no

modelo A. (Figura 18)

O modelo A apresentou uma pequena variação do ponto de tensão na

região mais próxima do ápice dental variando de 17.524 – 20.833 MPa.

A B

C D

Figura 18 – Mapa de tensão do Trabeculado ósseo: A, B, C e D.

58

5.2.2 Osso Cortical

O modelo C, de todos as corticais analisadas foi a que mostrou

alteração na localização do ponto de tensão máxima 174.586 MPa, situado na

crista alveolar vestibular. Os pontos A, B e D, apresentaram o ponto de tensão

máxima na face vestibular apical da cortical com valores de 179.775 MPa,

173.801 MPa e 173.853 MPa consecutivamente. Dos 4 modelos analisados o

modelo A, modelo que apresenta apenas coroa cerâmica foi o que apresentou

o maior ponto de tensão máxima 179.775 MPa (Figura 19).

A B

C D

Figura 19 – Mapa de tensão da Cortical óssea: A, B, C e D.

59

5.2.3 Ligamento Periodontal

Em todos os modelos analisados, a localização do ponto de tensão

máxima ficou localizado na região apical do ligamento periodontal, variando

apenas os níveis de tensões máximas sendo o maior ponto de concentração de

tensão 23.349 MPa do modelo D seguido decrescentemente de 23.331 MPa do

modelo B, 23.15 MPa do modelo C e 20.783 MPa do modelo A, que constitui o

modelo que contem apenas coroa cerâmica. (Figura 20)

A B

C D

Figura 20 – Mapa de tensão do Ligamento Periodontal: A, B, C e D.

60

5.2.4 Dentina

Os pontos de tensão máxima avaliados em todos os modelos de dentina

foram localizados na região cervical vestibular do término do preparo protético,

sendo o ponto de máxima tensão 109.742 MPa do modelo C em comparação

ao modelo A que apresentou o ponto de máxima tensão 94.564 MPa onde

apresenta câmara pulpar vital. O modelo D que apresenta pinos de fibra

acessórios apresentou valor semelhante ao modelo A, 94.675 MPa D contra

94.564 do modelo A. Todos os modelos que apresentam pinos de fibra de vidro

B, C e D apresentaram um aumento de tensão localizado apicalmente ao pino

na região palatina variando de 30.927 – 61.358 MPa comparando com o

modelo A que apresenta um valor de 30.927. (Figura 21)

A B

C D

Figura 21 – Mapa de tensão da Dentina: A, B, C e D.

61

5.2.5 Pino de Fibra

Avaliando os modelos B, C e D que apresentam pinos de fibra de vidro o

ponto máximo de tensão ficou com o modelo D (pino principal + acessórios),

103.163 MPa em comparação ao modelo B que apresentou o menor ponto de

máxima tensão 57.951 MPa. Todos os modelos avaliados apresentaram o

ponto de tensão máxima localizado na parte apical do pino de fibra de vidro.

(Figura 22).

B C D

Figura 22 – Mapa de tensão dos Pinos de Fibra de Vidro: B, C e D.

5.2.6 Cimento

A linha de cimentação também foi avaliada dos modelos citados no item

anterior, onde a sua localização do ponte de máxima tensão permaneceu na

parte mais apical do pino de fibra de vidro onde os valores de máxima tensão

variou de 59.402, 67.171 e 75.663 MPa consecutivamente aos modelos B, C e

D (Figura 23).

62

B C D

Figura 23 – Mapa de tensão do Cimento Resinoso: B, C e D.

5.3 Mapa de Deslocamento Cíngulo

Os modelos A, B, C e D receberam deslocamento e tensão no sentido

palatino de máxima intercúspidação habitual sendo a área de referência o terço

médio palatino.

O modelo A (Figura 24) que apresenta apenas coroa cerâmica,

apresentou o mais alto valor a tendência máxima ao deslocamento 0,5231 mm,

levando um deslocamento até o terço médio da coroa, fato que não ocorreu

nos demais modelos.

Respectivamente dos modelos B, C e D (Figuras 25, 26 e 27)

apresentaram seus valores a tendência máxima de deslocamento muito

semelhantes: 0,4997 mm, 0,5007 mm e 0,4995 mm. Todos estes modelos

apresentam pinos de fibra de vidro.

63

QUADRO 4 – Valores Mínimo e Máximo do Mapa Geral de Deslocamento

A B C D

Mapa de Min 0 0 0 0

Deslocamento Máx 0,5231 0,4997 0,5007 0,4995

Figura 24 – Mapa Geral de Deslocamento do Modelo A

Figura 25 – Mapa Geral de Deslocamento do Modelo B

64

Figura 26 – Mapa Geral de Deslocamento do Modelo C

Figura 27 – Mapa Geral de Deslocamento do Modelo D

Para uma melhor visualização da Tendência ao Deslocamento ocorrida

nos modelos, as referências foram padronizadas permitindo uma melhor

comparação entre os mesmos (Figura 27 - A, B, C, D).

65

A B

C D

Figura 28 – Mapa Geral de Deslocamento: A, B, C e D

5.4 Mapa Geral de Tensões Cíngulo

O Mapa geral de Tensões do modelo A (Figura 29), nota-se que o ponto

máximo de tensão 192.081 MPa, ficou localizado no local de inserção da

tensão decipando para toda a região cervical da coroa e da região terço médio

e cervical da raiz, observa-se também que o teto da câmara pulpar recebeu

uma tensão que variou de 85.369 – 128.054 MPa. A cortical vestibular em toda

a sua extensão e região palatina do terço médio apical também receberam

grande tensão que variou de 21.342 – 106.712 MPa.

66

No modelo B (Figura 30), houve um aumento nítido de tensão gerada no

pino de fibra de vidro e na região apical da raiz. O ponto de máxima tensão foi

deslocado da região do terço médio da coroa, modelo A (Figura 29), para a

região da cortical vestibular apical próximo a espinha nasal anterior, chegando

ao ponto de máxima tensão de 125.959 MPa.

Analisando o modelo C (Figura 31), observa-se que o ponto de tensão

máxima de 125.907 manteve-se na região cortical vestibular apical, havendo

apenas uma modificação de tensão gerada na dentina palatina cervical que

variou de 0 – 21.342 MPa que não fora observada nos modelos B, C e D

(Figuras 30, 31 e 32).

O modelo D (Figura 32) manteve o ponto de máxima tensão localizado

na região dos modelos C e B, com uma tensão máxima de 125.937 MPa, foi

observado que apesar dos modelos que apresentem pinos de fibra de vidro B,

C e D, o modelo D que apresenta pinos de fibra de vidro acessórios apresenta

uma tensão distribuída entre os pinos, mas não alterando a tensão gerada na

região apical do pino principal.

Apesar dos valores de tensões máximas nos modelos que apresentem

pinos de fibra de vidro com canais ampliados ou não, B, C e D, 125.959 MPa,

125.907 MPa e 125.937 MPa respectivamente, mantiveram uma constância

nos valores de máxima tensão, mas com grande diferença do modelo A (Figura

29) que apresenta vitalidade pulpar, com valor de máxima tensão de 192.081

MPa.

67

QUADRO 5 – Valores Mínimo e Máximo encontrado nos modelos

Modelo A B C D

Mínima 0,361E-03 0,144E-03 0,269E-03 0,197E-03

Máxima 192.081 125.959 125.907 125.937

Figura 29 – Mapa Geral de Tensões do A

Figura 30 – Mapa Geral de Tensões do B

68

Figura 31 – Mapa Geral de Tensões do C

Figura 32 – Mapa Geral de Tensões do D

Para uma melhor visualização do Mapa Geral de Tensões ocorrida nos

modelos, as referências foram padronizadas permitindo uma melhor

comparação entre os mesmos (Figura 33 - A, B, C, D).

69

A B

B D

Figura 33 – Mapa Geral de Tensões: A, B, C e D

Para uma análise mais detalhada com precisão da distribuição das

tensões nos diferentes modelos, avaliaremos as estruturas de suporte em

separado: osso trabecular, cortical, ligamento periodontal, dentina, pino de fibra

e cimento.

Segue o Quadro 6 com os valores Mínimo e Máximo encontrados em

cada modelo nos diferentes Mapas de Tensões das diferentes estruturas

analisadas.

70

QUADRO 6 – Valores Mínimo e Máximo de cada estrutura utilizados nos

gráficos “Padronizados”.

Mínimo Máximo

Trabecular 0.978094 30.761

Cortical 1.527 179.775

Ligamento Periodontal 0.460423 23.349

Dentina 0.494835 137.438

Pino de Fibra 1.406 103.163

Cimento Resinoso 0.813473 88.41

5.4.1 Osso Trabecular

Observando o osso trabecular em todos do modelos, houve uma

concentração de tensão máxima localizado na região apical apenas do modelo

A, 30.761 MPa (Figura 34). Os valores foram menores nos modelos B, C e D,

(Figura 34) cujo o maior valor de tensão máxima não passou de 23.281 Mpa do

modelo B (Figura 34).

O deslocamento do ponto de máxima tensão ocorreu nos modelos que

apresentam pino de fibra de vidro ou seja modelos B, C e D, deslocado para a

região apical do trabeluado ósseo próximo a espinha nasal anterior.

Mesmo com a mudança da localização de tensão máxima dos modelos

que apresentam pinos de fibra de vidro em comparação ao modelo A (Figura

34), existindo apenas uma diminuição da área solicitada, mais que ainda

recebe tensões significantes.

71

A B

C D

Figura 34 – Mapa de tensão do Trabeculado ósseo: A, B, C e D.

5.4.2 Osso Cortical

Em relação ao osso cortical, verificou-se que, para o modelo A (Figura

35), a máxima tensão atingiu a região da cortical vestibular na região apical

sendo de 127.862 MPa.

Os modelos B, C e D (Figura 35), houve um deslocamento da máxima

tensão localizando-se na parede vestibular da cortical próximo a espinha nasal

anterior. Em valores de máxima tensão os modelos obtiveram valores

semelhantes a seguir: B, 125.959 MPa; C, 125.907 MPa e D, 125.937 MPa.

72

Sendo assim não apresentando diferença significativa na distribuição de tensão

máxima nas demais áreas.

A B

C D

Figura 35 – Mapa de tensão da Cortical Óssea: A, B, C e D.

5.4.3 Ligamento Periodontal

Houve concentração de tensão no ápice de todos os modelos

analisados, sendo que o maior valor de tensão máxima foi de 22.794 MPa para

o modelo A (Figura 36).

73

Os demais modelos mantiveram sua posição, no entanto o modelo D

teve o maior valor de tensão máxima dos modelos que apresentam pinos de

fibra de vidro, chegando a 15.667 MPa (Figura 36).

A B

C D

Figura 36 – Mapa de Tensão do Ligamento Periodontal: A, B, C e D.

5.4.4 Dentina

Avaliando os modelos de forma geral, o modelo que apresenta câmara

pulpar, A (Figura 37), obteve um valor 84% maior no valor máximo de tensão

137.438 MPa, localizado no teto da câmara pulpar e decipando esta tensão ao

74

longo do tecido dentinario, comparando com o menor valor de tensão 74.429

MPa do modelo C (Figura 37).

Os modelos B, C e D (Figura 37), apresentaram mudança no ponto de

tensão máxima localizado na região apical vestibular próximo ao término do

pino de fibra de vidro, comparado com o modelo A.

A B

C D

Figura 37 – Mapa de Tensão da Dentina: A, B, C e D.

75

5.4.5 Pino de Fibra

Todos os modelos avaliados apresentaram o ponto de tensão máxima

localizado na parte apical vestibular do pino de fibra de vidro.

O valor máximo de tensão ocorreu no modelo B (Figura 38) que

apresenta um pino de fibra de vidro com espessura do canal normal após

tratamento endodôntico com valor de 76.631 MPa. O segundo menor valor

máximo de tensão ocorreu no modelo D (Figura 38), que apresenta pinos

acessórios, valor de 69.857 MPa.

O modelo C (Figura 38) apresentou o menor valor máximo de tensão

comparado aos modelos B e D, com máxima de 68.825 MPa.

B C D

Figura 38 – Mapa de Tensão do Pino de Fibra de Vidro: A, B, C e D.

5.4.6 Cimento

A linha de cimentação também foi avaliada dos modelos citados no item

anterior, onde a sua localização do ponto de máxima tensão permaneceu na

parte mais apical vestibular da cimentação onde os valores de máxima tensão

76

variou de 88.41, 68.098 e 61.285 MPa consecutivamente aos modelos B, C e

D. (Figura 39).

B C D

Figura 39 – Mapa de Tensão do Cimento Resinoso: A, B, C e D.

QUADRO 7 – Quadro comparativo das tensões máxima e mínima conforme as

estruturas.

Modelo Modelo A Modelo B Modelo C Modelo D Estrutura

tensão cíng inc cíng inc cíng inc cíng inc

mín 0 0 0 0 0 0 0 0 Deslocamento

máx 0,523125 0,970776 0,499742 0,957419 0,500075 0,96298 0,499603 0,957099

mín .361E-03 0,002884 .144E-03 0,005413 .269E-03 0,005485 .197E-03 0,005407 Geral

máx 192,081 179,775 125,959 173,801 125,907 174,586 125,937 173,853

mín 1,261 2,225 0,978094 2,093 0,976159 2,065 0,983203 2,11 Trabecular

máx 30,761 30,37 23,281 30,74 23,274 30,747 23,275 30,736

mín 1,763 4,621 1,648 4,525 1,565 4,515 1,527 4,528 Cortical

max 127,864 179,775 125,959 173,801 125,907 174,586 125,937 173,853

mín 0,860473 0,990934 0,471707 0,466007 0,469352 0,469168 0,460423 0,471041 Ligamento

máx 22,794 20,783 15,658 23,331 15,566 23,15 15,667 23,349

mín 0,494835 0,72039 1,095 3,513 2,165 3,597 2,287 3,64 Dentina

máx 137,438 94,564 76,891 98,415 74,429 109,742 75,659 94,675

mín ----- ----- 4,028 2,35 4,755 8,589 1,406 2,373 Pino

máx ----- ----- 76,631 57,951 68,826 95,476 69,857 103,163

mín ----- ----- 1,472 4,903 0,813473 3,375 1,378 3,241 Cimento

máx ----- ----- 88,41 59,402 68,098 67,171 61,285 75,663

77

5.5 Análise Descritiva dos Resultados

Considerando-se a análise individual das tensões estrutura por estrutura,

e realizando uma comparação entre os modelos estudados, foram observadas

algumas situações relevantes e que merecem destaque.

Analisando a tensão geral máxima desenvolvida no modelo A quando se

analisa o Mapa Geral de Tensões, chegou-se a um valor de 192,081MPa com

o carregamento na região do cíngulo, valor que diminuiu 34,42%, 34,45% e

34,44% respectivamente nos modelos B, C e D, não apresentando variações

significativas entre eles (Gráfico 1).

GÁFICO 1 – Valores de tensão geral máxima dos modelos com carregamento

em cíngulo

Com relação ao carregamento incisal, no modelo A alcançou-se uma

tensão geral máxima de 179,775MPa, com uma diminuição de 3,32%, 2,89% e

3,29% para os modelos B, C e D respectivamente, os quais permaneceram

com valores máximos muito próximos (Gráfico 2).

0

50

100

150

200

Modelo A

Modelo B

Modelo C

Modelo D

78

GRÁFICO 2 – Valores de tensão máxima dos modelos com carregamento na

incisal

Com relação à tensão desenvolvida nas paredes de dentina quando

houve o carregamento no cíngulo, desenvolveu-se uma tensão máxima de

137,438MPa, diminuindo em 44,05%, 45,85% e 44,95% quando comparada

aos modelos B, C e D respectivamente (Gráfico 3).

GRÁFICO 3 – Valores de tensão máxima na dentina nos modelos com

carregamento em cíngulo

Com relação à tensão desenvolvida nas paredes de dentina quando

houve o carregamento na incisal, desenvolveu-se uma tensão máxima de

94,564 MPa, que aumentou proporcionalmente em 4,23%, 16,05% e 0,11%

nos modelos B, C e D respectivamente (Gráfico 4).

170

172

174

176

178

180

Modelo A

Modelo B

Modelo C

Modelo D

0

50

100

150

Modelo A

Modelo B

Modelo C

Modelo D

79

GRÁFICO 4 – Valores de tensão máxima na dentina nos modelos com

carregamento na incisal

Observando-se a tensão gerada nos pinos com o carregamento de força

no cíngulo, registrou-se um valor máximo de 76,631 MPa no modelo B,

diminuindo em 10,19% e 8,84% para os modelos C e D respectivamente

(Gráfico 5).

GRÁFICO 5 – Valores de tensão máxima nos pinos dos modelos com

carregamento no cíngulo

Observando-se a tensão gerada nos pinos com o carregamento de força

na incisal, registrou-se um valor máximo de 57,951 MPa no modelo B,

aumentando em 64,75% (95,476 MPa) e 78,01% (103,163 MPa) para os

modelos C e D respectivamente. Comparando-se somente os modelos C e D,

verificou-se que do primeiro para o segundo modelo houve um aumento de

8,05% de geração de tensão (Gráfico 6).

85

90

95

100

105

110

Modelo A

Modelo B

Modelo C

Modelo D

0

20

40

60

80

Modelo A

Modelo B

Modelo C

Modelo D

80

GRÁFICO 6 – Valores de tensão máxima nos pinos dos modelos com

carregamento na incisal

Ao fazer as mesmas correlações com o cimento, verificou-se que ao

considerar uma tensão máxima de 88,41 MPa no modelo B, com o

carregamento no cíngulo, a tensão diminuiu em 22,97% e 30,68% para os

modelos C e D respectivamente (Gráfico 7).

GRÁFICO 7 – Valores de tensão máxima no cimento dos modelos com

carregamento no cíngulo

Levando-se em consideração o carregamento na incisal e a tensão

máxima gerada de 59,402 MPa para o modelo B, verificou-se que ocorreu um

aumento da tensão em 13,08% e 27,37% para os modelos C e D

respectivamente (Gráfico 8).

0

20

40

60

80

100

120

Modelo A

Modelo B

Modelo C

Modelo D

0

20

40

60

80

100

Modelo A

Modelo B

Modelo C

Modelo D

81

GRÁFICO 8 – Valores de tensão máxima no cimento dos modelos com

carregamento na incisal

0

20

40

60

80

Modelo A

Modelo B

Modelo C

Modelo D

82

6 Discussão

As paredes radiculares após o preparo endodôntico, preparo protético

para colocação de núcleo e decorrentes de lesões cariosas conduzem a um

desgaste acentuado quando diz respeito a quantidade de dentina

remanescente intra-radicular. Estes atributos levam a um desgaste excessivo

que por si só tende a fragilizar os dentes tratados endodonticamente.

Em algumas situações a perda de estrutura chega a ser tão extensa que

se faz necessária a inclusão de um núcleo de preenchimento intra-radicular, a

fim de se promover a retenção do material restaurador coronário (Martelli

2008).

Fernandes (2003) relata que a infinidade de materiais, tipos e desenhos

de pinos para restaurações de dentes tratados endodonticamente onde a

escolha de um material para preenchimento inter-radicular deve ser avaliado

juntamente com as características clínicas encontradas, sendo assim

selecionado individualmente para a necessidade real de cada dente.

A utilização de pinos reforçados com fibras apresenta módulo de

elasticidade similar ao da dentina (Saupe 1996), sendo assim formando um

monobloco único, dentina-pino-cimento, ocorrendo desta forma uma melhor

distribuição de forças por toda a parede do canal radicular, como pode ser

observado no Gráfico 4, consequentemente se cargas excessivas aplicadas na

superfície dental faz com que o pino inter-radicular absorva a tensão, reduzindo

a probabilidade de fratura (Newman 2003). Observando o modelo D, o uso de

pinos acessórios mostraram um desempenho similar ao ocorrido no modelo A

83

com carregamento na incisal, onde apresentou uma redução de apenas de

0,11% em relação a distribuição de tensão gerada na dentina (Gráfico 4).

Pinos pré-fabricados de fibra de vidro ou carbono proporcionam aos

dentes endodônticamente tratados maior resistência a fratura comparados aos

pinos estéticos cerâmicos, sendo o modo de fratura ocorrido a mais difícil de se

reparar ocasionando a perda da estrutura dental (Maccari 2003). Resultado

semelhante foi observado por Martelli (2008) que comparou pinos metálicos

com pinos de fibra de vidro e pinos de fibra acessórios, onde o índice de fratura

ocorrido foi de 90% a cima da região cervical em canal amplo utilizando pino de

fibras acessórios, conforne avaliação dos dados obtidos, isso ocorreu

provavelmente porque a tensão máxima da região cervical localizada no

modelo D incisal, demonstrada na figura 16 do mapa geral de tensões,

apresentou valores similares ao modelo B incisal. Estes dados também foram

analizados por Barjau-Escribano (2006) utilizando o Método dos Elementos

Finitos, constatando que pinos de fibra de vidro fraturam em sua maior parte na

região cervical devido a melhor distribuição de tensão ao longo do pino.

Reinhardt (1983) abordou a utilização do método de elementos finitos na

avaliação da tensão gerada com a utilização de pinos cilíndricos metálico

concluindo que a maior tensão gerada na dentina se dava na porção mais

apical do pino, semelhante encontrado em Martelli (2008), que veio a fortalecer

estes resultados. Embora a localização de tensão máxima sejam iguais nos

dois trabalhos, a tensão gerada por um pino metálico na estrutura dental é

significativamente maior em comparação aos pinos de fibra de vidro (Martelli

2008). A utilização de pinos de fibra acessórios utilizados, veio a comprovar

que a tensão gerada na dentina do modelo B com carregamento incisal e

84

modelo B com carregamento no cíngulo é relativamente similar ao encontrado

no modelo D com os dois carregamentos, o qual apresenta uma estrutura intra-

radicular minimizada por apresentar um canal alargado.

Como relatado por Genovese (2005), os pinos de fibra de vidro

apresentam propriedades mecânicas semelhantes a da dentina, tendendo a

gerar pouca tensão na interface pino/cimento/dentina reduzindo a pequenas as

áreas de tensões. Observando os resultados do gráfico 1, onde a tensão

máxima gerada com a colocação de pinos de fibra de vidro diminuiu

aproximadamente em torno de 34% em todos os modelos (B, C e D).

Saupe (1996) relatou que cimentos resinosos, independentemente da

quantidade de estrutura inter-radicular, podem aumentar a resistência

mecânica de canais estruturalmente enfraquecidos. Este dado coincide com

valores encontrados como demonstra os Gráficos 7 e 8, onde uma quantidade

maior de cimento tende a absorver a tensão gerada com diminuição da dentina

quando está incide na incisal. Quando a tensão é gerada formando um ângulo

de 45° graus com a face palatina, a tensão para no Modelo C diminui 22,97%

em relação ao Modelo B, levando a crer que pela ausência de alavanca a

absorção da mesma tenha ocorrido pela quantidade de cimento.

Pinos pré-fabricados de titânico tem a característica de gerar grande

tensões na estrutura dental, em especial nas porções coronária e radicular,

revelando ser uma opção menos adequada quando comparada a pinos de fibra

de vidro ou carbono (Ulbrich 2005). Estes resultados vieram a fortalecer os

dados encontrados, onde os pinos de fibra de vidro absorveram parte da

tensão, não sobrecarregando estrututas adjacentes. Como resultado a tensão

gerada na nos modelos B, C e D, seja com carregamento no cíngulo ou na

85

incisal, foram semelhantes entre si e similares ao modelo B nas duas

situações.

De acordo com Lewgoy (2003) o maior estresse gerado na estrutura de

um incisivo central superior ocorreu quando a incidência da carga se deu em

um ângulo de 45 graus com o terço médio da face palatina, resultado que

condiz com o obtidos, onde os valores máximos de tensão foram obtidos

(Quadro 2 e 5). A diferença de tensão máxima variou 6% a mais de tensão

quando a incidência foi de 45 graus no modelo A (incisal/cíngulo), em contra

partida os modelos B, C e D (cíngulo) que apresentam pinos tiveram uma

diminuição da tensão máxima gerada em torno de 27% (Gráfico 1 e 2),

confirmando nossa proposição de que pinos de pinos de fibra de vidro

acessórios em canais alargados distribuem melhor a tensão gerada em canais

amplos.

Newman (2003) utilizou pino de fibra de vidro e fibras de polietileno

(Ribbond) em canais alargados, demonstrando que o uso de fibras para

preenchimento de estrutura intra-radicular perdida associada a um pino de fibra

de vidro, promove melhor distribuição de tensão ao longo da dentina.

Semelhante situação pode ser evidenciada, onde foi demonstrado que a

diminuição de dentina (modelos C e D) exigiu do pino uma maior participação,

demonstrada pela maior absorção de tensão, e consequentemente melhor

distribuição de tensão ao longo da dentina. Os espaços preenchidos por

cimento quando substituídos por pinos de fibra acessórios demonstraram

(Gráfico 6) uma melhor absorção de tensão e consequentemente diminuição da

tensão gerada na dentina.

86

Uma justificativa para explicar a necessidade de utilização de pinos de

fibra acessórios, veio de encontro com Lassila 2004, que atribuiu que em raízes

com condutos extremamente alargados, os pinos mais largos contribuem

favoravelmente para a o aumento da resistência a fratura do sistema

coroa/raiz/pino do que os pinos mais finos. Como pode ser observado nos

quadros 2 e 4 (Figura 16 e 32), onde a distribuição de tensão máxima quando

utilizado apenas um pino de fibra (Modelo C / carregamento incisal), dissipa

maior tensão na crista óssea vestibular, levando a crer que um excesso de

tensão leve à fratura ao nível do terço médio apical, o que ocasionaria uma

fratura difícil de ser reparada. Em contra partida, o modelo D com

carregamento incisal, demonstrou um retorno de tensão máxima ao modelo A e

ao modelo B.

Os padrões de tensão analisados quanto a utilização de pinos de fibra

de vidro, onde a variabilidade de quantidade de tecido intra-radicular

remanescente foi observado em 2 diferentes situações de incidência de tensão,

notou-se que o grupo que apresenta canal tratado sem apresentar desgaste

excessivo do conduto radicular apresentou situações semelhantes aos grupos

que apresentaram canais alargados com pinos de fibra de vidro. Martelli (2008)

concluiu que o padrão de fratura pode ser alterado quando são utilizados pinos

de fibra de vidro acessórios, fato este que resultou em fratura acima da linha

cervical.

Na literatura consultada, com relação aos padrões de fratura onde pinos

de fibra de vidro e fibra de carbono foram utilizados, os resultados apontam a

indicação destes pinos como forma adequada de promover retenção e reforço

87

a estrutura dental remanescente, bem como suporte para elementos protéticos

unitários.

Há ainda a necessidade de maior conhecimento científico aos fatores

ligados a dentes tratados endodonticamente que apresentem canais alargados,

assim como novas técnicas e materiais que se adaptem a esta realidade.

88

7 CONCLUSÃO

De acordo com os resultados obtidos neste estudo, podemos concluir

que:

1) Dentes restaurados com pinos de fibra de vidro tendem a apresentar

menor geração de tensão em toda a estrutura dentinária e tecidos de suporte.

2) Os grupos que restaurados com pinos de fibra de vidro acessórios

demonstraram que os valores de tensão em dentina ficaram próximo ao

modelo A, que apresenta vitalidade pulpar com cora de porcelana pura.

3) A quantidade de pinos de fibra de vidro acessórios em canais alargados

favorecem a distribuição de tensão ao longo dos tecidos de suporte.

89

REFERÊNCIAS BARATIERI, L.N.; ANDRADA, M.A.C.; ARCARI, G.M.; RITTER, A.V. Influence of post placement in the fracture resistance of endodontically treated incisors verneered with direct composite. J. Prosthet Dent , v. 84, p. 180-4, 2000. BARJAU-ESCRIBANO, A.; BRU, S.L.J.; NAVARRO, F.L.; CERVANTES, R.J.P.; GONZALES, P. A.; MARIN, S.T.F. Influence of prefabricated Post Material on Restored Teeth: Fracture Strength and Stress Distribuition. Operative Dentistry ., v. 31, n. 1, p. 47-54, 2006. BARKHORDAR, R.A.; RADKE, R.; ABBASI, J. Effect, of metal collars on resistance of endodontically treated teeth to root fracture. J Prosthet Dent , v. 61, p. 676-678, 1989. CHEN, D.C.; LAI, Y.L.; CHEN, H.L.; LEE, S.Y. Effect of Circunferenctial Undercut Placemento in The Root Canal Wall on The Retention of a Tapared Post in Large and Smal Root Canals. Journal of Dentistry , v. 31, p. 247-252, 2003. COHEN, B.I.; MUSIKANT, B.L.; DEUTSCH, A.S. Comparison of the Photoelastic Stress for a Split-Shank Threaded Post Versus a Threaded Post. J Prosthod , v.3, p. 53-55, 1994. COHEM, B.I.; CONDOS, S.; MUSIKANT, B.L.; DEUTSCH, A.S. Pilot study comparing the photoelastic stress distribution for endodontic post systems. Journal of Oral Rehabilitation , v. 23, p. 679-685, 1996. CHRISTENSEN, G.J. Posts and Cores: State of Art. JADA , v. 129, January, 1998. DÉRAND, T. The Principal Stress Distribution in Root wiyh a Loaded Post in Model Experiments. J Dent Res , v. 56, n. 12, p. 1463-1467, 1977. ESKITASCIOGLU, G.; BELLI, S.; KALKAN, M. Evaluation of Two Post Core Systems Using Two Different Methods (Fracture Strength Test and a Finite Elemental Stress Análisis). Jornal of Endodontics ., v 28, n. 9, p. 629-633, 2002. FERNANDES, S.A.; SHETTY, S.; COUTINHO, Y. Factors determining post selection: A literature review. J Prosthet Dent ., v.90, p.556-562, 2003. GENOVESE, K.; LAMBERT, L.; PAPPALETTERE, C. Finite element analysis of a new customized composite post system for endodontically treated teeth. Journal of Biomechanics , v. 38, p. 2375-2389, 2005. HEDLUND, S.O.; JOHENSSON, N.G.; SJOGREN, G. A retrospective study of pre-fabricated carbon fibe root canal post. Journal of Oral Rehabilitation , v. 30, p. 1036-1040, 2003.

90

HOLMES, D. C.; DIAZ-ARNOLD, A. M.; LEARY, J. M. in, FERNANDES, S.A.; SHETTY, S.; COUTINHO, Y. Factors determining post selection: A literature review. J Prosthet Dent ., v.90, p.556-562, 2003. HU, Y-H.; PANG, I-C.; HSU, C-C.; LAU, Y-H. Fracture resistente of endodontically treated anterior teeth restored with tour post-and-core systems. Quintessence Int , v. 34, p. 349-353, 2003. LASSILA, L.V.J.; TANNER, J.; BELL, A-M. L.; NARVA, K.; VALLITTU, P.K. Flexural properties of fibre reinforced root canal post. Dental Materials , v. 20, p. 29-36. 2004. LANZA, A. et al. 3D Fea of cemented steel, glass and carbon posts in a maxillary incisor. Dent Mater ., v. 21, n. 8, p. 709-715, 2005. LAMBJERG-HANSEN, H.; ASMUSSEN, E. Mechanical properties do endodontic post. Journal of Oral Rehabilitation , v. 24, p. 882-887, 1997. LEWGOY, R.H; YOUSSEF, N.M; MATSON, R.M; BOCANGEL, A.J; NETTO, A.C; AMORE, R. Finite elements study of the Flexi Post and Flexi Flange post systems in a maxillary central incisor. Pesqui Odontol Bras ., v.17, n. 2, p. 132-6, 2003. LIBMAN, W.J.; NICHOLLS, J.I. Load Fatigue of Teeth Restored With Cast Post and Cores and Complete Crowns. Int J Prosthodont , v. 8, p. 155-161, 1995. MACCARI, A.C.P.; CONCEIÇÃO, N.E.; NUNES, F.M. Fracture Resisteance of Endodontically Treated Teeth Restored with Three Diferent Prefabricated Esthetic Posts. J. Esthet Restor Dent , v. 15, p. 25-31, 2003. MALLMANN, A.; JACQUES, L.B.; VALANDRO, L.F.; MUENCH, A. Microtensile bond strength of photoactivate and autopoymerized adhesive systems to root dentin using translucent and opaque fiber-reinferced composite post. J Prosthet Dent , v. 97, p. 165-72, 2007. MARTELLI, JR. H.; PELLIZZER, B.T.; ROSA, M.B.; GONINI, JR. A. Frature Resistance of Structurally Compromised Root Filled Bovine Teeth Restored with Acessory Glass Fibre Posts. International Endodontics Journal, v. 41, n 8, p. 685-692, 2008 MARTINEZ-INSUA, A.; DA SILVA, L.; RILO, B. SANTANA, U. Comparison of the fracture resistances of pulpless teeth restored with a cast post and core or carbon-fiber post with a composite core. J Prosthet Dent , v. 80, p. 527-32, 1998. MANNOCCI, F.; FERRARI, M.; WATSON, T. Intermittent Loading of Theeth Restored Using Quartz Fiber, Carbon-Quartz Fiber, and Zirconium Dioxide Ceramic Root Canal Post. J Adhesive Dent , v. 2, p. 153-158, 1999.

91

MITSUI, F.H.O.; MARCHI, G.M.; PIMENTA, L.A.F.; FERRARESI, P.M. In vitro study of fracture resistance of bovine roots using different intraradicular post systems. Quintessence Int , v. 35, p. 612-616, 2004. MOOSAVI, H.; MALEKNEJAD, F.; KIMYAI, S. Fracture resistance of Endodonticaly Treated Teeth Restored Using Three Root-reinforcement Methods. The Journal of Contemporary Dental Practice . v. 9, n. 1, p. 030-037, 2008. NAKAMURA, T.; OHYAMA, T.; WAKI, T.; KINUTA, S.; WAKABAYASHI, K.; MUTUBE, Y.; TAKANO, N.; YATANI. H. Stress Analysis of Endodontically Treated Anterior Teeth Restored with Different Types of Post Material. Dental Material , v. 25, n. 1, p. 145-150, 2006. NEWMAN, P.M.; YAMAN, P.; DENNISON, J.; RAFTER, M.; BILLY, E. Fracture Resistance of Endodontically Treated Teeth Restored with Composite Post. J. Prosthet Dent , v. 89, p. 360-7, 2003. PEGORETTI, A.; FAMBRI, L.; ZAPPINI, G.; BIANCHETTI, M. Finite element analysis of glass fibre reinforced composite endodontic post. Biomatrerials , v. 23, p. 2667-2682, 2002. PEREIRA, J.R.; ORNELAS, F.; CONTI, P.C.R.; VALLE, A.L. Effect of a crown ferrule on the fracture resistance of endodontically treated teeth restored with prefabricates post. J Prosthet Dent , v. 95, p. 50-4, 2006. PETERS, M.C.R.B.; POORT, H.W.; FARAH, J.W.; CRAIG, R.G. Stress Analysis of a Tooth Restored a Post and Core. J Dent Res , v. 26, n. 6, p. 760-763, 1983. PIERRISNARD, L. et al. Corono-radicular reconstruction of pulples teeth: a mechanical study using finite elements analysis. J Prosthet Dent ., v. 88, n. 4, p. 442-448, 2002. PILO, R.; TAMSE, A. Residual dentin thickness in mandibular premolars prepared with Gates Glindden and ParaPost drills. J Prosthet Dent , v. 83, p. 617-23, 2000. REINHADT, R.A.; KREJCI, R.F.; PAO, Y.C.; STANNARD, J.G. Dentin Stresses in Post-reconstructed Teeth Diminishing Bone Support. J Dent Res , v. 62, n. 9, p. 1002-1008, 1983. SAUPE, W.A.; GLUSKIN, A.H.; RADKE, JR.R.A. A Comparative study of fracture between morphologic dowel and cores a resin-reinforced dowel system in the intraradicular restoration of structurally compromised roots. Quintessence Int , v. 27, p. 483-491, 1996. SHILLINGBURG, JR. H. et al. Fundamentos de Prótese Fixa. Editora Qunintessence , 3 edição, 1998

92

TOKSAVUL, S.; ZOR, M.; TOMAN, M.; GUNGOR, M.A.; NERGIZ, I.; ARTUNÇ, C. Analysis of Dentinal Stress Distribution of Maxillary Central Incisors Subjected to Various Post-and-core Applications. Operative Dentistry ., v. 31, n. 1, p. 89-96, 2006. TORBJORNER, A.; KARLSSON, S.; ODMAN, P.A. Survival rate and failure characteristics for two post designs. J Prosthet Dent , v. 73, p. 439-44, 1995. ULBRICH, N.L. Avaliação Biomecânica da Distribuição de Tensões em Pinos Pré-fabricados em Dentes Anteriores Reconstruídos com Diferentes Retentores Intra-radiculares Analisados pelo Método dos Elementos Finitos.Tese de Doutorado, Universidade Federal do Estado do Paraná , 2005 QUALTROUGH, A.J.; MANOCCI, F.; Tooth-colored post systems: a review. Oper Dent ., v. 28, n. 1, p. 86-91, 2003. YANG, H-S.; LANG, L.A.; MOLINA, A.; FELTON, D.A. The effects of dowel design and load direction on dowel-and-core restoration. J Prosthet Dent , v. 85, p. 558-67, 2001.

93

ANEXOS

As figuras utilizadas como suporte deste presente trabalho estão aqui

relacionadas. As figuras anexadas encontra-se nos padrões do próprio Sistema

ANSYS.

A apresentação dos modelos segue as seguinte ordem:

Automáticos – Modelo A, B, C e D incisal e cíngulo

Padronizados – Modelo A, B, C e D incisal e cíngulo

94

Automáticos Modelo A Incisal

95

Modelo B Incisal

96

Modelo C Incisal

97

Modelo D Incisal

98

Automáticos Modelo A Cíngulo

Modelo B Cíngulo

99

Modelo C Cíngulo

100

Modelo D Cíngulo

101

Padronizados Modelo A Incisal

102

Modelo B Incisal

Modelo C Incisal

Modelo D Incisal

103

Padronizados Modelo A Cíngulo

Modelo B Cíngulo

Modelo C Cíngulo

104

Modelo D Cíngulo