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Pontifícia Universidade Católica De Minas Gerais Departamento de Odontologia
TENSÕES GERADAS EM PRÓTESE
SOBRE IMPLANTE COM DIFERENTES
MATERIAIS RESTAURADORES: Estudo
fotoelástico
YURI FONSECA FERREIRA
Belo Horizonte 2010
Yuri Fonseca Ferreira
TENSÕES GERADAS EM PRÓTESE
SOBRE IMPLANTE COM DIFERENTES
MATERIAIS RESTAURADORES: Estudo
fotoelástico
Belo Horizonte
2010
Dissertação apresentada ao Programa de Mestrado
em Odontologia da Pontifícia Universidade Católica
de Minas Gerais, como requisito parcial para
obtenção do título de Mestre em Odontologia.
Área de concentração: Clínicas Odontológicas.
Ênfase: Prótese Dentária.
Orientador: Prof. Dr. Wellington Côrrea Jansen
Co-orientador: Prof. Dr. Perrin Smith Neto
FICHA CATALOGRÁFICA Elaborada pela Biblioteca da Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais
Ferreira, Yuri Fonseca F383t Tensões geradas em prótese sobre implante com diferentes materiais
restauradores: estudo fotoelástico / Yuri Fonseca Ferreira. Belo Horizonte, 2010. 86f. : il. Orientador: Wellington Côrrea Jansen Co-orientador: Perrin Smith Neto Dissertação (Mestrado) – Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais.
Programa de Pós-Graduação em Odontologia. 1. Implantes dentários osseointegrados. 2. Elasticidade. 3. Materiais
dentários. 4. Prótese dentária. 5. Biomecânica. I. Jansen, Wellington Côrrea. II. Smith Neto, Perrin. III. Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais. Programa de Pós-Graduação em Odontologia. IV. Título.
CDU: 616.314-089.843
FOLHA DE APROVAÇÃO
DEDICATÓRIA
A minha mãe, Maria da Conceição, meu porto seguro, fonte inesgotável de
amor, espiritualidade e carinho.
A meu pai, Paganino (in memorian), exemplo de vida, pessoa que me
apresentou a magnífica ciência da Odontologia, sendo precursor dessa caminhada.
A meu irmão, Fayer, pelo carinho, conselhos e palavras de incentivo.
A Juliana, minha companheira fiel, parceira de projetos e conquistas, pela
dedicação e incentivo constantes. Você me faz ser um homem melhor!
AGRADECIMENTOS
À Deus, por me oferecer a possibilidade de trilhar este caminho e guiar meus
passos.
Ao amigo e orientador Prof. Dr. Wellington Côrrea Jansen, um grande
mestre da Odontologia e da vida, com um imensurável conhecimento, sensibilidade
e sabedoria de lidar com as relações humanas. Tenho grande admiração pelo seu
caráter, humildade e conhecimento. Você além de ensinar-me a teoria de forma
magnífica, ensinou-me a vislumbrar a essência das coisas, inserindo ideais que me
acompanharão pelo resto da minha vida. Obrigado pelos votos de confiança
depositados em mim ao longo dos anos e pela convivência, brindando momentos de
crescimento intelectual e espiritual.
Aos professores Dr. Paulo Isaías Seraidarian e Dr. Marcos Dias Lanza,
minha eterna gratidão por ter compartilhado comigo, de forma tão perfeita,
momentos de intensa sabedoria recheados de conhecimento.
Aos demais professores do programa mestrado, MESTRES do saber,
MESTRES da vida. Vocês com seus conhecimentos, testemunhos e experiências de
vida, me nortearam ao longo deste período e fizeram parte do meu crescimento.
Aos amigos Deícola Coelho e Rildo Pêgo, verdadeiros companheiros desta
caminhada. Agradeço a vocês todo o apoio, incentivo, coleguismo, características de
“mosqueteiros”. Saibam que nossa convivência neste período foi muito gratificante e
algo mágico, pois suas amizades ficam cravadas em meu coração.
Ao Prof. Dr. Perrin Smith Neto , co-orientador deste trabalho, pelas
orientações.
Aos demais colegas de mestrado.
Aos funcionários da PUC MINAS, pela educação e presteza sempre que
solicitados, favorecendo um ambiente de trabalho saudável e prazeroso.
“Jamais considere seus estudos como uma obrigação,
mas como uma oportunidade invejável para aprender a
conhecer a influência libertadora da beleza do rein o do
espírito, para seu próprio prazer pessoal e para pr oveito da
comunidade à qual seu futuro trabalho pertencer”.
Albert Einstein 1879-1955
“Se as coisas são inatingíveis... ora!
Não é motivo para não querê-las...
Que tristes os caminhos, se não fora
A presença distante das estrelas!”
Mário Quintana
RESUMO
Em tratamentos reabilitadores protéticos implantossuportados, pode-se optar
por diferentes tipos de materiais de cobertura oclusal. Estes se diferem quanto ao
módulo de elasticidade e resiliência, refletindo na absorção de impacto. O tipo de
material pode ter influência na magnitude das tensões geradas durante a função
mastigatória. Em consulta à literatura pertinente, observa-se que esta questão não é
consensual. O objetivo deste estudo é avaliar as tensões geradas em prótese
unitária sobre implante com diferentes tipos de materiais de superfície oclusal, por
meio da análise fotoelástica, no intuito de esclarecer qual material seria mais
indicado para esta modalidade de tratamento. Foram confeccionados quatro
modelos padrões de uma hemimandíbula, em resina fotoelástica, representativa de
um arco edêntulo atrófico e divididos em quatro grupos distintos variando
comprimento do implante, material de cobertura oclusal (liga Ni-Cr, cerômero e
porcelana) e angulação do implante. Foi aplicada uma força de 100 N perpendicular
à superfície oclusal das coroas. Utilizou-se uma máquina fotográfica acoplada a um
polariscópio para observação das franjas no modelo fotoelástico e posterior análise.
Em todos os modelos verificou-se uma concentração de tensão no ápice e região
cervical do implante e uma variação de tensões em função do material protético de
cobertura oclusal e angulação do implante.
Palavras-chave: Implantes osseointegrados. Análise fotoelástica. Materiais
oclusais. Prótese implantossurpotada. Biomecânica.
ABSTRACT
In supported implant prosthetic rehabilitation treatments, you can choose
different types of materials for occlusal coverage.These will differ in the elasticity and
resilience, reflecting the impact absorption. The type of material can have influence
on the magnitude of stresses generated during chewing. In consultation with the
relevant literature, it is noted that this issue is not consensual. The aim of this study is
to evaluate the stresses generated in prosthodontic implant on different types of
occlusal surface material by means of photoelastic analysis, to clarify what material
would be more suitable for this treatment modality. We made four standard models of
a hemimandible in photoelastic, representing an atrophic edentulous arch and
divided into four groups varying length of the implant, occlusal covering material (Ni-
Cr, ceromer porcelain) and angulation of the implant. It was a force of 100 N
perpendicular to the occlusal surface of crowns. We used a camera attached to a
polariscope to observe the fringes in the photoelastic model and further analysis. In
all models there was a stress concentration at the apex and neck of the implant and
a range of voltages depending on the material covering the occlusal and prosthetic
implant angulation.
Keywords: Osseointegrated implants. Photoelastic analysis. Occlusal materials.
Supported implant prosthesis. Biomechanics.
LISTA DE ABREVIATURA
cm – Centímetros
EVA - etil-vinil-acetileno
F- Força
Fig- Figura
Gpa - Gigapascal
mm – Milímetros
Mpa - Megapascal
µm - micrometro
N – Newtons
Ni-Cr – Níquel cromo
n - Número
p – Página
Pa - Pascal
v - Volume
LISTA DE ARTIGOS
1. Tensões geradas em prótese sobre implante com
diferentes materiais restauradores: estudo fotoelástico
2. Análise fotoelástica na Odontologia: revisão de
literatura.
SUMÁRIO
1 INTRODUÇÃO -------------------------------------------------------------------------------------11
2 CONSIDERAÇÕES GERAIS ----------------------------------------------------------------- 14
3 OBJETIVOS ----------------------------------------------------------------------------------------- 27
3.1 Objetivos específicos -------------------------------------------------------------------------- 27
4 METODOLOGIA ----------------------------------------------------------------------------------- 28
4.1 Construção do modelo fotoelástico -------------------------------------------------------28
4.2 Teste fotoelástico --------------------------------------------------------------------------------35
4.3 Análise fotoelástica-------------------------------------------------------------------------------39
REFERÊNCIAS GERAIS -------------------------------------------------------------------------- 44
APÊNDICE – ARTIGOS ---------------------------------------------------------------------------- 50
ANEXOS ----------------------------------------------------------------------------------------------- 78
11
1 INTRODUÇÃO
O grande avanço nos implantes dentários surgiram no século XX , por meio
da osseointegração, preconizado por Bränemark como opção de reabilitar pacientes
totalmente edentados. Como essas soluções implantodônticas resultaram em
tratamentos eficientes, outros tipos de protocolos foram sugeridos, ampliando o uso
de implantes para perdas unitárias e tratamentos protéticos envolvendo dentes
naturais e implantes.
Bränemark et al. (1969) descreveram pela primeira vez o processo de
reparação que se inicia após a instalação cirúrgica do implante, podendo originar
união biológica entre osso e metal, denominado de osseointegração.
Diferentemente do dente natural que apresenta grau de mobilidade à custa de
um ligamento periodontal, no implante as cargas são diretamente transferidas ao
osso, em consequência da ausência de mecanismo amortecedor ou de distribuição
de tensões, o ligamento periodontal (ULBRICH et al., 2000).
Ranger et al. (1995) afirmaram que uma das consequências de uma
sobrecarga no implante seria inicialmente uma reabsorção e esta poderia gerar ou
contribuir para fraturas de componentes de implantes. A tensão e deformação
desenvolvidas pelas cargas oclusais são frequentemente descritas e associadas às
perdas ósseas em torno dos implantes, parafusos frouxos e fraturados, fratura de
implantes e do material restaurador (SCHWARZ, 2000; BERGLUNDH et al., 2002;
NEDIR et al., 2006).
Em tratamentos reabilitadores protéticos implantossuportados, pode-se optar
por diferentes tipos de materiais de cobertura oclusal. Estes se diferem quanto ao
módulo de elasticidade e resiliência, refletindo na absorção de impacto. Como o
implante se difere do dente natural pela ausência do ligamento periodontal, o
comportamento biomecânico também é diferente. O tipo de material pode ter
influência na magnitude das tensões geradas durante a função mastigatória. Em
consulta à literatura, observa-se que este fato não é consensual.
Çiftçi e Canay (2000) constataram, após análise pelo método de elemento
finito, variações de tensões geradas pela carga mastigatória em função do material
de revestimento das próteses sobre os implantes osseointegrados.
12
É consenso na literatura que a biomecânica dos implantes seria menos
prejudicial para o osso adjacente se houvesse um sistema que permitisse
mobilidade semelhante ao ligamento periodontal (SCHWARZ, 2000; BERGLUNDH
et al., 2002; NEDIR et al., 2006).
A perda óssea marginal é um fator que leva ao insucesso. Na implantodontia,
a reabsorção da crista óssea é um fenômeno recorrente e em casos mais extensos
pode estender-se até regiões mais apicais do dente, comprometendo todo o trabalho
protético implantodôntico. A perda óssea tem sido atribuída a alguns fatores como
peri-implantite e estímulos mecânicos inadequados com transferência excessiva de
forças à crista óssea (HARTMAN; COCHRAN, 2004; HERMANN et al., 2001; KING
et al., 2002 ). Uma das tentativas de minimizar esta tensão gerada em prótese sobre
implante é a utilização de um material de superfície oclusal que dissipe esta força ou
que, pelo menos, cause menor transmissão de forças ao implante e ao osso.
Há diferentes tipos de materiais de superfície oclusal que podem ser
utilizados em prótese sobre implante. Os materiais diferem-se quanto à rigidez e ao
módulo de elasticidade. Os materiais mais comumente usados na superfície oclusal
de uma prótese implantossuportada são a resina, a porcelana e o metal.
Segundo Anusavice (1998), a resina possui um comportamento resiliente,
com capacidade de absorver impacto e parte da energia quando recebe tensões,
sendo que o mesmo não ocorre para uma porcelana, que é rígida. Seguindo este
raciocínio poderíamos dizer que a resina seria o material de escolha para uma
prótese unitária sobre implante. Em contrapartida, a porcelana apresenta melhor
estética e maior durabilidade.
A análise fotoelástica é amplamente consagrada nos estudos de transmissão
de forças no meio odontológico e vem sendo utilizada com frequência em pesquisas
de transmissão de forças ao redor de dentes naturais pilares de próteses fixas e
removíveis (DEINES et al., 1993; UEDA et al., 2004) ou ao redor de implantes
osseointegrados sob sobredentaduras (FEDERICK; CAPUTO,1996). O modelo
fotoelástico é constituído por uma resina resiliente, diferente do osso humano que
possui variadas densidades. Apesar da magnitude da tensão sobre o osso poder ser
diferente do modelo fotoelástico, a localização e o padrão geral de tensões são
semelhantes. A técnica da fotoelasticidade propicia uma visão bidimensional e
tridimensional, dando uma informação relativa da magnitude e da concentração de
tensões (INAN; KESIN,1999).
13
O emprego de superfícies oclusais de resina vem sendo preconizado em
protocolos clínicos de tratamento implantodôntico, principalmente quando se trata de
carregamento progressivo do osso (MISCH, 1993). Entretanto, na prática clínica
diária, baseando-se em cobranças estéticas e durabilidade do material, a porcelana
é bastante utilizada e aceita para tal tratamento.
O objetivo deste estudo foi avaliar as tensões geradas em prótese unitária
sobre implante com diferentes tipos de materiais de superfície oclusal, por meio da
análise fotoelástica, no intuito de estabelecer qual material seria mais indicado para
esta modalidade de tratamento.
14
2 CONSIDERAÇÕES GERAIS
Glikman, et al. (1970) empregaram a análise fotoelástica para a avaliação da
distribuição de esforços no periodonto ao redor de dentes molares inferiores com
carga oclusal, quando os mesmos eram considerados isoladamente ou como pilares
de prótese fixa.
Brodsky, Caputo e Furstman (1975), definiram o método fotoelástico como
uma técnica capaz de transformar tensões induzidas em um determinado corpo em
padrões diferentes de luz, denominados franjas. A concentração de tensões é
diretamente proporcional ao número de franjas formadas. Realizaram, para
comprovação da eficiência do método fotoelástico, um estudo que tinha como
objetivo demonstrar a compatibilidade de dados clínicos com achados histológicos.
Foram instalados aparelhos ortodônticos em cães e gatos e nos respectivos
modelos fotoelásticos. Observou-se uma correlação positiva entre os achados
histológicos dos espécimes previamente preparadas com os modelos fotoelásticos.
Onde a visualização mostrou forças de compressão e tração fotoelástica,
encontravam-se, respectivamente, evidências de estiramento e compressão de
fibras periodontais. Nas áreas com altas concentrações de tensões no modelo,
surgiram áreas de hialinização no material histológico.
Em 1977, Almeida e Gomide utilizaram a resina epóxi como material
fotoelástico básico. A condição para escolha dos materiais visa reproduzir ao
máximo o modelo mestre e não camuflar nenhum tipo de resultado. Os materiais
fotoelásticos epóxicos curados com aminas ou anidridos e policarbonatos são
utilizados, considerando-se algumas propriedades importantes. Estas incluem alta
constante óptica, baixo módulo de elasticidade, resistência à tensão, boa resposta
óptica, fácil obtenção, transparência, ausência de manchas ópticas e de tensões
residuais, baixo custo e características que possibilitem sua utilização em modelos
de superfícies irregulares.
Skalak (1983), em estudo in vitro, demonstrou que utilizando cargas de
impacto nas coroas sobre implantes com diferentes materiais protéticos, estas
apresentam um comportamento diferente nas forças transmitidas aos implantes.
Observou neste estudo uma redução significativa do impacto quando foi utilizada a
resina acrílica, comparado à porcelana ou à liga de ouro. Sugeriu que a cobertura
15
oclusal de próteses sobre implantes deveria ser feita com materiais menos rígidos
do que a porcelana e o metal, como uma resina acrílica, por exemplo.
Em 1986, Campos Jr. et al. salientaram que o fenômeno da fotoelasticidade
foi descoberto por Sir David Brewster, em 1816, quando observou faixas coloridas
em um vidro sob tensão. Este método teve grandes avanços com o advento das
resinas sintéticas nos anos 60. O princípio básico da fotoelasticidade baseia-se no
surgimento de faixas coloridas correspondentes à concentração de tensões,
denominadas franjas ou bandas, em determinados materiais transparentes que,
quando submetidos a tensões e iluminados por luz polarizada, podem ser analisados
qualitativa e quantitativamente. A técnica possui como vantagem a possibilidade de
visualização conjunta de tensões internas nos corpos, sem necessidade de gráficos
ou esquemas comuns a outras técnicas, além da possibilidade de aplicação em
corpos com morfologia complexa. Os modelos devem ser uma reprodução fiel do
original, e estarem livres de tensões previamente à análise.
A análise fotoelástica baseia-se na habilidade de certos materiais
transparentes exibirem padrões coloridos quando submetidos a cargas visualizadas
com luz polarizada. Os padrões coloridos são chamados de franjas isocromáticas.
Quanto maior o número de franjas, maior a intensidade de tensão, e quanto mais
próximas as franjas umas das outras, maior a concentração desta tensão (FRENCH
et al., 1989).
Gracis et al. (1991) analisaram o efeito de amortecimento de cinco materiais
restauradores utilizados em próteses sobre implantes, quando submetidos a forças
de impacto. Os autores construíram um dispositivo especial em que superfícies de
diversos materiais de cobertura oclusal eram posicionadas sobre um componente
protético de implante acoplado a uma célula de carga. Esta registrava o impacto
transmitido sobre a superfície do implante. Os materiais utilizados como cobertura
oclusal de uma prótese sobre implante unitário foram: liga de ouro, liga nobre para
metalocerâmica, porcelana, resina fotoativada, resina polimerizada por calor e
pressão. Os autores verificaram que as duas resinas reduziram as forças de impacto
em 50% quando comparadas à porcelana ou às ligas metálicas.
Hobkirk e Psarros (1992) avaliaram clinicamente indivíduos portadores de
próteses parciais fixas sobre implantes, com o objetivo de medir tensões
mastigatórias em próteses com cobertura oclusal de porcelana e de resina acrílica.
Com o auxilio de um transdutor eletrônico de força, foi mensurada a força de
16
mastigação em pacientes durante o ciclo mastigatório, sob a interposição de
diversas consistências de alimentos. Não foram encontradas diferenças
significativas nas forças mastigatórias, tampouco no padrão de mastigação em
função da diferenciação do material de cobertura oclusal.
Também em 1992, Laganá apontou algumas limitações da técnica fotoelástica.
Principalmente por ser uma técnica indireta, exige um alto grau de fidelidade e
preparo do modelo, sobretudo quando se quer analisar quantitativamente as
tensões. De acordo com a autora, é importante conhecer o limite de elasticidade do
material do modelo para não comprometer a pesquisa.
Ainda em 1992, Naert et al. acompanharam 146 pacientes nos quais foram
instalados 509 implantes dentários, sendo que 217 eram próteses parciais fixas.
Houve 3,9% e 1,4 % de perda de implantes na maxila e na mandíbula,
respectivamente. O uso de porcelana ou de resina como revestimento oclusal não
influenciou a perda óssea marginal ao redor dos implantes. Houve dificuldades
técnicas de acordo com os materiais utilizados, ocorrendo fratura oclusal nas coroas
de resina em 20% dos pacientes. Os autores afirmaram que o uso de porcelana
como revestimento oclusal é recomendado por permitir uma maior longevidade,
melhor estética e menor índice de complicações clínicas, como fratura.
Misch (1993) propôs um modelo de carga progressiva na implantodontia com
o objetivo de prevenir a diminuição de perda óssea na região cervical do implante e,
consequentemente, uma falha prematura. Foi apresentado um protocolo para
carregamento progressivo do implante que agrupava fatores como tempo, dieta,
material oclusal, oclusão e desenho da prótese. Segundo este protocolo, o intervalo
de tempo para a confecção da prótese era diretamente relacionado com a densidade
óssea observada no ato cirúrgico. Com relação especificamente ao material oclusal
da prótese, durante a fase de carga progressiva, eram confeccionadas próteses em
acrílico, com o intuito de redução de impacto sobre a interface osso e implante.
Ainda em 1993, Gomide e Marques introduziram a técnica da fotoelasticidade
no ensino da engenharia, para análise de tensões e deformações bi ou
tridimensionais, de forma acessível e simples. O uso da fotoelasticidade é
particularmente útil em peças com formas geométricas complicadas e/ou distribuição
complexa de carga.
Murphi et al. (1995), através de método dos Elementos Finitos aplicaram
cargas em uma região de cantilever distal e avaliaram padrões de tensões na região
17
peri-implante. Em todas as condições de carga, maiores tensões ocorreram na
margem óssea distal adjacente ao cantilever.
A metodologia de polarização circular difere da polarização linear da luz, que
não utiliza os filtros de um quarto de onda. A principal vantagem do polariscópio
circular é a eliminação das franjas isoclínicas (acinzentadas e negras), que se
sobrepõem às isocromáticas (coloridas), resultando em uma imagem mais clara e
livre de interferências (FEDERICK; CAPUTO, 1996).
Neste mesmo ano, Papavasiliou et al. estudaram, pelo método dos Elementos
Finitos, a possibilidade das cargas oclusais causarem microfraturas no osso.
Introduziram fatores de variação, como tipos de mandíbulas, materiais de
revestimento oclusal, ausência de osso cortical, elementos intramóveis, direção de
carregamento e níveis de carregamento. Não foram verificadas diferenças entre os
materiais oclusais, e a ausência de osso cortical aumentou as tensões da interface.
O uso de elementos intramóveis diminuiu as tensões. As tensões aumentam nas
menores mandíbulas. As cargas oblíquas aumentaram as tensões em quinze vezes.
Concluíram que as condições que favorecem as microfraturas são as cargas
oblíquas, as altas magnitudes de tensões oclusais e a ausência de osso cortical.
Ainda neste ano, Rotter, Blackwell e Dalton, em estudo clínico, avaliaram
implantes que receberam carga progressiva no momento da reabertura e
correlacionaram com a estabilidade secundária desses implantes. Verificaram que,
após dois anos, esses implantes que receberam carregamento progressivo tinham
um comportamento mais estável no osso, ao contrário dos que não receberam.
Segundo Matthys (1997), aplicando-se gradualmente uma carga, as áreas
mais tensionadas começarão a apresentar uma coloração, na seguinte sequência:
cinza, branco, amarelo, laranja, vermelho, violeta e azul. Neste é encontrada a
primeira franja, N=1. Este ponto é chamado de tonalidade de passagem, que é a
transição do violeta para o azul para esta primeira franja, sendo que nas demais
franjas ocorrerá do vermelho para o verde. A seguir, tem-se: azul acentuado, azul
esverdeado, amarelo esverdeado, laranja, rosa, vermelho e verde, onde está a
segunda franja. Dando continuidade na aplicação da carga, o ciclo de cores das
franjas será repetido, mas não serão exatamente as mesmas cores do primeiro ciclo,
pois ocorrerá a extinção simultânea de duas ou mais cores.
Stegaroiu et al. (1998) avaliaram, através do Método dos Elementos Finitos
em 3D, a distribuição de tensão no osso, no implante e no pilar quando porcelana,
18
liga de ouro e resina acrílica foram utilizadas como cobertura oclusal em uma
prótese parcial fixa de 3 elementos. Foi aplicada uma carga axial, uma vestíbulo
lingual e outra no centro do pôntico. Os autores concluíram que houve um aumento
na tensão gerada na interface implante pilar, e que na interface osso implante não
foi possível detectar, pelo método aplicado, a influência do material de cobertura
oclusal na geração de tensão.
Segundo Anusavice (1998), as propriedades mecânicas são aquelas definidas
pelas leis da mecânica, que é a ciência que lida com as interações entre energia e
forças entre os corpos. Uma propriedade importante em prótese é a resistência, que
se refere à capacidade de um material resistir a forças aplicadas, sem fratura ou
deformações excessivas. A resistência também pode ser conceituada como o nível
médio de tensões no qual um material exibe certa quantidade de deformação
plástica, ou no qual ocorre a fratura em muitos corpos de prova com o mesmo
tamanho e forma. A tensão é a força por unidade de área agindo nos átomos de um
plano ou material. Quando uma força externa age em um corpo, uma reação ocorre
para se opor a essa força com igual magnitude e direção oposta. A força aplicada
dividida pela área na qual atua é chamada de tensão. Sempre que uma tensão está
presente, há uma deformação induzida. A deformação pode ser elástica ou plástica
ou uma combinação de ambas. A deformação elástica é reversível e desaparece
quando a força é removida. Já uma deformação plástica representa uma
deformação permanente do material, que não se recupera após a remoção da força.
O módulo de elasticidade descreve a rigidez relativa de um material. Quanto maior o
seu valor, maior a tensão necessária para que exista uma deformação no material.
Ainda neste ano, Sendyk, através de um estudo utilizando o Método dos
Elementos Finitos, comparou porcelana e resina como materiais de cobertura
oclusal na utilização em prótese sobre implantes. Concluiu que não há diferença na
magnitude de transmissão de forças entre os dois materiais quando usados para
cobertura oclusal.
Soumere e Dejou (1999) observaram três diferentes materiais de cobertura
oclusal, no que se refere à capacidade de absorverem tensões em uma prótese
sobre implante. Os materiais foram resina composta, liga de ouro e cerâmica. Foi
medida a amplitude máxima da força transmitida e o tempo necessário para atingir o
pico da força, após aplicação de uma carga de 100 N. A liga de ouro transmitiu a
maior força no menor espaço de tempo. A resina composta não reduziu a força de
19
impacto quando comparada à porcelana, porém, o tempo para atingir o nível máximo
de força foi maior na resina em comparação à porcelana.
Também em 1999, Inan e Kesin avaliaram os efeitos dos materiais utilizados
em superfícies oclusais de coroas na distribuição de tensões em próteses sobre
implantes. Foi utilizado um modelo mandibular fotoelástico, no qual foram inseridos
dois implantes. As infra-estruturas foram confeccionadas em Ni-Cr e revestidas com
cinco materiais de cobertura oclusal diferentes: resina acrílica, porcelana, duas
resinas compostas fotoativadas e a própria liga de Ni-Cr. Houve aplicação de cargas
verticais e oblíquas que induziram diferentes resultados. A maior concentração de
tensão foi verificada com a prótese em porcelana, seguida pela de acrílico. As
resinas compostas apresentaram comportamento equivalente, enquanto a menor
tensão foi verificada com a prótese em Ni-Cr. Os autores concluíram que as próteses
sobre implantes deveriam ser construídas com as coberturas oclusais metálicas ou
em resina composta fotoativada.
Duyck et al. (2000) investigaram a influência dos materiais protéticos na carga
de implantes in vivo por meio de extensômetros. Próteses em metal e em resina
acrílica foram instaladas nos pacientes, sendo submetidas a cargas controladas de
50 N em diversas posições ao longo da superfície oclusal, e durante a mordida em
máxima intercuspidação. Os resultados mostraram uma melhor distribuição de
momentos de força nas próteses metálicas em comparação com as acrílicas.
Nenhuma alteração nas cargas foi verificada.
Neste ano, Sethi instalou um total de 2261 implantes em 467 pacientes,
utilizando pilares angulados variando de 0 a 45 graus. Estes foram avaliados em um
período de até 96 meses, com média de observação de 28,8 meses. Concluiu que
pilares angulados, independente do grau, podem ser usados sem comprometer a
sobrevivência em longo prazo dos implantes.
Também em 2000, Çiftçi e Canay investigaram o efeito de diversos materiais
utilizados na fabricação de coroas para próteses parciais fixas implantossuportadas
na distribuição de tensões em torno dos implantes. Analisaram, por meio do método
de Elemento Finito 3D, cinco diferentes materiais: porcelana, liga de ouro, resina,
resina composta reforçada e resina acrílica. Os pontos de referência foram
determinados no osso cortical, onde forças perpendiculares, oblíquas e horizontais
foram aplicadas. Os valores de tensão criados por forças oblíquas e horizontais
pareciam mais altos do que aqueles criados por forças verticais. Foi observada
20
tensão concentrada na região cortical ao redor do implante, nos primeiros
milímetros. A liga de ouro e a porcelana produziram as maiores tensões. Verificaram
que os materiais de maior módulo de elasticidade transmitem maior tensão ao osso
em torno do implante, e que nenhum material atende a todas as exigências de
estética, transmissão de força e durabilidade no meio bucal.
Ainda neste ano, Mericske-Stern et al. realizaram medidas in vivo das forças
transmitidas por uma prótese fixa com oclusais em porcelana, e uma overdenture,
totalmente em resina acrílica, retida sobre cinco implantes. Como metodologia,
utilizou transdutores piezoelétricos que possibilitaram registros de força em três
dimensões. Verificaram que os padrões mastigatórios foram similares e que a
transmissão de forças para os implantes foi semelhante para ambos os tipos de
próteses.
Çiftçi e Canay (2001) propuseram um estudo utilizando o método de análise
por Elementos Finitos para avaliar quatro tipos diferentes de materiais restauradores
sobre implantes: porcelana, resina a base de polimetilmetacrilato, resina composta
de micropartículas e ionômero de vidro modificado. Foram instalados dois implantes
de 4,0 mm x 13,0 mm Calcitek® na mandíbula, região do segundo pré-molar e
segundo molar. Foi modelada uma estrutura de níquel-cromo representando uma
ponte entre o segundo pré-molar e o segundo molar e, sobre esta, colocaram o
material restaurador com uma espessura de 1,5 mm. Foram aplicadas cargas nos
sentidos: horizontal, oblíquo a 30º e vertical. Como resultado, foi observado que a
resina acrílica absorve mais impacto entre os materiais testados, devido ao seu
baixo módulo de elasticidade. Concluíram que, em comparação com a porcelana, a
resina acrílica suportou mais tensão sob cargas estáticas.
Para Geng, Tan e Liu (2001), os fatores que afetaram a transmissão de
cargas à interface osso implante incluem o tipo de carga, as propriedades dos
materiais dos implantes e da prótese, a geometria do implante, a estrutura da
superfície do implante, a qualidade e a quantidade de osso circunjacente, bem como
a natureza da interface osso implante.
Elias et al. (2002) analisaram pelo método dos Elementos Finitos 3D as
tensões de implantes osseointegrados com diferentes materiais de cobertura da
coroa protética. Foram comparadas uma porcelana, uma resina composta direta,
uma resina composta indireta e uma resina acrílica. Constataram que a coroa de
porcelana absorve as menores forças, entretanto, transmite para a região inferior do
21
pilar intermediário as maiores tensões. Esta tensão localiza-se próximo ao osso
cortical de suporte. Este comportamento também ocorreu de forma inversa nas
coroas de resina composta e acrílica, onde houve uma maior absorção da força e
menor transmissão da tensão. Materiais com menor módulo de elasticidade
transmitem menores tensões para estruturas de suporte do implante.
Bassit, Lindstrom e Rangert (2002) utilizaram extensômetros para medir a
força transferida a um implante após a aplicação de um impacto in vivo e in vitro,
sobre coroas com dois tipos de materiais de cobertura oclusal, como resina acrílica e
porcelana. Houve uma diferença entre o tempo de transmissão da força nos
modelos in vivo e in vitro. A diferença se deve provavelmente à resiliência do dente
antagonista, do osso alveolar e da ação muscular. Observaram que os diferentes
materiais de cobertura não levaram a diferenças nos resultados entre os pacientes.
Afirmaram que a diferença entre a resiliência da resina acrílica e da porcelana não
seria suficiente para causar uma modificação clínica significante na transmissão de
forças por próteses. Sugere ainda a criação de um modelo in vitro com menor
resiliência para demonstrar esse fenômeno. Dessa forma, os autores afirmaram que
o material oclusal não é um fator que interfere na transmissão de forças aos
implantes.
O polariscópio circular é composto por uma fonte que emite luz, um difusor de
luz e quatro filtros ópticos. Os filtros ópticos se subdividem em: polarizador, dois
filtros de um quarto de onda e um filtro analisador. Um mecanismo de aplicação de
forças também compõe o sistema juntamente com um recipiente contendo óleo
mineral. O filtro polarizador tem como função selecionar as ondas de luz que vêm da
lâmpada, permitindo a passagem de impulsos com apenas planos de orientação.
Sequencialmente, a luz atravessa outro tipo de filtro (um quarto de onda), que possui
efeito retardante da transmissão da luz e torna a polarização circular. Ao passar pelo
corpo de prova, se este estiver sofrendo algum tipo de tensão, a luz pode sofrer
mudanças na sua trajetória. Em seguida, a luz passa pelo segundo filtro de um
quarto de onda, que possui como característica a capacidade de neutralizar a
circularização da luz obtida pelo primeiro filtro de um quarto de onda, resultando em
uma luz linearmente polarizada. O último filtro analisador é responsável pela
extinção da luz (Ferreira Jr, 2003).
Meirelles (2003) avaliou fotoelasticamente as distribuições de tensões em
implantes dentários cilíndricos rosqueados com hexágono externo e interno,
22
simulando carregamento de 10 Kgf e 15 graus de inclinação em relação ao longo
eixo do implante. Observou uma menor concentração de tensões em implantes do
tipo hexágono interno na região cervical, não havendo diferenças significativas em
outras regiões entre os tipos de conexão interna e externa.
Oliveira (2003) executou um trabalho que tinha por finalidade desenvolver um
material fotoelástico utilizando resina epóxi (bisfenol A + epoliglicol), catalizada por
um benzenometanol mais isoforonadiamina, conhecidos comercialmente por
Adesivo B Flexível A e B, respectivamente, produzidos pela Polipox Indústria e
Comércio Ltda. Após a caracterização do melhor material, um modelo contendo um
implante rosqueável, tipo Branemark com hexágono externo, foi vazado com a
resina proposta e o conjunto submetido a esforços de 0,5, 1,0, 1,5 e 2,0 kgf. Para
compreensão dos resultados, as franjas visualizadas num polariscópio foram
fotografadas e analisadas qualitativamente, definindo-se o número de ordens e seu
valor para cada nível de força, gradualmente aplicada. Verificou-se que a resina
permite boa leitura, exibe adequadas propriedades fotoelásticas, sem tensões
residuais, possibilita a aplicação de cargas e visualização de um grande número de
franjas, constituindo-se em um material com potencial para aplicação na
Odontologia.
Stegaroiu et al., em 2004, avaliaram o efeito de três diferentes materiais de
cobertura oclusal de prótese sobre implante e a tensão gerada em torno dos
implantes submetidos à cargas estáticas e cíclicas. Os materiais utilizados nas
próteses foram resina composta, resina acrílica e liga de ouro. Foi concluído que os
três materiais testados possuem o mesmo comportamento quanto à tensão
transmitida ao osso.
Rabelo Neto, em 2004, analisou a influência da ciclagem térmica nas
propriedades mecânicas de cinco marcas comerciais de resinas de laboratório.
Através de uma matriz metálica cilíndrica na forma de cone segmentado foram
obtidos dez corpos de prova para cada material sendo a metade (n=5), submetida a
500 ciclos nas temperaturas de 5oC a 55oC com intervalos de 1 min em máquina de
termo-ciclagem. As amostras foram submetidas a testes de compressão em
máquina de ensaio universal até a ruptura do corpo de prova e com os dados
anotados foi construído gráficos de tensão x deformação. Concluiu que após a
ciclagem térmica, as resinas apresentaram um melhor comportamento mecânico,
com melhor elasticidade e plasticidade do que em todas as resinas analisadas.
23
Markarian (2005) realizou um estudo que tinha como objetivo comparar, por
análise fotoelástica e dinâmica, a transmissão de forças sobre diferentes materiais
de recobrimento oclusal de próteses unitárias implantossuportadas. Foi
confeccionado um modelo de hemimandíbula em resina fotoelástica com anatomia
semelhante ao da região de pré-molares inferiores. A hemimandíbula apresentava
característica não atrófica. Instalou-se um implante de conexão hexagonal interno de
3,75 mm x 11,5 mm. Três tipos de próteses foram confeccionadas com materiais de
rigidez decrescente: coroa metálica, resina composta e com um disco de EVA( etil
vinil acetileno) interposto com espessura de 2,5 mm. As tensões geradas com uma
carga de 100 N foram observadas por meio de um polariscópio circular, de forma
qualitativa. Esta força foi aplicada no sentido axial, de forma compressiva sobre cada
tipo de prótese. Os três tipos de próteses apresentaram resultados semelhantes no
que diz respeito a intensidade e a localização das tensões. A análise dinâmica
mostrou que, quando aplicada uma força de 100 N, o implante a recebe
instantaneamente. Concluiu-se que materiais protéticos com menor rigidez não são
capazes de amortecer forças transmitidas a implantes unitários, ou até mesmo
retardar sua transmissão pelo tempo.
Markarian et al. (2007) analisaram fotoelasticamente a distribuição de tensões
sobre três implantes com diferentes níveis de ajuste vertical. Dois modelos
fotoelásticos foram criados: um com implantes paralelos e outro com o implante
angulado a 30 graus. Um polariscópio plano foi usado para observar as franjas
geradas no modelo fotoelástico. Estas franjas foram fotografadas e analisadas
seguindo condições experimentais. Inicialmente, apenas com a infra-estrutura
assentada, após introdução do torque nos componentes segundo recomendações
do fabricante. Em um segundo momento, com aplicação de carga vertical de 100 N.
Em ambos os modelos, a análise de tensão foi realizada com infra-estruturas com
ótima adaptação (até 10 micrometros de desajuste) e também em infra-estruturas
com desajuste de 150 micrometros no implante central. Os resultados indicaram que
nos implantes angulados existiu uma concentração de tensão maior e heterogênea
na região apical dos implantes laterais. No modelo com implantes paralelos, houve
uma melhor distribuição de tensões ao longo do eixo do implante. O uso de infra-
estruturas desadaptadas aumenta a quantidade de pré-carga nos implantes.
Concluíram que os implantes angulados geram padrões de tensão oblíqua, que não
são transferidas de forma homogênea para o modelo fotoelástico.
24
Quaresma et al. (2008) utilizaram o teste de Elementos Finitos e avaliaram
dois sistemas de implantes diferentes quanto à distribuição das tensões na prótese,
no pilar e no osso alveolar, simulando forças oclusais. Foram usados implantes com
conexão interna, sendo que um era aparafusado a um pilar cilíndrico e o outro foi um
implante cônico, conectado a um pilar sólido. Para a coroa, foi utilizada uma liga de
prata-paládio coberta com porcelana. Em cada caso, foi simulada uma carga de 100
N com sentido vertical na cúspide vestibular. Observou-se que o implante com o
cilindro aparafusado produz mais tensões sobre o osso alveolar e sobre as próteses.
Por outro lado, produz menor tensão sobre o implante e a conexão. Contrariamente,
o implante cônico conectado a um pilar sólido gerou menor tensão sobre o osso
alveolar e sobre a prótese, e maior tensão sobre o pilar.
Eraslan e Ínan, em 2009, avaliaram o efeito de diferentes tipos de implantes,
correlacionando-os com características de distribuição de tensões nas estruturas de
apoio através de análise de Elemento Finito em 3D. Concluiu-se que diferentes
formas de roscas do implante influenciam na distribuição de tensões, e que estas
tensões se concentram principalmente na região mais cervical dos implantes.
Bernardes et al. (2009) aplicaram a fotoelasticidade para comparar a
transmissão de forças envolvidas na região peri-implantar submetidas a diferentes
modelos de implantes (hexágono externo, hexágono interno, cônico interno, e
conexão contínua ao pilar). As amostras foram submetidas a cargas verticais de
compressão e observou-se que a conexão interna possui a menor condição de
tensão peri-implantar, enquanto o hexágono externo possui a maior tensão e os
outros grupos valores intermediários.
Aguiar Jr., em 2009, analisou qualitativa e quantitativamente, por meio da
técnica fotoelástica, o comportamento biomecânico de coroas unitárias sobre
implantes de plataforma tipo hexágono interno com pilar ucla. Foram confeccionadas
coroas aparafusadas e cimentadas simulando a reabilitação da área posterior da
mandíbula com e sem a presença de elemento distal aos implantes. Analisaram
também a liga metálica da infra-estrutura (Ni-Cr-Ti) ou (Ni-Cr) e o tipo de material
estético. Confeccionaram modelos fotoelásticos retangulares simulando o espaço
protético com ausência de segundo pré-molar e primeiro molar, reabilitado com
coroas sobre implantes. Três modelos de aplicação de carga foram utilizados para
produzir quatro diferentes condições de carregamento na superfície oclusal das
coroas: 1) puntiforme, obtido com uma ponta simples para carregamento no pré-
25
molar ou no molar com 5 kgf; 2) puntiforme simultânea, obtida por uma ponta dupla
para carregamento das duas coroas ao mesmo tempo com 10 kgf; 3) oclusal
distribuído, obtido com uma ponta que simulou a oclusão antagonista com 10kgf. Em
relação à comparação do material de revestimento das coroas, foi concluído que
coroas revestidas em resina, de modo geral, geraram maior concentração de
tensões em torno dos implantes, quando comparadas às coras revestidas em
cerâmicas.
Assunção et al. (2009) destacaram, por meio de um artigo sobre métodos
utilizados para avaliar o comportamento biomecânico de implantes, que a análise
fotoelástica de tensões tem sido usada efetivamente na engenharia e na indústria há
muitos anos. O método foi introduzido na odontologia em 1935, quando avaliou
diferentes tipos de movimentação ortodôntica. Este oferece boas informações
qualitativas de concentração e localização de tensões em estruturas de diferentes
geometrias, porém possui algumas limitações quanto a dados quantitativos.
Ogawa et al. (2010) avaliaram, através de forças axiais e momentos de
flexão, implantes com suporte fixo em arco completo em relação ao número,
distribuição e material da prótese. Em relação à variação do material, foram
instalados sete implantes em uma mandíbula edêntula e confeccionados três
diferentes tipos de próteses: titânio, acrílico e acrílico reforçado com fibras. Com
relação ao tipo de material, observou menor fadiga no material de titânio, já que é
mais rígido, produzindo menos efeitos danosos aos implantes esplintados.
Rubo (2010) avaliou, por meio de análise pelo método de Elemento Finito em
3D, a distribuição de tensões em prótese fixas implantossuportadas de acordo com
algumas variáveis presentes em casos clínicos. Confeccionou-se um modelo
geométrico representativo da região anterior de uma mandíbula edêntula, com cinco
implantes instalados. As variáveis introduzidas no modelo de computador foram
comprimento do cantilever, módulo de elasticidade do osso, comprimento do pilar,
comprimento do implante e tipo de liga (Ag-Pd ou Co-Cr). Foi simulada uma carga
vertical de 100 N. Verificou-se que quanto maior o cantilever, maior a tensão. O
módulo de elasticidade do osso não teve grande significância. Quanto maior o
comprimento do pilar e do implante, menor tensão ao osso. Observou essa diferença
de tensão quando comparou implantes de comprimento 10 mm e 13 mm. À medida
que aumentou o comprimento dos implantes, o nível de tensão no osso diminuiu. Já
nos implantes de 13 mm e 15 mm, não obteve resultado com diferença significativa.
26
A liga mais rígida distribui melhor as tensões, concluindo que as propriedades físicas
relativas dos materiais possuem grande influência na distribuição de tensões em
prótese fixa implantossuportada, que contribui significativamente para a longevidade
deste trabalho.
Pellizzer et al. (2010) avaliaram a distribuição de tensões dos sistemas de
retenção aparafusada e cimentada em próteses parciais fixas, por meio de método
fotoelástico. Dois modelos de resina fotoelástica com formato retangular, com dois
implantes 4 x 10 mm em cada modelo, localizados no segundo pré-molar e região de
molar, foram confeccionados variando o sistema de retenção. As próteses foram
padronizadas quanto à liga (Ni-Cr). Forças axiais e oblíquas de 100 N foram
aplicadas através de uma máquina de ensaio universal. Resultados foram
observados e fotografados no campo de um polariscópio circular e analisados
qualitativamente com o auxílio de um programa computadorizado. Concluiu-se que
houve uma melhor distribuição de tensão e uma menor magnitude de estresse sobre
as próteses cimentadas, e que a carga oblíqua causou um aumento na
concentração de tensão em todos os modelos.
Também em 2010, Pellizzer et al. analisaram a influência da angulação do
implante e o tipo de intermediário (Ucla e Esteticone) na distribuição das tensões em
próteses aparafusadas implantossuportadas, pelo método da fotoelasticidade.
Foram confeccionados três modelos fotoelásticos de hemimandíbula não atrófica.
Os implantes foram posicionados a 0, 17 e 30 graus. O conjunto foi posicionado em
um polariscópio circular com aplicação de uma carga de 100 N em direção axial e
oblíqua (45 graus) em pontos fixos na superfície oclusal das coroas, com o auxílio de
uma máquina de ensaio universal (Emic). As tensões geradas foram registradas
através de fotos e depois analisadas qualitativamente. Os resultados mostraram o
mesmo número de franjas para os dois tipos de intermediários, sendo que as franjas
aumentaram proporcionalmente à angulação. Quando da aplicação da carga
oblíqua, houve um maior número de franjas.
27
3 OBJETIVO
O objetivo deste estudo é avaliar o material mais indicado para esta
modalidade de tratamento através do estudo das tensões geradas em prótese
unitária sobre implante com diferentes tipos de materiais de superfície oclusal.
3.1Objetivos específicos :
Através de modelo fotoelástico, avaliar o comportamento dos materiais de
cobertura oclusal de uma prótese sobre implante ( cerâmica, cerômero, NiCr );
Avaliar a influência do comprimento do implante na magnitude das tensões;
Avaliar a influência da inclinação do pilar ( reto ou 17 graus) na distribuição
das tensões.
28
4 METODOLOGIA
Este trabalho objetivou avaliar as tensões geradas em prótese sobre implante
com diferentes módulos de elasticidade de materiais de cobertura oclusal. Foi
realizado no laboratório de Engenharia Mecânica da PUC-MINAS, por meio de
análise fotoelástica.
4.1 Construção do modelo fotoelástico
Para a realização deste experimento, foi confeccionado um modelo padrão de
uma hemimandíbula, obtida a partir da reprodução de uma mandíbula de um crânio
humano em material plástico, usado com finalidade didática e próximo da escala 1:1.
Esta hemimandíbula, representativa de um arco edêntulo atrófico, foi reproduzida
com silicone 920 (cor azul, uso industrial, data de fabricação 24/02/2010, Casa da
Resina, Belo Horizonte, Minas Gerais, Brasil), catalisador 503 (uso industrial,
fabricado em 24/02/2010, Casa da Resina, Belo Horizonte, Minas Gerais, Brasil) na
proporção de 100g de silicone para 3,0 mL de catalisador (FIG. 1). O molde foi
preenchido com resina acrílica de polimerização química JET, na cor transparente
(Clássico, São Paulo, Brasil). Foram confeccionadas quatro peças anatômicas
similares (FIG. 2).
Figura 1: Silicone industrial e catalizador
29
Figura 2: Peça anatômica em resina acrílica
Cada peça anatômica foi previamente medida com régua e paquímetro para a
demarcação de uma área a ser perfurada na região do primeiro molar inferior (FIG. 3
e FIG. 4). Em seguida, as hemimandíbulas foram perfuradas na área demarcada,
com o auxílio de um micromotor Beltec lb 100 (Beltec Indústria e Comércio de
Equipamentos Odontológicos Ltda, Araraquara, Brasil) e uma fresa cilíndrica (Fresa
Maxicut de corte liso, grosso, número 79, Edenta, Áustria), acoplada a um
paralelômetro (BioArt, São Carlos, SP, Brasil) para garantir um paralelismo
adequado e equivalente aos outros modelos (FIG. 5). No caso dos implantes
angulados, foi utilizado um transferidor de ângulo para determinação da inclinação
correta que se pretendia, procurando desta forma a similaridade com a situação
clínica. Os implantes foram instalados nos respectivos modelos de acordo com os
grupos, e fixados com cera utilidade. As perfurações realizadas respeitaram as
medidas pré-estabelecidas dos implantes.
30
Figura 3: Peça anatômica com paquímetro
Figura 4: Peça anatômica com régua
31
Figura 5: Peça anatômica com paralelizador
Os quatro modelos foram divididos em quatro grupos distintos para
posteriores análises e comparações: Grupo 1: hemimandíbula com implante 3,75 x 9
mm e pilar cilindro reto. Grupo 2: hemimandíbula com implante 3,75 x 9 mm e pilar
com inclinação de 17 graus. Grupo 3: hemimandíbula com implante 3,75 x 13 mm e
pilar cilindro reto. Grupo 4: hemimandíbula com implante 3,75 x 13 mm e pilar com
inclinação de 17 graus.
Os implantes utilizados foram da marca Neodent® (Neodent, Curitiba, PR,
Brasil), de conexão externa hexagonal com diâmetro 3,75 mm e plataforma protética
4.1, variando o comprimento de 9 mm e 13 mm. Sobre estes implantes foram
aparafusados componentes protéticos cilíndricos da marca Neodent® (Neodent,
Curitiba, PR, BR), sendo dois retos e dois angulados (17 graus), conforme descrição
dos grupos (FIG. 6).
32
Figura 6: Peça anatômica com implante e componente protético fixados
Para os grupos 1 e 3, que receberam um pilar cilíndrico reto, foram
confeccionadas três coroas totais, com os seguintes materiais: liga de Ni-Cr
(Wironia, Bego, Alemanha) módulo de elasticidade de 200 Gpa (informação do
fabricante); cerômero (VMLC Vita Zhanfabrik, Alemanha) módulo de elasticidade de
4,50 GPa (informação do fabricante); cerâmica (Vita VM13, Zanhfabrik, Alemanha)
módulo de elasticidade de 58 Gpa (informação do fabricante).
Da mesma forma, para os grupos 2 e 4, que receberam um pilar angulado (17
graus), foram confeccionadas também três coroas totais com os mesmos materiais.
Todas as coroas foram obtidas a partir de um enceramento que serviu como
matriz para reprodução e padronização do volume de material das coroas.
Nos quatro modelos de hemimandíbula, os implantes foram posicionados e
previamente acoplados aos seus componentes protéticos, de acordo com os grupos
experimentais. Estes foram fixados em suas posições com cera utilidade, e sobre
eles foram colocadas as coroas tanto para os componentes retos quanto para os
angulados (FIG. 7). Com as quatro hemimandíbulas assim preparadas, passou-se a
reproduzí-las com o silicone industrial, como usado anteriormente. As
hemimandíbulas foram acondicionadas em um recipiente de 95 x 12 x 20 mm, que
serviu de contenção para o silicone industrial, como anteriormente utilizado (FIG. 8 e
FIG. 9). Este molde obtido foi preenchido com resina fotoelástica (resina epóxi
flexível G3, Polipox, São Paulo, SP, Brasil), proporcionada volumetricamente em
2,5 partes de resina para 1 parte de endurecedor. Os modelos fotoelásticos foram
33
observados quanto à presença de bolhas internas. Havendo a presença de bolhas, o
modelo era descartado, pois estas inviabilizam o teste fotoelástico já que
representarão um ponto de concentração de tensões, prejudicando a propagação de
franjas. Verificou-se também, antes da aplicação das forças, por meio do
polariscópio (confeccionado por José Luiz Silva Ribeiro, mestrando em Engenharia
Mecânica, na oficina de mecânica do Instituto Politécnico da Pontifícia Universidade
Católica de Minas Gerais), se o modelo estava livre de tensões residuais (FIG. 10).
Quando observada a tensão, o modelo foi colocado em estufa a cinquenta graus
celsius por dez minutos, para eliminação dessas tensões, evitando interferências no
resultado. De acordo com Oliveira (2005), a resina fotoelástica exibe adequadas
propriedades fotoelásticas, desde que esteja livre de tensões residuais,
possibilitando a aplicação de cargas e a visualização de um grande número de
franjas, constituindo um material com boas aplicações para experimentos na área da
odontologia.
Figura 7: Peças anatômicas com as respectivas coroas
34
Figura 8: Modelos acondicionados no recipiente
Figura 9: Colocação do silicone industrial
Figura 10: Modelo livre de tensões residuais
35
4.2 Teste fotoelástico
Para a aplicação de força sobre o modelo fotoelástico construído, optou-se
por reproduzir a superfície oclusal de um dente no qual é possível obter contatos
antagônicos em similaridade à condição bucal. Esta superfície oclusal foi obtida
com resina acrílica vermelha (Duralay, Reliance Dental Mfg Co.Worth, IL, USA),
pela técnica do pincel sobre a superfície oclusal das coroas do modelo fotoelástico.
Com o auxílio de um filme de papel carbono AccuFilm II (Parkell, Nova Iorque,
Estados Unidos), os contatos das duas superfícies foram determinados em três
pontos. Procurou-se desta forma reproduzir ou, pelo menos, aproximar-se da função
mastigatória (FIG. 11, FIG.12 e FIG.13).
Figura 11: Reprodução da superfície oclusal
36
Figura 12: Teste de compatibilidade da superfície oclusal
Figura 13: Após a verificação de contatos oclusais com o papel carbono
Esta superfície antagônica em resina acrílica vermelha foi incluída em
revestimento odontológico fosfatado Bellavest SH(Bego Herbst Gmb H&Co.,
Bremen, Alemanha) e submetido ao processo de fundição odontológica por cera
perdida. O metal utilizado foi uma liga de Ni-Cr (Bego Herbst Gmb H&Co., Bremen,
Alemanha). Obteve-se assim, um dispositivo metálico utilizado como antagonista
que, acoplado à haste superior de uma célula de carga (Kratos modelo 1 número de
série 8IJ7984) e indicador digital do tipo dinamômetro (Kratos Modelo IE-1000,
número de série 3530, ano de fabricação 05/2004), foi utilizado em todos os testes
de aplicação de força sobre o modelo fotoelástico. O mesmo dispositivo serviu para
37
todos os ensaios, devido ao fato de que todas as coroas utilizadas neste
experimento foram obtidos de um mesmo padrão (FIG. 14).
Figura 14: Dispositivo para aplicação de carga
A força aplicada foi de 100 N (Sahin et al., 2002) dividido pelos três pontos (A:
33,3 N; B: 33,3 N; C: 33,3 N). O direcionamento de aplicação da força foi
perpendicular à superfície oclusal das coroas no modelo fotoelástico. Foi utilizado
um polariscópio (confeccionado por José Luiz Silva Ribeiro, mestrando em
Engenharia Mecânica, na oficina do Instituto Politécnico da Pontifícia Universidade
Católica de Minas Gerais), adaptado a um projetor com lâmpadas de filamento de
tungstênio de 300 W, halógenas, formato de palito, tipo HA 300 da Philips, o que
permitiu uma fonte de luz branca, de alta intensidade, com fluxo luminoso de 5.100
lúmens (FIG. 15). Não foi necessário o uso de reatores ou outros acessórios além
dos suportes das lâmpadas e da fiação. Os suportes posicionaram as lâmpadas e a
fiação para a obtenção das imagens fotoelásticas. A utilização do polariscópio na
análise de tensões permite uma visualização da distribuição das tensões no modelo
em estudo. As franjas luminosas foram consequência da passagem da luz
polarizada através do material fotoelástico.
38
Figura 15: Fonte de luz (A); filtro polarizador (B); célula de carga (C); leitor da célula de carga (D);
dispositivo de aplicação da carga (E); recipiente com óleo mineral (F); filtro analisador (G); máquina
fotográfica (H).
O modelo fotoelástico foi mergulhado em um dispositivo em acrílico
transparente, construído para este experimento, contendo óleo mineral puro para
melhorar a visualização das franjas. As imagens fotoelásticas foram obtidas pelo
acoplamento de uma máquina fotográfica digital RebelXTi (Canon, Tóquio, Japão),
regulada no modo automático, para registrar as imagens para posterior análise das
franjas nos quatro modelos fotoelásticos.
A aplicação da força de 100 N sobre o modelo fotoelástico ocorreu da
seguinte maneira: nos quatro grupos experimentais, a força foi aplicada com contato
direto da superfície do dispositivo antagonista com a superfície oclusal da coroa no
modelo fotoelástico. Em primeiro lugar, obtiveram-se as imagens fotoelásticas com a
coroa metálica posicionada nos modelos, de acordo com os grupos experimentais.
Em seguida, com a coroa de cerâmica e, na sequência, com a coroa de cerômero.
As imagens assim obtidas foram devidamente identificadas e armazenadas em
arquivo eletrônico para posterior análise.
A B C
D
E
F G H
D
39
4.3 Análise fotoelástica
As imagens foram analisadas qualitativamente quanto à direção de
propagação e à concentração das mesmas, adotando como critério que, quanto
maior o número de franjas, maior a magnitude da tensão. Quanto mais próximas
estiverem, maior a concentração da tensão (FIG. 16).
Figura 16: Passagem de ordem de franja em luz branca. Fonte: Matthys (1997)
Como o modelo da hemimandíbula possui diferentes espessuras na região peri-
implantar, há o risco da tensão verificada em um determinado ponto não ter a
mesma intensidade em relação à outra região, mesmo a ordem de franja sendo a
mesma, já que a espessura é inversamente proporcional à tensão.
A equação considerada como básica na fotoelasticidade pode ser escrita
desta forma:
Onde:
• σ1 e σ2 = tensões principais
• N = ordem de franja
• h = espessura do modelo
40
• fσ = λ / K0 = fator de franja do material, onde λ = comprimento de onda e K0
= coeficiente de tensão ótica do material.
Ela permite quantificar a diferença entre as tensões principais σ1 - σ2, que por
sua vez, é igual ao dobro da tensão cisalhante máxima (τ), já que:
E, sendo assim:
, logo,
De forma simplificada, a fotoelasticidade bidimensional, para uma aplicação
básica, deve seguir os seguintes passos:
• Fabricação do modelo fotoelástico;
• Calibração do material fotoelástico;
• Captura da imagem digital;
• Determinação das ordens de franja.
A calibração do material fotoelástico é realizada por meio de um disco circular
sob a carga compressiva, onde o fator de franja (fσ) do material pode ser calculado,
pois a geometria do material é bem conhecida (FIG. 17 e FIG. 18).
Figura 17: Molde e peça para calibração. Fonte: Souza et al. (2005).
Fator de franja do material:
onde: D = diâmetro e P = carga aplicada.
41
Figura 18: Exemplo de peça submetida à compressão. Fonte: Souza et al. (2005).
Sendo assim, basta obter a relação P/N para encontrar o fator de franja do
material da seguinte forma:
• Observam-se as passagens de ordens de franja no centro do corpo de
prova correspondentes a N= 0; 1; 2; 3; ..., no campo escuro e N= 0,5; 1,5;
2,5; 3,5; ..., no campo claro. Anota-se a carga P correspondente a cada
passagem.
• Obtém-se assim uma tabela que originará os pontos do gráfico P versus
N.
• O valor de P/N é determinado traçando uma reta pelos vários pontos do
gráfico P versus N e calculando sua inclinação.
O fator de franja encontrado foi fσ = 0,21 N/mm2.
Foram estipulados pontos ao longo dos modelos e enumerados, para que
fosse possível obter a medida da espessura de cada ponto através de um
paquímetro. Estes pontos iniciam com o número 1 (região cervical distal) e
contornam todo o implante até chegar no último número correspondente à região
cervical mesial. Depois da realização do teste, foram observados os números de
ordem de franja para cada ponto e calculado o valor da tensão cisalhante desses
pontos (FIG. 19, FIG. 20, FIG. 21 e FIG 22).
42
Figura 19: Implante angulado longo
1 ( h= 8,60 mm) 4( h= 10,40 mm) 7(h=9,90mm)
2 ( h=10,40 mm) 5( h= 9 mm) 8(h=10mm)
3 ( h= 10,50 mm) 6( h=9mm) 9(h= 9,30mm)
Figura 20: Implante angulado curto
1 ( h= 9,25 mm) 4( h= 10 mm)
2 ( h=11 mm) 5( h= 9 mm)
3 ( h= 10,50 mm)
43
Figura 21: Implante reto longo
1 ( h= 10,30 mm) 4( h= 8 mm) 7 (h=9,15mm)
2 ( h=11,20 mm) 5( h= 7,80 mm) 8(h=9,70mm)
3 ( h= 10,40 mm) 6( h=8,20mm) 9(h= 9,10mm)
Figura 22: Implante reto curto
1 ( h=8,60 mm) 4( h= 8,40 mm) 7(h=7,55mm)
2 ( h=9,35 mm) 5( h= 8 mm)
3 ( h= 9,25 mm) 6( h=8,10mm)
Inicialmente, foram construídas tabelas que mostram, para cada ponto, a
espessura, o número de ordem de franja e a tensão cisalhante máxima. Depois
foram elaborados gráficos com a distribuição das tensões cisalhantes para cada
ponto dos modelos.
44
REFERÊNCIAS GERAIS
1. AGUIAR JR., F. A. Análise fotoelástica das tensões geradas por coroas
unitárias sobre implantes adjacentes na região post erior da mandíbula.
Efeito de sistemas de retenção e materiais de reves timento
estético .2009.108f. Dissertação (Mestrado em Reabilitação Oral) –
Faculdade de Odontologia de Ribeirão Preto, Universidade de São Paulo,
Ribeirão Preto, 2009.
2. ALMEIDA, C. A., GOMIDE, H. A. Desenvolvimento de um material
fotoelástico com multi-módulos de elasticidade . Anais do IV Congresso
Brasileiro de Engenharia Mecânica, p. 369-376, 1977.
3. ANUSAVICE, K. J. Materiais dentários . 10ª ed. Rio de Janeiro: Guanabara-
Koogan;1998.
4. ASSUNÇÃO, W. G. et al. Biomechanics studies in dentistry: bioengineering
applied in oral implantology. Journal of Cranio-Maxillofacial Surgery , , v.20,
n.4, p.1173-77, 2009.
5. BASSIT, R.; LINDSTROM, H.; RANGERT, B. In vivo registration of force
development with ceramic and acrylic resin occlusal materials on implant-
supported prostheses. The Int J Oral Maxillofac Implants , v.17, n.1, p.17-23,
2002.
6. BERGLUNDH, T.; PERSSON, L.; KLINGE, B. A systematic review of the
incidence of biological and technical complication in implant dentistry reported
in prospective longitudinal studies of at least 5 year. Journal of Clinical
Periodontology , v. 29 (Suppl. 3), n. 8, p. 197-212, 2002.
7. BERNARDES, S. R. et al. Photoelastic analysis of stress patterns from
different implant-abutment interfaces. Int Journal Oral Maxillofac Implants ,
v. 24, p. 781-789, 2009.
8. BRANEMARK, P. I. et al. Intraósseous anchorage of dental prosthesis. I.
Experimental studies. Scand J Plast Reconstr Surg , v.3, n.2, p.81-100,
1969.
9. BRODSKY, J. E.; CAPUTO, A. A.; FURSTMAN, L. L. Root typping: a
photoelastic-histopathologic correlation. Am J Orthod , v.67, n.1, p.1-10, 1975.
45
10. CAMPOS JR, A. et al. A fotoelasticidade na pesquisa odontológica.
Estomatol. Cult .,São Paulo, v.16, n.1, p.20-25, 1986.
11. ÇIFTÇI, Y.; CANAY, S. Stress distribution on the metal framework of the
implantsupported fixed prosthesis using different veneering materials. Int J
Prosthodont , v.14, n.5, p.406-411, 2001.
12. ÇIFTÇI, Y.; CANAY, S. The effect of veneering materials on stress distribution
in implantsupported fixed restorations. Int J Oral Maxillofac Implants , v.15,
p.571-82, 2000.
13. DEINES, D. N. Photoelastic stress analysis of natural teeth and three
osseointegrated implant designs. Int J Periodontics Restorative Dent, v.13,
n.6, p.540-549, 1993.
14. DUYCK, J. et al. Influence of prosthesis material on the loading of implants
that support a fixed partial prostesis: In vivo study. Clin Impl Dent Relat Res
v.2, n.2, p.100-109, 2000.
15. ELIAS, C.; MORAES, E.; MORAES, M. Análise de tensões por elementos
finitos em implantes osseointegrados: variação do material da coroa protética.
Revista Brasileira de Odontologia , v.59, n.2, p.128-132, 2002.
16. ERASLAN, O.; ÍNAN, O. The effect of thread design on stressdistribution in a
solid screw implant: a 3d finite element analysis. Clin Oral Invest , v.14, p.
411-416, 2010.
17. FEDERICK, D. R.; CAPUTO, A. A. Effects of overdenture retention designs
and implant orientations on load transfer characteristics. Journal of
Prosthetic Dentistry , v.76, n.6, p.624-632, 1996.
18. FERREIRA JR., A. Desenvolvimento de um sistema para análise
automática do padrão de franjas fotoelásticas isocr omáticas. [Tese de
Mestrado]. São Paulo: Universidade de São Paulo; 2003.
19. FRENCH, A. et al. Comparison of peri-implant stresses transmitted by four
commercially available osseointegrated implants. Int J Periodontics
Restorative Dent , v.9,n.3, p.221-230,1989.
20. GENG, J. P.; TAN, K. B. C.; LIU, G.R. Application of finite element analysis in
implant dentistry: a review of the literature. Journal of Prosthetic Dentistry ,
v.85, n.6, p.585-598, 2001.
21. GRACIS, C. E. et al. Shock-absorving behavior of five restorative materials
used on implants. Int J Prosth , v.9, n.4, p.282-291, 1991.
46
22. GLICKMAN, I. et al. Photoelastic analysis of internal stresses in by occlusal
forces. Journal of Clinical Periodontology , p. 30-35, 1970.
23. GOMIDE, H. A.; MARQUES, P. R. Modelos fotoelásticos para o ensino na
engenharia . XXI Congresso Brasileiro de Ensino de Engenharia COBENGE,
v.2, p. 614-623, 1993.
24. HARTMAN, G. A.; COCHRAN, D. L. Inicial implant position determines the
magnitude of crestal bone remodeling. Journal of Clinical Periodontology ,
v. 75, n. 4, p. 572-577, 2004.
25. HERMANN, J. S. et al. Influence of the size of the microgap on crestal bone
changes around titanium implants. A histometric evaluation of unloaded non-
submerged implants in the canine mandible. Journal of Clinical
Periodontology , v.72, n.10, p. 1372-1383, 2001.
26. HOBKIRK, J. A.; PSARROS, K. J. The influence of occlusal surface material
on peak masticatory forces using osseointegrated implant-supported
prostheses. Int J Oral Maxillofac Implants , v.7, n.3, p.345-52, 1992.
27. INAN, O.; KESIN, B. Evaluation of the effects of restorative materials used for
occlusal surfaces of implant-supported prostheses on force distribution.
Implant Dent , v.8, n.3, p.311, 1999.
28. KING, G. N. et al. Influence of the size of the microgap on crestal bone levels
in non-submerged dental implants: A radiographic study in the canine
mandible. Journal of Clinial Periodontology , v.73, n.10, p.1111-1117, 2002.
29. LAGANÁ, D. C. Estudo comparative do comportamento biomecânico das
próteses removíveis de extremidade livre e das prót eses parciais fixas
em cantilever. Análise fotoelástica das reações das estruturas de
suporte (Tese de Doutorado). São Paulo: Faculdade de Odontologia da
Universidade de São Paulo; 1992.
30. MARKARIAN, R. A. Biomecânica da transmissão de cargas a implantes
unitários emfunção dos materiais protéticos - análi se fotoelástica e
dinâmica (Dissertação de Mestrado). São Paulo: Faculdade de Odontologia
da Universidade de são Paulo;2005.
31. MARKARIAN, R. A. et al. Stress distribution after installation of fixed
frameworks with marginal gaps over angled and parallel implants: A
photoelastic analysis. J Prosthodont , v.16, n.2, p.117-122, 2007.
47
32. MATTHYS, D. R. ''Isochromatic Fringes'' , Marquette University Website,
(academic.mu.edu), resumo de aulas do Prof. Matthys, Marquette University
Physics Dept., Milwaukee, WI, USA, 1997.
33. MERICSKE-STERN, R. et al. In vivo force measurements on maxillary
implants supporting a fixed prosthesis or an overdenture: a pilot study.
Journal of Prosthetic Dentistry , v.84, n.5, p.535-547, 2000.
34. MEIRELLES, L. A. Análise fotoelástica da distribuição de tensões em
implantes cilíndricos rosqueados com hexágono exter no e interno . 2003.
64f. Dissertação (Mestrado em Prótese Dental) – Faculdade de Odontologia
de Piracicaba, Universidade Estadual de Campinas, Piracicaba, 2003.
35. MISCH, C. E. Progressive loading of bone with implant prostheses. J Dent
Symp, v.1, n.50, 1993.
36. MURPHI, W. M. et al. Stress in bone adjacent to dental implants. J Oral
rehabilitation , v.22, p.897-903, 1995.
37. Naert, I. et al. A six-year prosthodontic study of 509 consecutively inserted
implants for the treatment of partial edentulism. Journal of Prosthetic
Dentistry , v.67, n.2, p.236-245, 1992.
38. NEDIR, R. et al. Prosthetic complications with dental implants: from an up-to-
8-year experience in private practice. The International Journal of Oral &
Maxillofacial Implants , v. 21, n. 6, p.2006.
39. OGAWA, T. et al. Impact of implant number, distribution and prosthesis
material on loading on implants supporting fixed prostheses. Journal of oral
rehabilitation , v.37, p.525-531, 2010.
40. OLIVEIRA, E. Material e técnica para análise fotoelástica plana da
distribuição de tensões produzidas por implantes od ontológicos
(dissertação de mestrado), Universidade Federal de Uberlândia, 2003.
41. PAPAVASILIOU, G. et al. Three-dimensional finite element nalysis o stress-
distribution around single tooth implants as a function of bony support,
prosthesis type, and loading during function. Journal of Prosthetic Dentistry
, v.76, n.6, p.633-640, 1996.
42. PELLIZZER, E. P. et al. Photoelastic stress analysis in screwed and cemented
implant-supported dentures with external hexagon implants. Journal of
Cranio-Maxillofacial Surgery, v.21, n.4, p.1110-1113, 2010.
48
43. PELLIZZER, E. P. et al. Influence of implant angulation and abutment type on
stress distribution. Implant News , v.7, n.5, p.655-660, 2010.
44. QUARESMA, S. et al. A finite element analysis of two different dental
implants: stress distribution in the prosthesis,abutment, implant, and
supporting bone. Journal of Oral Implantology , v.34, n.1, 2008.
45. RABELO NETO, S. B. Efeito da ciclagem térmica nas propriedades
mecânicas de resinas indiretas. (Dissertação de Mestrado em Clínicas
Odontológicas), Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais, 2004.
46. RANGERT, B.; KROUGH, H.J.; LANGER, B. Bending overload and implant
fracture: a restropective clinical analysis. International Journal of Oral
Maxillofacial Implants , v.10, n.3, p.136-151, 1995.
47. ROTTER, B. E.; BLACKWELL, R.; DALTON, G. Testing progressive loading of
endostel implants with the Periotesr: a pilot study. Implant Dent , v.5, n.1,
p.28-32, 1996.
48. RUBO, J. H.; SOUZA, E. A. Finite element analysis of stress on dental implant
prosthesis. Clinical Implant Dentistry and Related Research , v.12, n.2,
2010.
49. SAHIN, S.; CEHRELI, M.C.; YALÇIN, E. The influence of functional forces on
the biomechanics of implant-supported prostheses – a review. Journal of
Dentistry , v. 30, p. 271-282, 2002.
50. SCHWARZ, M.S. Mechanical complications of dental implants. Clinical Oral
Implants Research . v. 11 (Suppl.), p. 156-158, 2000.
51. SENDYK, C.L. Distribuição de tensões nos implantes osseointegrad os -
Analise não linear em função do diâmetro do implant e e do material da
coroa protética [Tese de Doutorado]. São Paulo: Universidade de São Paulo;
1998.
52. SETHI , A. ; KAUS, T.; SOCHOR, P. The use of angulated abutments in
implant dentistry: five year clinical results of an ongoing prospective study.
International Journal of Oral Maxillofacial Implants , v.15, p.801-810, 2000.
53. SKALAK R. Biomechanical considerations in osseointegrated prostheses.
Journal of Prosthetic Dentistry, v.49, n.6, p.843-848, 1983.
54. SOUMEIRE, J.; DEJOU, J. Shock absorbability of various restorative materials
used on implants. J Oral Rehabil , v.26, p.394-401, 1999.
49
55. STEGAROIU, R. et al. Influence of prosthesis material on stress distribution in
bone and implant: a 3-d dimensional finite element analysis. International
Journal of Oral Maxillofacial Implants , v.13, p.781-790, 1998.
56. STEGAROIU, R. et al. Influence of superstruture materials on strain around on
implant under 2 loading condition: a technical investigation. International
Journal of Oral Maxillofacial Implants , v.19, n.5, p.735-42, 2004.
57. UEDA, C. et al. Photoelastic analysis of stress distribution on parallel and
angled implants after installation of fixed prostheses. Pesquisa
Odontológica Brasileira v.18, n.1, p.45-52, 2004.
58. ULBRICH, N. L. et al. Estudo da distribuição das tensões no sistema de
implantes IMZ nos três elementos intramóveis com cargas verticais. Revista
Brasileira de Prótese Clínica, v.11, p.37-42, 2000.
50
APÊNDICE A – ARTIGO ( Tensões geradas em prótese sobre implante com diferentes
materiais restauradores: estudo fotoelástico).
(Stress generated in the prosthesis on implants with different restorative materials:
photoelastic study).
RESUMO
Em tratamentos reabilitadores protéticos implantossuportados, pode-se optar por
diferentes tipos de materiais de cobertura oclusal. Estes se diferem quanto ao módulo de
elasticidade e resiliência, refletindo na absorção de impacto. O tipo de material pode ter
influência na magnitude das tensões geradas durante a função mastigatória. Em consulta à
literatura pertinente, observa-se que esta questão não é consensual. O objetivo deste estudo
foi avaliar as tensões geradas em prótese unitária sobre implante com diferentes tipos de
materiais de superfície oclusal, diferente tamanho e angulação do implante, por meio da
análise fotoelástica, no intuito de esclarecer qual material seria mais indicado para esta
modalidade de tratamento. Foram confeccionados quatro modelos padrões de uma
hemimandíbula, em resina fotoelástica, representativa de um arco edêntulo atrófico e
divididos em quatro grupos distintos variando comprimento do implante, material de
cobertura oclusal (liga Ni-Cr, cerômero e porcelana) e angulação do implante. Foi aplicada
uma força de 100 N perpendicular à superfície oclusal das coroas. Utilizou-se uma máquina
fotográfica acoplada a um polariscópio para observação das franjas no modelo fotoelástico e
posterior análise. Em todos os modelos verificou-se uma concentração de tensão no ápice e
região cervical do implante e uma variação de tensões em função do material protético de
cobertura oclusal e angulação do implante.
Palavras chave: Implantes osseointegrados, análise fotoelástica, materiais oclusais, prótese
implantossurpotada, biomecânica.
ABSTRACT
In supported implant prosthetic rehabilitation treatments, you can choose different
types of materials for occlusal coverage.These will differ in the elasticity and resilience,
reflecting the impact absorption. The type of material can have influence on the magnitude of
51
stresses generated during chewing. In consultation with the relevant literature, it is noted that
this issue is not consensual. The aim of this study is to evaluate the stresses generated in
prosthodontic implant on different types of occlusal surface material by means of photoelastic
analysis, to clarify what material would be more suitable for this treatment modality. We
made four standard models of a hemimandible in photoelastic, representing an atrophic
edentulous arch and divided into four groups varying length of the implant, occlusal covering
material (Ni-Cr, ceromer porcelain) and angulation of the implant. It was a force of 100 N
perpendicular to the occlusal surface of crowns. We used a camera attached to a polariscope
to observe the fringes in the photoelastic model and further analysis. In all models there was a
stress concentration at the apex and neck of the implant and a range of voltages depending on
the material covering the occlusal and prosthetic implant angulation.
Keywords: Osseointegrated implants, photoelastic analysis, oclusal materials, supported
implant prosthesis, biomechanics.
52
INTRODUÇÃO
Uma das consequências de uma sobrecarga no implante seria inicialmente uma
reabsorção, que poderia gerar ou contribuir para fraturas de componentes de implantes1. A
tensão e a deformação desenvolvidas pelas cargas oclusais são frequentemente descritas e
associadas às perdas ósseas em torno dos implantes, parafusos frouxos e fraturados, fratura de
implantes e do material restaurador 2-4.
Como o implante se difere do dente natural pela ausência do ligamento periodontal, o
comportamento biomecânico também é diferente. O tipo de material pode ter influência na
magnitude das tensões geradas durante a função mastigatória. Em consulta à literatura
pertinente, observa-se que este fato não é consensual.
Os autores5 constataram, após análise pelo método de Elemento Finito, variações de
tensões geradas pela carga mastigatória em função do material de revestimento das próteses
sobre os implantes osseointegrados.
A análise fotoelástica é amplamente consagrada nos estudos de transmissão de forças
no meio odontológico e vem sendo utilizada com frequência em pesquisas de transmissão de
forças ao redor de dentes naturais pilares de próteses fixas e removíveis6-7 ou ao redor de
implantes osseointegrados sob sobredentaduras8.
Há diferentes tipos de materiais de superfície oclusal que podem ser utilizados em
prótese sobre implante. Estes se diferem quanto à rigidez e ao módulo de elasticidade,
podendo influenciar na magnitude das tensões geradas durante a função mastigatória. Em
consulta à literatura pertinente, observa-se que não é consensual esta influência do material de
cobertura oclusal de uma prótese fixa unitária implantossuportada.
O objetivo deste estudo foi avaliar as tensões geradas em prótese unitária sobre
implante com diferentes tipos de materiais de superfície oclusal. A metodologia utilizada foi
análise fotoelástica, com o intuito de esclarecer qual material é mais indicado para esta
modalidade de tratamento, já que na literatura, esta questão não é consensual.
53
REVISÃO DE LITERATURA
O princípio básico da fotoelasticidade baseia-se no surgimento de faixas coloridas
correspondentes à concentração de tensões, denominadas franjas ou bandas, em determinados
materiais transparentes que, quando submetidos a tensões e iluminados por luz polarizada,
podem ser analisados qualitativa e quantitativamente9. Quanto maior o número de franjas,
maior a intensidade de tensão, e quanto mais próximas as franjas umas das outras, maior a
concentração desta tensão10-11.
Em estudo in vitro,12 foi demonstrado que, utilizando cargas de impacto nas coroas
sobre implantes com diferentes materiais protéticos, estas apresentam um comportamento
diferente nas forças transmitidas aos implantes. Observou neste estudo uma redução
significativa do impacto quando foi utilizada a resina acrílica, comparado à porcelana ou à
liga de ouro. Sugeriu que a cobertura oclusal de próteses sobre implantes deveria ser feita com
materiais menos rígidos do que a porcelana e o metal, como uma resina acrílica, por exemplo.
Outros autores13 utilizaram cinco materiais diferentes (liga de ouro, liga nobre para
metalocerâmica, porcelana, resina fotoativada, resina polimerizada por calor e pressão), como
cobertura oclusal de uma prótese sobre implante unitário. Verificaram que as duas resinas
reduziram as forças de impacto em 50% quando comparadas à porcelana ou às ligas
metálicas. Porém, em outro estudo14, não foram encontradas diferenças significativas nas
forças mastigatórias, tampouco no padrão de mastigação em função da diferenciação do
material de cobertura oclusal. Alguns autores15 afirmam que o uso de porcelana como
revestimento oclusal é recomendado por permitir uma maior longevidade, melhor estética e
menor índice de complicações clínicas, como fratura.
Foi proposto um modelo de carga progressiva na implantodontia16, apresentando um
protocolo para carregamento progressivo do implante que agrupava fatores como tempo,
dieta, material oclusal, oclusão e desenho da prótese. Segundo este protocolo, o intervalo de
tempo para a confecção da prótese era diretamente relacionado com a densidade óssea
observada no ato cirúrgico.
Utilizando-se do método fotoelástico, autores17 concluíram que as próteses sobre
implantes deveriam ser construídas com as coberturas oclusais metálicas ou em resina
composta fotoativada. Também com a fotoelasticidade, foi observada18 uma menor
concentração de tensões em implantes do tipo hexágono interno na região cervical, não
havendo diferenças significativas em outras regiões entre os tipos de conexão interna e
externa.
54
A influência da ciclagem térmica nas propriedades mecânicas de cinco marcas
comerciais de resinas de laboratório foi analisada19, concluindo que após a ciclagem térmica,
as resinas apresentaram um melhor comportamento mecânico, com melhor elasticidade e
plasticidade do que em todas as resinas analisadas.
Em um estudo20 comparativo com diferentes materiais de recobrimento oclusal de
próteses unitárias implantossuportadas. utilizando análise fotoelástica e dinâmica, concluiu-se
que materiais protéticos com menor rigidez não são capazes de amortecer forças transmitidas
a implantes unitários. Também por meio de análise fotoelástica, observaram 21que os
implantes angulados geram padrões de tensão oblíqua, que não são transferidas de forma
homogênea para o modelo fotoelástico.
Alguns autores22 aplicaram a fotoelasticidade para comparar a transmissão de forças
envolvidas na região peri-implantar submetidas a diferentes modelos de implantes, o
hexágono externo transmitiu a maior tensão.
Também pela fotoelasticidade, foi analisada23 a influência da angulação do implante e
o tipo de intermediário (Ucla e Esteticone) na distribuição das tensões em próteses
aparafusadas implantossuportadas. Os resultados mostraram o mesmo número de franjas para
os dois tipos de intermediários, sendo que as franjas aumentaram proporcionalmente à
angulação. Quando da aplicação da carga oblíqua, houve um maior número de franjas.
Utilizou-se de extensômetros para medir a força transferida a um implante após a aplicação
de um impacto in vivo e in vitro, sobre coroas com dois tipos de materiais de cobertura
oclusal, como resina acrílica e porcelana. Os autores24 afirmaram que o material oclusal não é
um fator que interfere na transmissão de forças aos implantes. Porém, em outro estudo 25, foi
observado que a resina composta não reduziu a força de impacto quando comparada à
porcelana, no entanto, o tempo para atingir o nível máximo de força foi maior na resina em
comparação à porcelana.
Por meio de extensômetros26 investigaram a influência dos materiais protéticos na
carga de implantes in vivo. Os resultados mostraram uma melhor distribuição de momentos de
força nas próteses metálicas em comparação com as acrílicas. Nenhuma alteração nas cargas
foi verificada. Em outro experimento27, em que materiais utilizados nas próteses foram resina
composta, resina acrílica e liga de ouro, foi concluído que os três materiais testados possuem
o mesmo comportamento quanto à tensão transmitida ao osso. Porém, por meio método de
Elemento Finito em 3D, autores28 concluíram que as propriedades físicas relativas dos
materiais possuem grande influência na distribuição de tensões em prótese fixa
implantossuportada.
55
MATERIAIS E MÉTODOS
Foi confeccionado um modelo padrão de uma hemimandíbula, obtida a partir da
reprodução de uma mandíbula de um crânio humano em material plástico, usado com
finalidade didática e próximo da escala 1:1. Esta hemimandíbula, representativa de um arco
edêntulo atrófico, foi reproduzida com silicone 920 (cor azul, uso industrial, data de
fabricação 24/02/2010, Casa da Resina, Belo Horizonte, Minas Gerais, Brasil), catalisador
503 (uso industrial, fabricado em 24/02/2010, Casa da Resina, Belo Horizonte, Minas Gerais,
Brasil) na proporção de 100g de silicone para 3,0 mL de catalisador. O molde foi preenchido
com resina acrílica de polimerização química JET, na cor transparente (Clássico, São Paulo,
Brasil). Foram confeccionadas quatro peças anatômicas similares.
Cada peça anatômica foi previamente medida com régua e paquímetro para a
demarcação de uma área a ser perfurada na região do primeiro molar inferior. Em seguida, as
hemimandíbulas foram perfuradas na área demarcada, com o auxílio de um micromotor
Beltec lb 100 (Beltec Indústria e Comércio de Equipamentos Odontológicos Ltda,
Araraquara, Brasil) e uma fresa cilíndrica (Fresa Maxicut de corte liso, grosso, número 79,
Edenta, Áustria), acoplada a um paralelômetro (BioArt, São Carlos, SP, Brasil) para garantir
um paralelismo adequado e equivalente aos outros modelos. No caso dos implantes
angulados, foi utilizado um transferidor de ângulo para determinação da inclinação correta
que se pretendia, procurando desta forma a similaridade com a situação clínica. Os implantes
foram instalados nos respectivos modelos de acordo com os grupos, e fixados com cera
utilidade. As perfurações realizadas respeitaram as medidas pré-estabelecidas dos implantes.
Os quatro modelos foram divididos em quatro grupos distintos para posteriores
análises e comparações: Grupo 1: hemimandíbula com implante 3,75 x 9 mm e pilar cilindro
reto. Grupo 2: hemimandíbula com implante 3,75 x 9 mm e pilar com inclinação de 17 graus.
Grupo 3: hemimandíbula com implante 3,75 x 13 mm e pilar cilindro reto. Grupo 4:
hemimandíbula com implante 3,75 x 13 mm e pilar com inclinação de 17 graus.
Os implantes utilizados foram da marca Neodent® (Neodent, Curitiba, PR, Brasil), de
conexão externa hexagonal com diâmetro 3,75 mm e plataforma protética 4.1, variando o
comprimento de 9 mm e 13 mm. Sobre estes implantes foram aparafusados componentes
protéticos cilíndricos da marca Neodent® (Neodent, Curitiba, PR, BR), sendo dois retos e dois
angulados (17 graus), conforme descrição dos grupos.
Para os grupos 1 e 3, que receberam um pilar cilíndrico reto, foram confeccionadas
três coroas totais, com os seguintes materiais: liga de Ni-Cr (Wironia, Bego, Alemanha)
56
módulo de elasticidade de 200 Gpa (informação do fabricante); cerômero (VMLC Vita
Zhanfabrik, Alemanha) módulo de elasticidade de 4500 MPa (informação do fabricante);
cerâmica (Vita VM13, Zanhfabrik, Alemanha) módulo de elasticidade de 58 Gpa
(informação do fabricante).
Da mesma forma, para os grupos 2 e 4, que receberam um pilar angulado (17 graus),
foram confeccionadas também três coroas totais com os mesmos materiais.
Todas as coroas foram obtidas a partir de um enceramento que serviu como matriz
para reprodução e padronização do volume de material das coroas.
Nos quatro modelos de hemimandíbula, os implantes foram posicionados e
previamente acoplados aos seus componentes protéticos, de acordo com os grupos
experimentais. Estes foram fixados em suas posições com cera utilidade, e sobre eles foram
colocadas as coroas tanto para os componentes retos quanto para os angulados. Com as quatro
hemimandíbulas assim preparadas, passou-se a reproduzí-las com o silicone industrial, como
usado anteriormente. As hemimandíbulas foram acondicionadas em um recipiente de 95 x 12
x 20 mm, que serviu de contenção para o silicone industrial, como anteriormente utilizado.
Este molde obtido foi preenchido com resina fotoelástica (resina epóxi flexível G3, Polipox,
São Paulo, SP, Brasil), proporcionada volumetricamente em 2,5 partes de resina para 1 parte
de endurecedor. Os modelos fotoelásticos foram observados quanto à presença de bolhas
internas. Havendo a presença de bolhas, o modelo era descartado, pois estas inviabilizam o
teste fotoelástico já que representarão um ponto de concentração de tensões, prejudicando a
propagação de franjas. Verificou-se também, antes da aplicação das forças, por meio do
polariscópio (confeccionado por José Luiz Silva Ribeiro, mestrando em Engenharia
Mecânica, na oficina de mecânica do Instituto Politécnico da Pontifícia Universidade Católica
de Minas Gerais), se o modelo estava livre de tensões residuais. Quando observada a tensão, o
modelo foi colocado em estufa a cinquenta graus celsius por dez minutos, para eliminação
dessas tensões, evitando interferências no resultado.
Para a aplicação de força sobre o modelo fotoelástico construído, optou-se por
reproduzir a superfície oclusal de um dente no qual é possível obter contatos antagônicos em
similaridade à condição bucal. Esta superfície oclusal foi obtida com resina acrílica vermelha
(Duralay, Reliance Dental Mfg Co.Worth, IL, USA), pela técnica do pincel sobre a
superfície oclusal das coroas do modelo fotoelástico. Com o auxílio de um filme de papel
carbono AccuFilm II (Parkell, Nova Iorque, Estados Unidos), os contatos das duas
57
superfícies foram determinados em três pontos. Procurou-se desta forma reproduzir ou, pelo
menos, aproximar-se da função mastigatória.
Esta superfície antagônica em resina acrílica vermelha foi incluída em revestimento
odontológico fosfatado Bellavest SH(Bego Herbst Gmb H&Co., Bremen, Alemanha) e
submetido ao processo de fundição odontológica por cera perdida. O metal utilizado foi uma
liga de Ni-Cr (Bego Herbst Gmb H&Co., Bremen, Alemanha). Obteve-se assim, um
dispositivo metálico utilizado como antagonista que, acoplado à haste superior de uma célula
de carga (Kratos modelo 1 número de série 8IJ7984) e indicador digital do tipo dinamômetro
(Kratos Modelo IE-1000, número de série 3530, ano de fabricação 05/2004), foi utilizado em
todos os testes de aplicação de força sobre o modelo fotoelástico. O mesmo dispositivo serviu
para todos os ensaios, devido ao fato de que todas as coroas utilizadas neste experimento
foram obtidos de um mesmo padrão
A força aplicada foi de 100 N 29 dividido pelos três pontos (A: 33,3 N; B: 33,3 N; C:
33,3 N). O direcionamento de aplicação da força foi perpendicular à superfície oclusal das
coroas no modelo fotoelástico. Foi utilizado um polariscópio (confeccionado por José Luiz
Silva Ribeiro, mestrando em Engenharia Mecânica, na oficina do Instituto Politécnico da
Pontifícia Universidade Católica de Minas Gerais), adaptado a um projetor com lâmpadas de
filamento de tungstênio de 300 W, halógenas, formato de palito, tipo HA 300 da Philips, o
que permitiu uma fonte de luz branca, de alta intensidade, com fluxo luminoso de 5.100
lúmens. Não foi necessário o uso de reatores ou outros acessórios além dos suportes das
lâmpadas e da fiação. Os suportes posicionaram as lâmpadas e a fiação para a obtenção das
imagens fotoelásticas.
O modelo fotoelástico foi mergulhado em um dispositivo em acrílico transparente,
construído para este experimento, contendo óleo mineral puro para melhorar a visualização
das franjas. As imagens fotoelásticas foram obtidas pelo acoplamento de uma máquina
fotográfica digital RebelXTi (Canon, Tóquio, Japão), regulada no modo automático, para
registrar as imagens para posterior análise das franjas nos quatro modelos fotoelásticos.
A aplicação da força de 100 N sobre o modelo fotoelástico ocorreu da seguinte maneira: nos
quatro grupos experimentais, a força foi aplicada com contato direto da superfície do
dispositivo antagonista com a superfície oclusal da coroa no modelo fotoelástico. Em primeiro
lugar, obtiveram-se as imagens fotoelásticas com a coroa metálica posicionada nos modelos,
de acordo com os grupos experimentais. Em seguida, com a coroa de cerâmica e, na
58
sequência, com a coroa de cerômero. As imagens assim obtidas foram devidamente
identificadas e armazenadas em arquivo eletrônico para posterior análise.
Foram estipulados pontos ao longo dos modelos e enumerados, para que fosse possível
obter a medida da espessura de cada ponto através de um paquímetro. Estes pontos iniciam
com o número 1 (região cervical distal) e contornam todo o implante até chegar ao último
número correspondente à região cervical mesial. Depois da realização do teste, foram
observados os números de ordem de franja para cada ponto e calculado o valor da tensão
cisalhante desses pontos
Inicialmente, foram construídas tabelas que mostram, para cada ponto, a espessura, o
número de ordem de franja e a tensão cisalhante máxima. Depois foram elaborados gráficos
com a distribuição das tensões cisalhantes para cada ponto dos modelos.
RESULTADOS
Nas figuras 1,2 e 3, podemos observar as franjas formadas nos modelos fotoelásticos
de coroas de cerômero, porcelana e metal respectivamente, usando o implante longo e
angulado. As maiores tensões foram observadas na região do ápice e cervical do implante. A
análise do gráfico1 mostra pouca diferença entre o material cerômero e porcelana, mostrando
nos pontos 1 e 5 uma igualdade nas tensões. Os pontos 1 e 5 correspondem respectivamente à
região cervical distal e ápice do implante. Não se observou no ponto 9 que corresponde à
região cervical mesial o mesmo comportamento com relação a estes materiais. Outra
observação interessante é que, para os pontos de 1 e 5, o comportamento entre a cerâmica e o
cerômero foram iguais , ligeiramente maiores para a porcelana ( 2,3 e 4). Para o metal os
valores de tensão obtidos foram na maioria dos pontos menores que os outros materiais. Já
para o pontos 8 e 9, correspondentes à região cervical mesial, o comportamento do metal foi
igual à da porcelana.
59
Figura 1: cerômero Figura 2: porcelana Figura 3: metal
Gráfico 1 : comparação dos valores das tensões cisalhantes.
Nas figuras 4,5 e 6, podemos observar as franjas formadas nos modelos fotoelásticos
de coroas de cerômero, porcelana e metal respectivamente, usando o implante curto e
angulado. As maiores tensões foram observadas na região do ápice e cervical do implante. A
análise do gráfico2 mostra pouca diferença entre o material cerômero e porcelana, mostrando
no ponto 5 uma igualdade nas tensões. O ponto 5 corresponde à região do ápice do implante.
A porcelana apresentou com um nível de tensão ligeiramente maior do que o cerômero nos
pontos 1 e 2( região distal), invertendo esta situação nos pontos 4 e 5 (região mesial). Para o
metal os valores de tensão obtidos foram menores que os outros materiais.
60
Figura 4: cerômero Figura 5: porcelana Figura 6: metal
l
Gráfico 2 : comparação dos valores das tensões cisalhantes
Nas figuras 7,8 e 9, podemos observar as franjas formadas nos modelos fotoelásticos
de coroas de cerômero, porcelana e metal respectivamente, usando o implante longo e retoAs
maiores tensões foram observadas na região do ápice e cervical do implante respectivamente.
No gráfico 3 para a porcelana e o cerômero foram observados níveis de tensões semelhantes
no ápice do implante (ponto 5) e região cervical mesial (pontos 8 e 9). A porcelana apresentou
com um nível de tensão ligeiramente menor na cervical do implante lado distal (ponto 1). Para
o metal, foi observado que em toda extensão da análise foram observadas níveis de tensões
menores em relação aos outros materiais analisados.
61
Figua 7: cerômero Figura 8: porcelana Figura 9: metal
Gráfico 3: comparação dos valores das tensões cisalhantes.
Nas figuras 10, 11 e 12, podemos observar as franjas formadas nos modelos
fotoelásticos de coroas de cerômero, porcelana e metal respectivamente, usando o implante
curto e reto no gráfico As maiores concentrações de tensões observadas estão nos pontos (4,
1 e 7), correspondentes à regiao do ápice do implante e cervical respectivamente. Foram
observados níveis semelhantes de tensões entre a porcelana e o cerômero na região do ápice
do implante (ponto 4). O cerômero apresentou na região cervical distal do implante (pontos 1
e 2) como o material que mais produziu tensões, em contrapartida,a porcelana apresentou na
região cervical distal (pontos 6 e 7) como o material que mais produziu tensões. O metal, na
quase totalidae das regiões observadas, produziu menores tensões quando comparado aos
outros dois materiais, tendo seu nível maior de tensão observado no ponto 7 (região cervical
mesial).
62
Figura 10: cerômero Figura 11: porcelana Figura 12: metal
Gráfico 4 : comparação dos valores das tensões cisalhantes.
DISCUSSÃO
A análise fotoelástica possui como característica marcante a obtenção de informações
diretas sobre as tensões geradas no modelo, em consequência de uma força aplicada 9-10-11.
Isto permitiu comparar padrões de tensões na região adjacente ao implante após a aplicação
de 100 N de força.
Neste estudo, optamos por construir um modelo fotoelástico atrófico de uma
hemimandíbula, com o intuito de simular situações mais próximas da clínica odontológica. A
técnica fotoelástica possibilita a aplicação em corpos com morfologia complexa9. Observamos
63
na literatura que a maioria dos estudos fotoelásticos 18,20-21-22- 23 não são fiéis quando
observamos os modelos fotoelásticos. Geralmente são retangulares, ou em forma de
mandíbula não atrófica, podendo camuflar alguma informação real.
Durante a confecção e ensaios com modelos fotoelásticos, alguns cuidados foram
observados para que não houvesse influência na qualidade do resultado. Estes cuidados
incluem manipulação do material, confecção dos modelos, não exceder o limite de
elasticidade da resina fotoelástica, o apoio preciso do modelo para aplicação da carga e a
ausência de tensões residuais prévias à análise9.
Depois da análise qualitativa dos resultados, um método simplificado para quantificar
as tensões foi executado, uma vez que o modelo fotoelástico, por ser atrófico, apresentava-se
com diferentes espessuras nos pontos de franjas analisados. Isto poderia comprometer a
análise dos resultados, tendo em vista que, na equação considerada básica na
fotoelasticidade10, as diferenças de tensões são inversamente proporcionais à espessura do
material fotoelástico.
Não há um consenso na literatura sobre qual tipo de material seria mais interessante de
ser utilizado para cobertura oclusal em prótese sobre implante unitária, em função das tensões
transmitidas à região peri-implantar. Para alguns autores14-15,17,20,27, não foram encontradas
diferenças significativas nas forças mastigatórias, nem no padrão de mastigação em função da
diferenciação do material de cobertura oclusal.
Por outro lado, vários autores12-13,26,28 obtiveram resultados que atestam que o tipo de
material de cobertura oclusal em prótese fixa sobre implante possui efeitos diferentes na
transmissão de tensões ao osso circunjacente ao implante. Neste quesito, estes estudos estão
de acordo com os resultados obtidos neste trabalho.
No presente estudo, foi obtido como resultado que, na maioria das situações, o
material porcelana obteve índices de transmissão de tensão bastante semelhantes ao do
cerômero, o que pode ser justificado por um estudo19 em que o autor avaliou a resistência a
compressão de resinas compostas indiretas antes e após a ciclagem térmica. Os gráficos de
tensão x deformação mostrados pelo autor demonstram que, antes da ciclagem térmica, a
resina mostrou uma curva pouco inclinada e com uma reta até o limite de proporcionalidade.
O ponto de fratura coincidiu com o limite elástico. Esta é uma característica biomecânica
semelhante a um comportamento biomecânico de uma porcelana. Tal fato demonstrou que o
cerômero, antes de se submeter a variações térmicas, possui propriedades resilientes
semelhantes à porcelana.
64
Foi proposto como solução para a transmissão de forças ao osso pelos implantes, o uso
de um carregamento progressivo, levando em consideração a qualidade óssea do local. Com
isso, poderíamos usar diferentes materiais de acordo com a qualidade óssea, a fim de
minimizar tensões excessivas, já que na cavidade bucal encontramos diferentes tipos de ossos.
Uma limitação do estudo foi quanto ao uso do material fotoelástico. A resina fotoelástica
poderia ter módulos de elasticidade semelhantes aos tipos de osso alveolar (cortical e
esponjoso). Assim, teríamos comportamentos mecânicos diferentes para características ósseas
diferentes.
A divergência dos resultados dos estudos quanto ao material de cobertura oclusal
poderia ser explicada também pelos diferentes materiais com diferentes fabricantes. Muitos
estudos não mencionaram, por exemplo, qual porcelana foi utilizada. Sabemos que hoje, na
odontologia, há diferentes marcas de porcelana com diferentes características de resistência.
Logo, não há uma padronização nos estudos quanto a este quesito, não podendo ter efeitos
comparativos com outros estudos. Tal fato também se aplica aos cerômeros e ligas metálicas.
Neste estudo, a coroa de metal obteve um comportamento de transmissão de tensões
menor do que a porcelana e o cerômero, sendo equivalente a outros estudos.
Outro fator que devemos considerar é o tempo de transmissão da tensão de cada
material em função da carga aplicada. A velocidade de transmissão da força dos materiais é
diferente, e o tempo necessário para atingir o pico de força também é diferente25. Em nosso
estudo, a análise foi feita para os diferentes modelos nos 100 N. Porém, com outras forças
poderíamos ter resultados diferentes.
Quanto à conexão do implante utilizado, a de componente interno tem efeitos
melhores para a região peri-implantar22. No presente estudo, utilizamos a hexagonal externa, o
que pode gerar resultados diferentes.
A forma de aplicação da força também foi uma particularidade no trabalho. Visando
estar mais próximo da realidade, foi confeccionado um dispositivo simulando um dente
antagonista, com pontos de contatos distribuídos, diferentemente de alguns trabalhos 22-23.
O que se percebe é que todos os estudos possuem vários elementos variáveis em suas
metodologias, que podem levar a conclusões diferentes. Portanto, não há consenso no que se
refere a este tema. Porém, os resultados dos estudos mostram que há uma concentração de
tensões predominantes na região cervical dos implantes e região apical, o que se confirma
com a literatura do ponto de vista qualitativo. As variações ocorrem quando a análise é
quantitativa.
65
Nos implantes retos, se compararmos o curto e o longo, não houve grandes diferenças
nas concentrações de tensão, como em alguns trabalhos 28. No presente estudo, utilizou-se
implantes de 9 mm e 13 mm de comprimento. Talvez, caso esta diferença de comprimento
dos implantes fosse maior, poderíamos obter resultados diferentes.
Se compararmos os resultados de implantes angulados com os retos no estudo,
podemos observar que os angulados causam um maior nível de tensão do que os retos, o que
está de acordo com alguns autores 23.
A geração de tensões na área peri-implantar de implantes odontológicos,
independentemente do modelo de análise, ainda necessita de maiores estudos. A sensibilidade
do método para detectar e localizar as tensões, bem como a padronização dos dados que
alimentam estes métodos, deveriam ser melhor estudados.
CONCLUSÕES
1. Foi observado em todos os modelos que os níveis maiores de tensão estavam
localizados no ápice e na região cervical dos implantes.
2. A variação de material de cobertura oclusal das próteses sobre implantes influencia na
transmissão de tensão ao osso adjacente ao implante, sendo a superfície metálica a que
apresentou a menor tensão
3. Não há um consenso na literatura sobre qual tipo de material de cobertura oclusal seria
mais indicado para amenizar as transmissões de tensões.
4. As próteses, quando instaladas sobre implantes angulados, geram maiores níveis de
tensão ao osso.
5. A diferença de comprimento dos implantes utilizados neste estudo não causou grandes
diferenças de tensão no osso.
6. A porcelana obteve índices de transmissão de tensão bastante semelhantes aos do
cerômero.
7. Este tema ainda precisa de mais estudos, independente do método de análise. Não há
uma padronização das metodologias utilizadas.
REFERÊNCIAS
1. RANGERT,B., et al. Bending overload and implant fracture: a restropective clinical
analysis. Int J Oral Maxillofacial Implants v10, n3: 136-151, 1995.
2. SCHWARZ, M.S. Mechanical complications of dental implants. Clinical Oral Implants
Research. v. 11 (Suppl.), p. 156-158, 2000.
66
3. BERGLUNDH, T.; PERSSON, L.; KLINGE, B. A systematic review of the incidence of
biological and technical complication in implant dentistry reported in prospective
longitudinal studies of at least 5 year. Journal of Clinical Periodontology, v. 29 (Suppl.
3), n. 8, p. 197-212. Aug, 2002.
4. NEDIR, R., et al. Prosthetic complications with dental implants: from an up-to-8-year
experience in private practice. The International Journal of Oral & Maxillofacial
Implants, v. 21, n. 6, p.20, 2006.
5. ÇIFTÇI Y, CANAY S. Stress distribution on the metal framework of the
implantsupported fixed prosthesis using different veneering materials. Int J Prosthodont
2001;14 (5):406-411.
6. DEINES DN et al. Photoelastic stress analysis of natural teeth and three osseointegrated
implant designs. Int J Periodontics Restorative Dent 1993; 13(6): 540-9.
7. UEDA C et al. Photoelastic analysis of stress distribution on parallel and angled implants
after installation of fixed prostheses. Pesqui Odontol Bras 2004;18(1):45-52.
8. FEDERICK DR, CAPUTO AA. Effects of overdenture retention designs and implant
orientations on load transfer characteristics. J Prosthet Dent 1996;76(6):624-32.
9. CAMPOS JR,A. et al. A fotoelasticidade na pesquisa odontológica. Estomatol. Cult.,São
Paulo, v.16,PT.1,n.1,p.20-25, 1986
10. FRENCH AA, et al. Comparison of peri-implant stresses transmitted by four
commercially available osseointegrated implants. Int J Periodontics Restorative Dent
1989;9(3):221-30
11. MATTHYS, D. R., 1997, ''Isochromatic Fringes'', Marquette University Website,
(academic.mu.edu), resumo de aulas do Prof. Matthys, Marquette University Physics
Dept., Milwaukee, WI, USA
12. SKALAK R. Biomechanical considerations in osseointegrated prostheses. J Prosthet Dent
1983; 49(6): 843-8.
13. GRACIS CE et al. Shock-absorving behavior of five restorative materials used on
implants. Int J Prosth, v.9, n.4, p.282-291, 1991
14. HOBKIRK JA, PSARROS KJ. The influence of occlusal surface material on peak
masticatory forces using osseointegrated implant-supported prostheses. Int J Oral
Maxillofac Implants 1992;7(3):345-52.
15. NAERT I, et al. A six-year prosthodontic study of 509 consecutively inserted implants
for the treatment of partial edentulism. J Prosthet Dent 1992;67(2):236-45.
67
16. MISCH CE. Progressive loading of bone with implant prostheses. J Dent Symp
1993;1:50-.
17. BASSIT R, LINDSTROM H, RANGERT B. In vivo registration of force development
with ceramic and acrylic resin occlusal materials on implant-supported prostheses. The
Int J Oral Maxillofac Implants 2002;17(1):17-23.
18. MEIRELLES, L. A. Análise fotoelástica da distribuição de tensões em implantes
cilíndricos rosqueados com hexágono externo e interno. 2003. 64f. Dissertação (Mestrado
em Prótese Dental) – Faculdade de Odontologia de Piracicaba, Universidade Estadual de
Campinas, Piracicaba, 2003.
19. RABELO NETO, S. B. Efeito da ciclagem térmica nas propriedades mecânicas de resinas
indiretas. ( Dissertação de Mestrado em Clínicas Odontológicas), Pontifícia Universidade
Católica de Minas Gerais, PUC-MINAS, 2004.
20. MARKARIAN RA. Biomecânica da transmissão de cargas a implantes unitários em
função dos materiais protéticos - análise fotoelástica e dinâmica [Dissertação
deMestrado]. São Paulo: Faculdade de Odontologia da Universidade de são Paulo; 2005
21. MARKARIAN,R.A. et al. Stress distribution after installation of fixed frameworks with
marginal gaps over angled and parallel implants: A photoelastic analysis. J Prosthodont,
Berlin,v.16, n.2, p.117-122,2007
22. BERNARDES, SR, et al.Photoelastic analysis of stress patterns from different implant-
abutment interfaces.Int Journal Oral Maxillofac Implants, v.24, 781-789, 2009.
23. PELLIZZER, E. P. et al. Influence of implant angulation and abutment type on stress
distribution. Implant News, v.7, n.5, p.655-660, 2010
24. RANGERT,B., KROUGH,H.J., LANGER,B.et al. Bending overload and implant
fracture: a restropective clinical analysis. Int J Oral Maxillofacial Implants 1995 v10, n3:
136-151.
25. SOUMEIRE J, DEJOU J. Shock absorbability of various restorative materials used on
implants. J Oral Rehabil 1999;26:394-401
26. DUYCK J et al. Influence of prosthesis material on the loading of implants that support a
fixed partial prostesis: In vivo study. Clin Impl Dent Relat Res 2000;2(2):100-9.
27. STEGAROIU R et al. Influence of superstruture materials on strain around on implant
under 2 loading condition: A technical investigation. Int J Oral Maxil Implants, v.19,
n.5,p.735-42, 2004.
28. RUBO, J.H . Finite element analysis of stress on dental implant prosthesis.Clinical
Implant Dentistry and Related Research,v.12, n.2,2010
68
29. SAHIN, S.; CEHRELI, M.C.; YALÇIN, E. The influence of functional forces on the
biomechanics of implant-supported prostheses – a review. Journal of Dentistry, v. 30, p.
271-282, 2002
69
APÊNDICE B – ARTIGO ( Análise fotoelástica na odontologia: revisão de literatura)
(Photoelastic analysis in dentistry: a review).
RESUMO
A técnica da fotoelasticidade tem sido utilizada com propriedade para estudo de
distribuições de tensões na área odontológica. Descoberta em 1816, a fotoelasticidade obteve
grandes avanços com o advento das resinas sintéticas na década de sessenta. O princípio
básico da fotoelasticidade baseia-se no surgimento de faixas coloridas correspondentes a
concentrações de tensões, denominadas franjas ou bandas, em determinados materiais
transparentes que, quando submetidos a tensões e iluminados por luz polarizada, podem ser
analisados qualitativa e quantitativamente. Baixo custo, relativa facilidade de execução da
técnica, fácil visualização e compreensão de resultados, credenciam a fotoelasticidade para ser
empregada nos estudos odontológicos. No entanto, faz-se necessário seguir alguns critérios
para confecção e análise do modelo fotoelástico para a credibilidade da pesquisa
Palavras chave: Análise fotoelástica. Implantes dentais. Prótese implantossuportada.
ABSTRACT
The photoelasticity technique has been used to study the property distributions of
stresses in the dental field. Discovered in 1816, the photoelasticity got great strideswith the
advent of synthetic resins in the sixties. The basic principle of photoelasticity is based
on the appearance of colored bands corresponding to stress concentrations,called fringes or
bands in certain transparentmaterials that, when subjected to tensionand
illuminated by polarized light can be analyzed qualitatively
and quantitatively. Lowcost, relative ease of the technique, easy visualization and
understanding of findings,certify the photoelasticity to be employed in dental studies. Howeve
r, it is necessary tofollow certain criteria for preparation and analysis of photoelastic
model for thecredibility of research.
Key words: Photoelastic analysis. Dental implants. Prosthesis implantossuportada.
70
INTRODUÇÃO
A expectativa de vida humana vem aumentando juntamente com os avanços dos
mecanismos preventivos e da moderna odontologia restauradora. Agregada a estes valores, a
bioengenharia contribui para este processo através da construção de raízes artificiais
confeccionadas a partir de um corpo metálico de titânio, os implantes dentais osseointegrados.
O revolucionário conceito de implantes osseointegrados1, orientou uma corrida às
pesquisas, e inúmeros estudos abordam desempenho desses dispositivos na recuperação dos
espaços protéticos2.
Pesquisadores, baseados em métodos como Elementos Finitos e análise fotoelástica,
que visam obter um resultado esclarecedor em suas pesquisas, buscam respostas para
comportamentos biomecânicos dos diferentes tipos de implantes e componentes protéticos
utilizados em reabilitação oral. Como resultado final, busca-se promover, cada vez mais, a
longevidade dos tratamentos reabilitadores e melhorar seu comportamento biomecânico na
cavidade bucal.
Todavia, as aplicações de métodos de Elementos Finitos exigem conhecimentos mais
profundos a respeito de modelos matemáticos e conhecimentos de softwares, podendo
dificultar a utilização e não ser aplicáveis em todos os casos2.
A técnica da fotoelasticidade tem sido utilizada com propriedade nas mais diferentes
áreas da engenharia, estudando a distribuição de esforços. Em conseqüência do baixo custo,
associado à facilidade técnica de execução dos testes e compreensão dos resultados, seu
emprego em odontologia tem sido cada vez maior.
Este artigo contemplará o método de análise fotoelástica, elucidando seus
mecanismos, suas vantagens e desvantagens, sua interpretação e seu papel benéfico para o
estudo de tensões na área reabilitadora odontológica.
REVISÃO DA LITERATURA
O fenômeno da fotoelasticidade foi descoberto por Sir David Brewster, em 1816,
quando em um vidro sob tensão observou faixas coloridas3. Este método teve grandes avanços
com o advento das resinas sintéticas nos anos 60. O princípio básico da fotoelasticidade
baseia-se no surgimento de faixas coloridas correspondente a concentração de tensões,
denominadas franjas ou bandas, em determinados materiais transparentes que, quando
submetidos a tensões e iluminados por luz polarizada, podem ser analisados qualitativa e
quantitativamente. A técnica possui como vantagem a possibilidade de visualização conjunta
de tensões internas nos corpos, sem necessidade de gráficos ou esquemas comuns a outras
71
técnicas, além da possibilidade de aplicação em corpos com morfologia complexa. São
exigidos que os modelos tenham uma reprodução fiel do original, além de estarem livre de
tensões previamente à análise.
A análise fotoelástica foi empregada em um estudo para avaliação da distribuição de
esforços no periodonto, ao redor de dentes molares inferiores com carga oclusal, quando os
mesmos eram considerados isoladamente ou como pilares de prótese fixa4.
O método fotoelástico foi definido como uma técnica capaz de transformar tensões
induzidas em um determinado interior de um corpo em padrões diferentes de luz denominados
franjas5. A concentração de tensões é diretamente proporcional ao número de franjas
formadas. Realizaram, para comprovação da eficiência do método fotoelástico, um estudo que
tinha como objetivo demonstrar a compatibilidade de dados clínicos e achados histológicos.
Foram instalados aparelhos ortodônticos em cães e gatos e nos respectivos modelos
fotoelásticos. Observou-se uma correlação positiva entre os achados histológicos dos
espécimes previamente preparados e os modelos fotoelásticos. Onde a visualização mostrou
forças de compressão e tração fotoelástica, encontravam-se, respectivamente, evidências de
estiramento e compressão de fibras periodontais. Nas áreas com altas concentrações de
tensões no modelo, surgiram áreas de hialinização no material histológico.
A fotoelasticidade é baseada na habilidade de certos materiais transparentes exibirem
padrões coloridos quando submetidos a cargas, que são visualizadas com luz polarizada. Os
padrões coloridos são chamados de franjas isocromáticas. Quanto maior o número de franjas,
maior a intensidade de tensão, Quanto mais próximas as franjas umas das outras, maior a
concentração de tensão6.
Foi introduzia a técnica da fotoelasticidade no ensino da engenharia, para análise de
tensões e deformações bi ou tridimensionais, de forma acessível e simples. O uso da
fotoelasticidade é particularmente útil em peças com formas geométricas complicadas e/ou
distribuição complexa de carga7.A condição para escolha dos materiais visa fidelizar ao
máximo o modelo mestre e não camuflar nenhum tipo de resultado8. Os materiais
fotoelásticos utilizados são normalmente resinas epóxi, curadas com aminas ou anidridos,
policarbonatos, tendo em vistas algumas propriedades, como alta constante óptica, baixo
módulo de elasticidade, resistência à tensão, boa resposta óptica, fácil obtenção,
transparência, ausência de manchas ópticas e de tensões residuais, baixo custo e
características que possibilitem sua utilização em modelos de superfícies irregulares.
Quando um modelo fotoelástico transparente é submetido a um estado de
tensão/deformação, a luz polarizada que o atravessa é examinada por um aparelho –
72
polariscópio – permitindo a obtenção das tensões através da interpretação dos parâmetros
ópticos observados. Se a luz comum for utilizada, os efeitos ópticos manifestam-se como
franjas coloridas. Com luz monocromática há uma série alternada de franjas brancas e pretas2
O polariscópio circular é composto por uma fonte que emite luz, um difusor de luz e quatro
filtros ópticos. Os filtros ópticos subdividem-se em: polarizador, dois filtros de um quarto de
onda e um filtro analisador. Um mecanismo de aplicação de forças também compõe o sistema
juntamente com um recipiente contendo óleo mineral.
Figura 1: Fonte de luz (A); filtro polarizador (B); célula de carga (C); leitor da célula de carga (D); dispositivo de
aplicação da carga (E); recipiente com óleo mineral (F); filtro analisador (G); máquina fotográfica (H).
O filtro polarizador tem como função selecionar as ondas de luz que vêm da lâmpada,
permitindo a passagem de impulsos com apenas planos de orientação. Sequencialmente, a luz
atravessa outro tipo de filtro (um quarto de onda), que possui efeito retardante da transmissão
da luz e torna a polarização circular. Ao passar pelo corpo de prova, se este estiver sofrendo
algum tipo de tensão, a luz pode sofrer mudanças na sua trajetória. Em seguida, a luz passa
pelo segundo filtro de um quarto de onda, que possui como característica a capacidade de
neutralizar a circularização da luz obtida pelo primeiro filtro de um quarto de onda, resultando
em uma luz linearmente polarizada. O último filtro analisador é responsável pela extinção da
luz9.
A
B
C
D
F
G E H
73
Figura 2 - Arranjo dos filtros e suas respectivas angulações, para um polarizador circular ajustado em campo
escuro - Adaptado de Ferreira Jr (2003).
Na configuração de campo claro, os filtros polarizadores são orientados
paralelamente, o que torna o fundo claro. Na configuração de campo escuro, o polarizador e o
analisador são angulados em 90º, o que extingue a transmissão da luz, tornando escuro o
fundo da imagem obtida. A metodologia de polarização circular difere da polarização linear
da luz, que não utiliza os filtros de um quarto de onda. A principal vantagem do polariscópio
circular é a eliminação das franjas isoclínicas (acinzentadas e negras), que se sobrepõem às
isocromáticas (coloridas), resultando em uma imagem mais clara e livre de interferências10.
O autor11 realizou um estudo que tinha como objetivo comparar, por análise
fotoelástica e dinâmica, a transmissão de forças através de cargas sobre diferentes materiais
oclusais protéticos de próteses unitárias implantossuportadas. Foi confeccionado um modelo
em resina fotoelástica com anatomia semelhante ao da região de pré-molares inferiores, com
um implante hexágono interno de 3,75 mm x 11,5 mm. Foram elaborados três tipos de
próteses com materiais de rigidez decrescente: metálica, resina composta e um disco de EVA
interposto com espessura de 2,5 mm. As tensões geradas com uma carga de 100N foram
observadas através de um polariscópio circular, de forma qualitativa, onde esta força foi
aplicada no sentido axial, de forma compressiva sobre cada tipo de prótese. Os três tipos de
próteses apresentaram resultados similares no que diz respeito à intensidade e localização de
tensões. A análise dinâmica mostrou que, quando aplicada uma força de 100N, o implante a
recebe instantaneamente. Foi concluído que materiais protéticos com menor rigidez não são
74
capazes de amortecer forças transmitidas a implantes unitários, ou até mesmo de retardar sua
transmissão pelo tempo.
Também através da técnica fotoelástica, verificou qualitativa e quantitativamente o
comportamento biomecânico de coroas unitárias sobre implantes de plataforma tipo hexágono
interno com pilar UCLA. Foram confeccionadas coroas parafusadas e cimentadas simulando a
reabilitação da área posterior da mandíbula com e sem a presença de elemento distal aos
implantes. A liga metálica da infra-estrutura, (NI-Cr-TI) ou (Ni-Cr), e o tipo de material
estético também foram analisados. Foram confeccionados modelos fotoelásticos simulando
espaço protético com ausência de segundo pré-molar e de primeiro molar, reabilitado com
coroas sobre implantes. Três modelos de aplicação de carga foram utilizados para produzir
quatro diferentes condições de carregamento na superfície oclusal das coroas: 1 – puntiforme:
obtido com uma ponta simples para carregamento no pré-molar ou no molar com 5 kgf; 2 –
puntiforme simultânea: obtida por uma ponta dupla para carregamento das duas coroas ao
mesmo tempo com 10 kgf; 3 – oclusal distribuído: obtido com uma ponta que simulou a
oclusão antagonista com 10 kgf em relação à comparação do material de revestimento das
coroas. Concluiu que coroas revestidas em resina, de modo geral, geraram maior concentração
de tensões em torno dos implantes quando comparadas às coras revestidas em cerâmicas12.
Através de um artigo sobre métodos utilizados para avaliar o comportamento biomecânico de
implantes, foi destacado que a análise fotoelástica de tensões tem sido usada efetivamente na
engenharia e na indústria há muitos anos13. O método foi introduzido na odontologia em
1935, quando avaliou diferentes tipos de movimentação ortodôntica. Oferece boas
informações qualitativas de concentração e localização de tensões em estruturas de diferentes
geometrias, porém possui algumas limitações quanto a dados quantitativos.
Aplicando gradualmente uma carga, as áreas mais tensionadas começarão a apresentar
uma coloração, na sequência: cinza, branco, amarelo, laranja, vermelho, violeta e azul, sendo
aí encontrada a primeira franja, N =114. Este ponto é chamado de tonalidade de passagem, que
é a transição do violeta para o azul para esta primeira franja, sendo que, nas demais franjas,
dará-se do vermelho para o verde. A seguir tem-se: azul acentuado, azul esverdeado, amarelo
esverdeado, laranja, rosa, vermelho e verde, onde tem-se a segunda franja. Continuando-se na
aplicação de carga, o ciclo de cores das franjas será repetido, mas não serão exatamente as
mesmas cores do primeiro ciclo, pois ocorrerá a extinção simultânea de duas ou mais cores.
75
Figura 16: Passagem de ordem de franja em luz branca. Fonte: Matthys (1997)
A técnica fotoelástica possui algumas limitações. Esta, principalmente por ser uma
técnica indireta, exige um alto grau de fidelidade e preparo do modelo original, sobretudo
quando se quer analisar quantitativamente as tensões. De acordo com a autora15, faz-se
importante conhecer o limite de elasticidade do material do modelo para não ultrapassá-lo e
comprometer a pesquisa.
DISCUSSÃO
A odontologia e suas vertentes, no que diz respeito a novas técnicas, novos materiais,
vêm caminhando a passos largos, e é necessária a evidência científica para atestar essas
novidades.
No campo do estudo de tensões induzidas por forças externas na boca, o método de
análise fotoelástica apresenta-se como uma alternativa eficaz, devido a sua facilidade técnica,
bons resultados e baixo custo, se comparado a outros métodos de pesquisa2. Por outro lado, é
argumentado que o método fotoelástico é crítico e de difícil execução, exigindo do
pesquisador elaboração de modelos precisos e padronizados com relação às suas dimensões15.
Do ponto de vista odontológico, a construção de modelos precisos não é um impedimento
real. Construir modelos precisos é mais assimilável pela odontologia do que trabalhar
modelos e conceitos matemáticos de outros tipos de análise.
O método de Elementos Finitos, por exemplo, já exige um grau maior de
complexidade, com aquisição de softwares especializados e modelos matemáticos,
envolvendo um maior tempo na pesquisa e elevando o custo do trabalho.
Certos critérios devem ser seguidos para a utilização da técnica fotoelástica no que se
refere ao tipo de material. É consenso na literatura que o material deve apresentar
propriedades técnicas capazes de, com um auxílio da luz polarizada, sob tensão, manifestar as
propriedades ópticas, não mascarando ou simulando um resultado falso do teste.
76
Na odontologia, trabalhamos com formas geométricas irregulares, muitas vezes
difíceis de serem reprodutíveis em outros métodos. A fotoelasticidade permite atribuir aos
testes experimentais uma conformidade e similaridade dessas formas, atestando a
originalidade e credibilidade do trabalho. Porém, faz-se necessário uma adequada
manipulação do material, o conhecimento deste material a ser utilizado e, principalmente, o
seu limite elástico, para não comprometer o estudo a ser feito.
CONCLUSÕES
1 - A análise fotoelástica já vem sendo utilizada há muitos anos no campo da engenharia com
comprovada eficácia, podendo também contribuir na área odontológica.
2 - É uma técnica de baixo custo, acessível, que permite boa leitura de resultados, o que
justifica seu uso rotineiro nas pesquisas odontológicas.
3 - É utilizada principalmente para avaliar direções e níveis de tensões obtidas quando um
corpo é submetido a uma carga.
4 - Faz-se necessário seguir critérios para confecção e análise do modelo para a credibilidade
da pesquisa.
REFERÊNCIAS
1. Branemark PI et al. Intraósseous anchorage of dental prosthesis. I. Experimental
studies. Scand J Plast Reconstr Surg 1969;3(2):81-100
2. OLIVEIRA, E. Material e técnica para análise fotoelástica plana da distribuição de
tensões produzidas por implantes odontológicos (dissertação de mestrado),
Universidade Federal de Uberlândia, 2003
3. CAMPOS JR,A. et al. A fotoelasticidade na pesquisa odontológica. Estomatol.
Cult.,São Paulo, v.16,PT.1,n.1,p.20-25, 1986Aguiar junior, F. A. Análise fotoelástica
da tensões geradas por coroas unitárias sobre implantes adjacentes na região posterior
da mandíbula. Efeito de sistemas de retenção e materiais de revestimento estético.
2009.108f. Dissertação (Mestrado em reabilitação oral) – faculdade de odontologia de
Ribeirão Preto, universidade de São Paulo, Ribeirão Preto, 2009
4. GLICKMAN, I. et al. Photoelastic analysis of internal stresses in by Occlusal Forces.
J. Periodont., p. 30-35, 1970.
77
5. BRODSKY, J. E.; CAPUTO, A. A.; FURSTMAN, L. L. Root typping: a photoelastic-
histopathologic correlation. Am J Orthod, St. Louis, v.67, n.1, p.1-10, 1975.
6. FRENCH AA, et al. Comparison of peri-implant stresses transmitted by four
commercially available osseointegrated implants. Int J Periodontics Restorative Dent
1989;9(3):221-30.
7. GOMIDE, H. A., MARQUES, P. R. Modelos fotoelásticos para o ensino na
engenharia. XXI Congresso Brasileiro de Ensino de Engenharia COBENGE, v.2, p.
614-623, 1993.
8. ALMEIDA, C. A., GOMIDE, H. A. Desenvolvimento de um material fotoelástico
com multi-módulos de elasticidade. Anais do IV Congresso Brasileiro de Engenharia
Mecânica, p. 369-376, 1977.
9. FERREIRA JR A, F, G. Desenvolvimento de um sistema para análise automática do
padrão de franjas fotoelásticas isocromáticas [Tese de Mestrado]. São Paulo:
Universidade de São Paulo; 2003Assunção. W. G. et al. Biomechanics studies in
dentistry: bioengineering applied in oral implantology. J Craniofac Surg, Boston, v.20,
n.4, p.1173-77, 2009.
10. FEDERICK D, R, CAPUTO A, A. Effects of overdenture retention designs and
implant orientations on load transfer characteristics. J Prosthet Dent 1996;76(6):624-
32.
11. MARKARIAN R, A. Biomecânica da transmissão de cargas a implantes unitários
emfunção dos materiais protéticos - análise fotoelástica e dinâmica [Dissertação
deMestrado]. São Paulo: Faculdade de Odontologia da Universidade de são Paulo;
2005
12. AGUIAR JR., F. A. Análise fotoelástica das tensões geradas por coroas unitárias sobre
implantes adjacentes na região posterior da mandíbula. Efeito de sistemas de retenção
e materiais de revestimento estético.2009.108f. Dissertação (Mestrado em reabilitação
oral) – Faculdade de Odontologia de Ribeirão Preto, Universidade de São Paulo,
Ribeirão Preto, 2009.
13. ASSUNÇÃO, W. G. et al. Biomechanics studies in dentistry: bioengineering applied
in oral implantology. J Craniofac Surg, Boston, v.20, n.4, p.1173-77, 2009.
14. MATTHYS, D. R., 1997, ''Isochromatic Fringes'', Marquette University Website,
(academic.mu.edu), resumo de aulas do Prof. Matthys, Marquette University Physics
Dept., Milwaukee, WI, USA.
78
15. LAGANÁ, D. C. Estudo comparative do comportamento biomecânico das próteses
removíveis de extremidade livre e das próteses parciais fixas em cantilever. Análise
fotoelástica das reações das estruturas de suporte (Tese de Doutorado). São Paulo:
Faculdade de Odontologia da USP; 1992
79
ANEXOS (medidas das tensões cisalhantes nos modelos fotoelásticos)
Pontos Espessura
(mm) N τ
(Pa=N/m2)
1 8,60 2,50 30,523,26 2 10,40 2,50 25,240,38 3 10,50 2,50 25,000,00 4 10,40 2,50 25,240,38 5 9,00 3,50 40,833,33 6 9,00 3,00 35,000,00 7 9,90 2,85 30,227,27 8 10,00 2,85 29,925,00 9 9,30 2,85 32,177,42
Tabela 1: Cerômero / Angulado longo
Pontos Espessura
(mm) N τ
(Pa=N/m2)
1 8,60 2,50 30,523,26 2 10,40 2,85 28,774,04 3 10,50 2,85 28,500,00 4 10,40 2,85 28,774,04 5 9,00 3,50 40,833,33 6 9,00 2,85 33,250,00 7 9,90 2,50 26,515,15 8 10,00 2,50 26,250,00 9 9,30 2,50 28,225,81
Tabela 2: Porcelana / Angulado longo
Pontos Espessura
(mm) N τ
(Pa=N/m2)
1 8,60 1,22 14,895,35 2 10,40 1,50 15,144,23 3 10,50 1,50 15,000,00 4 10,40 2,50 25,240,38 5 9,00 2,50 29,166,67 6 9,00 1,50 17,500,00 7 9,90 1,50 15,909,09 8 10,00 2,50 26,250,00 9 9,30 2,50 28,225,81
Tabela 3: Metal / Angulado longo
80
Gráfico 1: Cerômero / Angulado longo
Gráfico 2: Porcelana / Angulado longo
Gráfico 3: Metal / Angulado longo
81
Pontos Espessura
(mm) N τ
(Pa=N/m2)
1 9,25 2,13 24,178,38 2 11,00 2,32 22,145,45 3 10,50 2,85 28,500,00 4 10,00 2,50 26,250,00 5 9,00 2,50 29,166,67
Tabela 4: Cerômero / Angulado curto
Pontos Espessura
(mm) N τ
(Pa=N/m2)
1 9,25 2,32 26,335,14 2 11,00 2,50 23,863,64 3 10,50 2,85 28,500,00 4 10,00 2,32 24,360,00 5 9,00 2,32 27,066,67
Tabela 5: Porcelana / Angulado curto
Pontos Espessura
(mm) N τ
(Pa=N/m2)
1 9,25 1,50 17,027,03 2 11,00 2,13 20,331,82 3 10,50 2,50 25,000,00 4 10,00 2,13 22,365,00 5 9,00 1,50 17,500,00
Tabela 6: Metal / Angulado curto
82
Gráfico 4: Cerômero / Angulado curto
Gráfico 5: Porcelana / Angulado curto
Gráfico 6: Metal / Angulado curto
83
Pontos Espessura
(mm) N τ
(Pa=N/m2)
1 10,30 2,50 25,485,44 2 11,20 1,50 14,062,50 3 10,40 2,32 23,423,08 4 8,00 2,13 27,956,25 5 7,80 2,50 33,653,85 6 8,20 1,30 16,646,34 7 9,15 1,50 17,213,11 8 9,70 1,50 16,237,11 9 9,10 1,50 17,307,69
Tabela 7: Cerômero / Reto longo
Pontos Espessura
(mm) N τ
(Pa=N/m2)
1 10,30 2,32 23,650,49 2 11,20 2,13 19,968,75 3 10,40 2,13 21,504,81 4 8,00 1,89 24,806,25 5 7,80 2,50 33,653,85 6 8,20 1,89 24,201,22 7 9,15 1,89 21,688,52 8 9,70 1,50 16,237,11 9 9,10 1,50 17,307,69
Tabela 8: Porcelana / Reto longo
Pontos Espessura
(mm) N τ
(Pa=N/m2)
1 10,30 1,50 15,291,26 2 11,20 1,50 14,062,50 3 10,40 1,77 17,870,19 4 8,00 1,50 19,687,50 5 7,80 1,89 25,442,31 6 8,20 1,50 19,207,32 7 9,15 0,50 5,737,70 8 9,70 0,50 5,412,37 9 9,10 0,50 5,769,23
Tabela 9: Metal / Reto longo
84
Gráfico 7: Cerômero / Reto longo
Gráfico 8: Porcelana / Reto longo
Gráfico 9: Metal / Reto longo
85
Pontos Espessura
(mm) N τ
(Pa=N/m2)
1 8,60 2,13 26,005,81 2 9,35 1,89 21,224,60 3 9,25 1,77 20,091,89 4 8,40 2,50 31,250,00 5 8,00 1,50 19,687,50 6 8,10 1,50 19,444,44 7 7,55 1,50 20,860,93
Tabela 10: Cerômero / Reto curto
Pontos Espessura
(mm) N τ
(Pa=N/m2)
1 8,60 1,50 18,313,95 2 9,35 1,72 19,315,51 3 9,25 1,50 17,027,03 4 8,40 2,50 31,250,00 5 8,00 1,72 22,575,00 6 8,10 2,13 27,611,11 7 7,55 1,89 26,284,77
Tabela 11: Porcelana / Reto curto
Pontos Espessura
(mm) N τ
(Pa=N/m2)
1 8,60 0,78 9,523,26 2 9,35 0,50 5,614,97 3 9,25 1,50 17,027,03 4 8,40 1,50 18,750,00 5 8,00 1,30 17,062,50 6 8,10 1,30 16,851,85 7 7,55 1,50 20,860,93
Tabela 12: Metal / Reto curto
86
Gráfico 10: Cerômero / Reto curto
Gráfico 11: Porcelana / Reto curto
Gráfico 12: Metal / Reto curto
