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MÔNICA CESAR DO PATROCINIO
AVALIAÇÃO MORFOLÓGICA ULTRA-ESTRUTURAL E
PIROMÉTRICA DE DENTES HUMANOS IRRADIADOS COM
LASER DE DIODO λ808nm
Tese apresentada à Faculdade de
Odontologia de São José dos Campos,
Universidade Estadual Paulista, como parte
dos requisitos para a obtenção do título de
DOUTOR, pelo Programa de Pós-Graduação
em BIOPATOLOGIA BUCAL, Área de
Biopatologia Bucal.
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MÔNICA CESAR DO PATROCINIO
AVALIAÇÃO MORFOLÓGICA ULTRA-ESTRUTURAL E
PIROMÉTRICA DE DENTES HUMANOS IRRADIADOS COM
LASER DE DIODO λ808nm
Tese apresentada à Faculdade de Odontologia de São José dos Campos,
Universidade Estadual Paulista, como parte dos requisitos para a
obtenção do título de DOUTOR, pelo Programa de Pós-Graduação em
BIOPATOLOGIA BUCAL, Área de Biopatologia Bucal.
Orientador: Prof. Adj. Sigmar de Mello Rode
São José dos Campos
2006
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DEDICATÓRIA
Aos meus pais, Irene e Dionísio, pelo amor e carinho incondicional sempre,
adoro vocês.
À minha irmã Cristina, a “mãezona” sempre atenta a tudo, obrigada pelo
carinho, amizade e apoio em todas as horas.
À minha irmã Diana, espero que esteja em paz e desfrutando o tempo que
conosco foi curto.
Ao meu irmão Júnior, sempre disponível para conversar sobre nada e tudo,
obrigada pela atenção e sabedoria.
Ao meu irmão Marcelo pela amizade e atenção sempre, apesar da falta de
tempo.
AGRADECIMENTOS
À Universidade de Taubaté pelo suporte financeiro no decorrer
desta etapa de minha vida acadêmica e especialmente ao Magnífico Reitor
Nivaldo Zöllner juntamente com os demais colegas e funcionários desta
instituição pela compreensão e atenção ímpares.
Ao Prof. Adj. Sigmar de Mello Rode por aceitar ser meu
orientador, permitindo desfrutar de sua amizade e sabedoria, estando sempre
pronto para conversar e discutir assuntos os mais variados e principalmente
por seu apoio a qualquer hora.
À Profa. Dra. Ana Christina Claro Neves, que acreditou no
meu potencial e me acompanha desde a graduação nesta caminhada
acadêmica. Você será sempre minha “orientadora”. Muito obrigada pela
amizade e disponibilidade sem limites.
Ao Prof. Titular Walter Domingos Niccoli Filho que me acolheu
no mestrado e continuou a me guiar no doutorado com seus ensinamentos e a
desfrutar de sua amizade, apesar da minha falta de tempo.
Ao Prof. Dr. Luiz Alberto Plácido Penna, que com sua amizade
sempre acreditou em meu potencial e me apoiou a toda hora, com seu carinho
a qualquer momento.
Ao Prof. Dr. Bruno das Neves Cavalcanti, que com sua
habilidade e paciência auxiliou-me na parte experimental deste trabalho, pois
só quem faz sabe como dá trabalho fazer trabalho, e como o lap top pode nos
atormentar, meu eterno obrigado.
Ao Prof. Titular Antonio Olavo Cardoso Jorge e sua equipe do
Laboratório de Microbiologia da Universidade Estadual Paulista “Júlio de
Mesquita Filho”- UNESP-SJC pela acolhida recebida durante toda realização
deste curso de doutorado. Algumas vezes só tínhamos um pequeno intervalo,
mas sempre havia alguém para conversar e amenizar a tensão.
À Universidade Estadual Paulista “Júlio de Mesquita Filho” –
Campus de São José dos Campos, pelo apoio nesta importante etapa de
minha vida acadêmica com o suporte de seus funcionários e docentes.
Aos funcionários do Departamento de Odontologia da
Universidade de Taubaté, especialmente a secretária Célia Regina Sierra
Batista por seu apoio e atenção sem limites.
À Profa. Dra. Rosilene Fernandes da Rocha que apesar de
tudo, mostrou-se como um exemplo de perseverança diante da adversidade da
vida.
À Profa. Dra. Márcia Valera Garakis quero agradecer
nominalmente pela disponibilidade de acesso ao INPE para realização da
microscopia eletrônica de varredura.
À Dra. Maria Lúcia Brison Mattos, responsável pelo laboratório
associado de sensores e material do Instituto Nacional de Pesquisas
Espaciais/São José dos Campos (LAS-INPE/SJC), pela cessão e auxílio no
uso de equipamentos essenciais à realização desta pesquisa científica. Nossa
amizade iniciou-se pela pesquisa, mas hoje acredito que ela esta mais forte,
muito obrigada mesmo.
Às colegas de pós-graduação Silvia Maria Rodrigues Querido
e a inseparável companheira do mestrado Graziella Nuernberg Back Brito pelo
apoio, carinho, amizade, trabalho. Enfim vocês foram incríveis, muito obrigada.
Aos colegas do curso de Pós-Graduação – Doutorado em
Biopatologia Bucal meu muito obrigado pelo suporte e apoio sempre
recebidos, sucesso a todos.
À bibliotecária Ângela de Brito Bellini que realizou a correção
desta tese, por sempre estar disponível para os últimos ajustes e dúvidas,
muito obrigada.
Aos colegas Márcia, Creuza, Rosana, Alessandra, Josiene,
Fernanda, Pascoalina, Geni, Iracema e Pedro que trabalham no posto de
saúde do PAMO Belém – Taubaté, que sempre me apoiaram e incentivaram
na minha busca do saber, meu apreço eterno a todos vocês por entenderem
minhas ausências.
Ao C. D. Daniel Bueno de Castro pela compreensão e apoio
recebidos incondicionalmente.
A todos aqueles que me apoiaram direta e indiretamente na
realização de todos os passos de minha vida acadêmica, meu eterno obrigado.
E por último, mas que será sempre o primeiro, à Deus, que me
permitiu viver e vencer obstáculos que por vezes duvidei conseguir.
Se Deus é por nós, quem será contra nós?
Carta de São Paulo aos Romanos
(Rm 8,31b)
PATROCINIO, M. C. Avaliação morfológica ultra-estrutural e pirométrica
de dentes humanos irradiados com laser de diodo λ808nm. 2006. 77f.
Tese (Doutorado em Biopatologia Bucal) – Faculdade de Odontologia de São
José dos Campos, Universidade Estadual Paulista, São José dos Campos,
Universidade Estadual Paulista, 2006.
RESUMO
Foram analisados os efeitos do laser de diodo infravermelho sobre a
morfologia ultra-estrutural dos tecidos dentários humanos e a variação da
temperatura da câmara pulpar. Utilizamos 22 molares hígidos, resfriados em
soro fisiológico. Anteriormente ao experimento, os dentes foram seccionados
horizontalmente, separando-se coroa da raiz, a qual foi desprezada. Os
espécimes experimentais foram preparados com instalação de termopar tipo J
instalado na face interna da câmara pulpar e obliterados com resina, e
divididos aleatoriamente em três grupos. Grupo controle: composto por dois
espécimes, que não sofreram nenhum procedimento; Grupo 1: composto por
dez espécimes, que tiveram a superfície de esmalte da face vestibular,
irradiada com laser de diodo λ 808nm, contendo laser guia de HeNe de
635nm, fibra óptica de 200µm, 7W de potência, por 2s, em modo pulsado com
pulso de 0,5s e foco de 2mm. No momento da irradiação, foi aferida
temperatura da câmara pulpar por meio do termopar. Na superfície palatina ou
lingual foi realizado o mesmo procedimento, entretanto foram utilizadas outras
fibra óptica e potência (300µm e 10W); e Grupo 2: composto por dez
espécimes sendo a superfície dentinária irradiada da mesma forma que no
grupo 1. Os espécimes foram observados em 100X, 200X, 500X, 1000X e
2000X, e fotografados em microscopia eletrônica de varredura para análise
morfológica ultra-estrutural. Nos espécimes do Grupo controle, nos aumentos
estudados, foram observadas características de normalidade morfológica
como presença de esmalte aprismático e regiões interprismáticas. Foi possível
visualizar no Grupo 1 formação de crateras, fissuras, superfície irregular com
característica vítrea em decorrência da presença de material fundido e trincas
no seu interior nos aumentos observados. No Grupo 2 foi possível verificar,
ablação da área central dos espécimes, inúmeras crateras, com decorrente
modificação da estrutura tubular, provavelmente provocada pela fusão e
ressolidificação da dentina com margens irregulares. As alterações de
temperatura verificadas entre as superfícies irradiadas de esmalte e dentina
não foram significativas. Concluímos que as alterações nas superfícies, de
esmalte apresentaram perda da continuidade dos prismas de esmalte,
presença de material fundido com características vítreas, ressolidificação e
trincas; e na dentina irradiada ocorreu fusão e ressolidificação dentinária
adquirindo uma superfície vitrificada com bordas irregulares, na região central
desgaste irregular atingindo diversos diâmetros e mantendo alguns túbulos
abertos com compactação da camada de smear.
PALAVRAS-CHAVES: Laser de diodo; avaliação morfológica; dentes
humanos, estudo comparativo.
1 INTRODUÇÃO
Há aproximadamente quatro décadas, ao redor dos anos 50 e
60, iniciou-se o estudo com LASER, acrônimo que na língua inglesa tem
significado Light Amplification by Stimulated Emission of Radiation sistema
baseado na amplificação da luz.
A luz laser se diferencia da luz comum por possuir
propriedades físicas como a monocromaticidade (emissão de um único
comprimento de onda ou seja, emite luz de uma só freqüência ou de algumas
poucas bandas de freqüência muito próximas umas das outras); colimação ou
unidirecionalidade (capacidade de propagação por longas distâncias, com
divergência mínima, praticamente paralelo) e coerência (relação de fase
constante entre duas posições no tempo e no espaço, indicando que diferentes
ondas elementares componentes da luz laser mantêm relação fixa entre as
respectivas fases) (DOVER et al.
14
,
1990; Schwab
*
(1999); GUTKNECHT &
EDUARDO
18
, 2004).
Outras grandezas físicas do LASER são: a) irradiância -
definida como a potência óptica útil do laser em Watts, dividida pela área
irradiada expressa em cm
2
. Através do controle da irradiância é possível
cortar, vaporizar, coagular ou “soldar” tecidos; b) fluência - que equivale a
quantidade de energia necessária para ativar número de moléculas suficiente
para levar o tecido a reagir; c) comprimento de onda - que define a
profundidade de penetração da luz LASER no tecido alvo. Quando os laseres
*
SCHWAB,C. (Faculdade de Odontologia, Campus de São José dos Campos – UNESP).
Comunicação pessoal, 1999.
são utilizados operando em alta intensidade de energia, está é convertida em
calor na sua maior parte (ALMEIDA-LOPES & LOPES
3
, 2006).
O laser de diodo é composto por chip semicondutor que
funciona como um diodo elétrico. A região ativa do diodo lembra um sanduíche
de materiais semicondutores diferentes. Uma camada de material condutor de
carga elétrica positiva (camada p) é separada de outra camada de material
condutor de carga negativa (camada n) por uma camada não condutora.
Quando uma corrente de voltagem negativa é aplicada à camada n e uma
corrente positiva é aplicada à camada p, ocorre o fenômeno de troca na
camada não condutora, passando os elétrons através das perfurações
existentes nesta camada, liberando energia. Na maioria dos semicondutores a
energia é liberada na forma de calor, porém, em materiais como o Gálio, o
Alumínio e o Arsênio, a energia é liberada na forma de fótons. Para que o
diodo emissor de luz seja formador de radiação laser é necessário que sejam
adicionadas superfícies refletivas em cada extremidade da junção, de forma a
criar uma cavidade óptica. Embora estas cavidades sejam extremamente
pequenas, podem produzir muitos watts de potência. A geometria da cavidade
óptica resulta em um raio assimétrico, que necessita ser re-colimado e
focalizado. A potência de saída de vários diodos pode chegar a 100W. Os
diodos possuem comprimentos de onda no espectro vermelho e infravermelho
(620 a 1500nm), que são determinados pelo tipo de material semicondutor
utilizado, Figura 1 (BRUGNERA-JUNIOR & PINHEIRO
9
,1998).
FIGURA 1 – Esquema dos componentes básicos do laser de diodo.
O laser semicondutor é um tipo especial de laser de
substância sólida, ou laser de diodo, que teve seu início de utilização ao redor
de 1961, pouco tempo depois da introdução do primeiro laser. O fator
econômico e as vantagens sobre os demais laseres como: dimensão reduzida,
alto grau de eficiência, possibilidade de ser integrado em componentes
elétricos, estimulação direta pela corrente elétrica, entre outras, estimularam o
uso do laser de diodo por diversas redes de telefonia, fabricantes de
gravadores digitais de música e pela indústria gráfica, Figura 2 (GUTKNECHT
& EDUARDO
18
, 2004).
Contato metálico
p-GaAs
p-Ga(Al)As (camada ativa)
n-Ga(Al)As
n-GaAs
Luz laser
Pólo positivo
Pólo negativo
+ 80mm
+ 15mm
FIGURA 2 – Comparação de tamanho de chip de laser de diodo com uma moeda de
um centavo americano (internet 20/out/2005).
Um dos principais inconvenientes deste tipo de radiação é a
geração de altas temperaturas, que podem comprometer a cronologia de
reparação. Niccoli-Filho et al.
29
em 1997, estudaram in vitro o aumento da
temperatura intrapulpar causado pelo laser de CO
2
e relataram que se são
adotados parâmetros de segurança com relação ao binômio tempo de
exposição/potência, podem ser atingidas temperaturas que determinam em
comprometimento tecidual irreversível.
Tauber et al.
49
em 1979, observaram que o uso de
instrumentos rotatórios e do laser de CO
2
, para realização de osteotomias em
animais, produziam a mesma reparação óssea ao final de seis semanas,
porém a consolidação da fratura era mais rápida quando a broca era utilizada.
Isto permitiu aos autores concluírem que o uso da radiação laser como
instrumento de corte em tecido ósseo pode, após o estabelecimento de
parâmetros de segurança em relação a tempo, potência, modo de trabalho,
entre outros, ser de grande valia.
Os laseres de diodo são os que apresentam menor dimensão e menor
custo comparativamente com os laseres de outros comprimentos de onda. Podem ser
utilizados em várias áreas da odontologia, e por ser pouco absorvido pelo tecido duro, desde
que utilizado com segurança, são indicados em cirurgias de tecidos moles próximos ao
esmalte dentário, dentina ou cemento, sem que haja interação ou danos térmicos aos tecidos
dentais (MYAKI & TANJI
28
, 2002).
Kimura et al.
21
, 2000 teceram comentários sobre o uso da
terapia laser relacionados aos parâmetros de utilização que deve não ser
irritante ao tecido pulpar, aplicação relativamente indolor, facilidade e rapidez
de execução e efetividade por longo prazo.
Portanto, tendo em vista as possíveis indicações e contra-indicações do
laser de diodo em dentes humanos, este estudo objetivou analisar efeitos com comprimento de
onda de 808nm, em dentes humanos, utilizando os parâmetros de segurança (relação tempo/
potência/ dose de energia).
2 REVISÃO DA LITERATURA
Como assuntos a serem discutidos no decorrer deste trabalho
são de alguma complexidade, iremos explanar isoladamente sobre cada tópico
para facilitar a compreensão.
2.1 Morfologia das superfícies de esmalte e dentina
A estrutura dental humana, apesar de bastante mineralizada, é
um tecido biológico, e está envolvido com outros tecidos e estruturas vivas que
devem ser consideradas.
Com a introdução da terapia com laser sobre os tecidos vivos
abriu-se um leque de oportunidades de estudo nas diversas áreas do
conhecimento.
Stern & Sognnaes
44
relataram, em 1964, as primeiras
experiências da irradiação com laser de rubi sobre a superfície de esmalte de
dentes humanos. Os autores observaram que o laser de rubi causava um
“derretimento” do esmalte, tornando-o vítreo.
Em 1966, com o mesmo laser, Stern et al.
46
, avaliaram “in
vitro”, os efeitos do laser de rubi sobre a permeabilidade e solubilidade do
esmalte dental. Os autores reportaram que a irradiação laser na superfície de
esmalte de dentes humanos ocasionou impermeabilização do mesmo, mas
custas da desmineralização superficial. Em relação a solubilidade, as
alterações decorrentes da desmineralização ocasionaram perda de íons cálcio
e fósforo que poderiam afetar ou comprometer a resistência do elemento
dentário.
Em 1972, Stern & Sognnaes
45
, explanaram sobre a ação do
laser de dióxido de carbono, com potência entre 10 e 15J/cm
2
na superfície de
esmalte. Os autores sugeriram que o conhecimento dos mecanismos de ação
do laser sobre os tecidos dentais duros podem auxiliar na prevenção da cárie,
entretanto, são necessários outros estudos sobre tais efeitos deletérios.
O esmalte dental é um composto cerâmico, e como tal o seu
ponto se fusão dá-se por faixa, representada pelos vários componentes de sua
estrutura. As cerâmicas apresentam o ponto de fusão elevado e, portanto é
necessária a utilização de temperatura muita elevada para modificar seu
estado físico. A fusão completa do esmalte dental se dá na temperatura ao
redor de 1200ºC; porém valores menores do que estes causam alterações
estruturais e químicas (PHILLIPS
35
, 1993).
No ano de 1995, Cecchini
11
avaliou utilizando microscopia
eletrônica de varredura (MEV), os efeitos do protótipo do laser de hólmio em
esmalte e dentina, e monitorou a temperatura na cavidade pulpar durante a
irradiação. Os resultados apontaram mudança morfológica no esmalte e
dentina irradiados, com produção de material fundido e recristalizado,
formando uma superfície vítrea. O aumento de temperatura não provocou
perda de vitalidade pulpar, nas condições de irradiação estabelecidos. O autor
concluiu que o laser de hólmio pode ser uma alternativa para o preparo
cavitário.
Em 2000, Rode et al.
38
relataram que o tecido dentário é
constituído basicamente por cerca de 50 a 70% de porção mineral, 18 a 30%
de parte orgânica e 12 a 20% de água. O principal componente da parte
inorgânica é uma hidroxiapatita que é encontrada no esmalte e que apresenta
4 a 5% de sua estrutura carbonatada. A dentina é delimitada externamente
pelo esmalte na porção coronária, pelo cemento na porção radicular e
internamente pela polpa. É avascular e acelular, contendo no seu interior
somente os prolongamentos citoplasmáticos dos odontoblastos e,
eventualmente, terminações nervosas no início dos túbulos dentinários. A
dentina é composta por túbulos dispostos em toda sua extensão, sendo que
cada um tem a forma aproximada de um cone invertido, formando um “S”
suave e longo em direção à polpa. São envoltos por uma porção peritubular
mais mineralizada que promove suporte adicional e estão imersos em uma
massa intertubular menos mineralizada, que constitui a maior porção da
dentina. Ainda podem ser encontradas na dentina, outras proteínas não
colágenas, em pequena quantidade. Em algumas regiões, principalmente na
mais externa, é possível identificar áreas hipomineralizadas, que são
conhecidas por dentina interglobular.
No mesmo ano, Penna
33
realizou estudo comparativo
morfológico dos efeitos da radiação laser de vapor de cobre em esmalte e
dentina humanos. Foram utilizados 15 dentes molares, clivados no sentido
mésio-distal e divididos aleatoriamente em cinco grupos com três hemi-
secções cada, para irradiação no esmalte e dentina, sendo que um grupo de
cada tecido mineralizado foi utilizado como controle e os demais foram
irradiados durante 500, 600, 800ms e 1s, sendo um grupo para cada tempo.
No exame ultra-estrutural em MEV, observou-se que nos espécimes onde foi
irradiada a superfície de esmalte, apenas os do grupo irradiado durante 1s
apresentaram alteração morfológica, mostrando superfície bastante irregular,
com depressões semelhantes a crateras, e estruturas irregulares de esmalte
fundido. Nos espécimes onde se irradiou a dentina observou-se, no grupo
irradiado durante 1s, evidente alteração ultra-estrutural apresentando uma
região com o tecido fundido e com perda das características morfológicas e, no
grupo irradiado por 800ms, observou-se uma região de ablação tecidual e
perda parcial das características morfológicas, sendo que nos grupos
irradiados durante 500 e 600ms, não houve alteração da dentina.
Em 2001, Oliveira et al.
32
com o intuito de pesquisar o papel
da fusão e ressolidificação do esmalte dental, na melhoria da resistência,
irradiaram sete dentes humanos com um protótipo de laser com comprimento
de onda de 960nm. Nas aplicações foi usado o regime quasi-contínuo com
duração de pulso que variou de 50ms até 1ms, com potência pico de 10W e
auxílio de foto-absorvedor. Nos espécimes avaliados em MEV, os autores
observaram superfície homogênea e solidificada. Os autores também
observaram que, quanto menor a duração do pulso, maior era o decréscimo da
porosidade e rugosidade. Sugeriram, portanto, que essa poderia ser uma
aplicação futura do laser estudado.
Tannous
48
em 2001 avaliou morfologicamente, por meio de
MEV, as diferenças de interação laser-tecido em função de variações na
angulação do feixe laser. Foram utilizados catorze dentes humanos divididos
em grupos que foram irradiados com laser Er:YAG e pulsos variando entre 100
a 700mJ. Cada espécime recebeu três aplicações em esmalte, pontuais e em
contato, lado a lado, com ângulo de incidência do feixe em relação à superfície
dental de 30, 45 e 90 graus, respectivamente. Em cada aplicação foram
aplicados quatro pulsos de Er:YAG (2,94µm; 10-20Hz, 200-500µs; 0,1 –1J
energia/pulso – Opus 20 – Opus Dent) com refrigeração. Posteriormente as
aplicações, foi realizada a análise das amostras através de MEV. Os
resultados mostraram alterações morfológicas com grande variação em função
do ângulo de aplicação do feixe de laser, salientando a importância do correto
posicionamento para obter-se o efeito morfológico desejado.
Em 2004, Katchburian & Arana
20
reportaram sobre a estrutura
que recobre a coroa dos dentes, o esmalte dental, como sendo o tecido mais
mineralizado do organismo. A extrema dureza do esmalte deve-se ao seu alto
conteúdo inorgânico (97%), representado por cristais de fosfato de cálcio sob a
forma de hidroxiapatita, com quantidades de carbonato, sódio, magnésio,
cloreto, potássio e flúor, no meio a 1% de material orgânico de natureza
basicamente proteica, com escassos carboidratos e lipídios, e por 2% de água.
Com esta composição o esmalte é extremamente friável apesar de sua dureza.
Por esse motivo, a dentina subjacente, um tecido resiliente, confere
sustentação e reduz a possibilidade de fratura durante a mastigação. O
esmalte maduro tem a maior parte da sua espessura constituída por unidades
estruturais em forma de barras denominadas prismas. As zonas periféricas
dessas barras, chamadas regiões interprismáticas, completam a estrutura
cristalina do esmalte.
Anusavice
6
em 2005, salientou que o conjunto esmalte-
dentina-polpa representa uma simbiose única de tecidos mineralizados e
células. O esmalte dental é representado por matéria inorgânica
(aproximadamente 96% do seu peso), arranjada em ordem cristalina formando
os prismas de esmalte. O esmalte é geralmente impermeável aos
componentes dos materiais, bactérias ou produtos bacterianos, embora seja
permeável a algumas substâncias como peróxido de agentes clareadores. A
dentina é a matriz mineralizada que fixa uma rede orgânica (representada por
18% do peso) composta, essencialmente por colágeno, mas também por
outras proteínas e componentes da matriz extracelular (ainda não totalmente
elucidado); e o conteúdo inorgânico da dentina (70% do peso).
2.2 Variação da temperatura da câmara pulpar
Nos primórdios do uso da alta rotação em odontologia, a
geração de calor foi alvo de estudos que resultaram em trabalhos importantes,
os quais determinaram como controlar o limite de temperatura que se pode
gerar dentro da câmara pulpar sem causar danos ao tecido pulpar.
Hartnett & Smith
19
, em 1961, estudaram o efeito do aumento
da temperatura, produzido por caneta de alta rotação e instrumentos cortantes
rotatórios para preparos cavitários em dentes humanos, com os possíveis
danos causados à polpa. Os autores investigaram as mudanças de
temperaturas ocorridas dentro da câmara pulpar de terceiros molares recém-
extraídos, quando submetidos a uma fonte de calor conhecida, verificando
variação de 1 a 6ºC.
A tolerância pulpar à aplicação da luz laser tem sido
embasada, principalmente no trabalho realizado por Zach & Cohen
54
de 1965.
Os autores realizaram o primeiro estudo in vivo para determinar o aumento de
temperatura intrapulpar, correlacionando seus efeitos com as alterações
histológicas ocorridas em função dos diferentes parâmetros utilizados. Foram
utilizados para a pesquisa macacos da espécie Macaca rhesus. Calor foi
aplicado por meio de resistência elétrica, com temperatura constante, à face
vestibular dos dentes anteriores. O acesso do sensor de temperatura na
câmara pulpar efetuado por um pequeno orifício produzido na face lingual dos
dentes avaliados. A temperatura pulpar foi medida com termômetro.
Esperando que a variação de temperatura dentro da polpa fosse a mesma, a
energia aplicada foi repetida para os dentes hígidos análogos, do outro lado da
arcada, e nesses dentes foram feitas análises histológicas nos intervalos de
dois, sete, 14, 56 e 91 dias. Para variações de temperatura na polpa de até
2,2ºC, os autores não observaram alterações pulpares importantes num
intervalo de dois dias. Para elevações de 5,5ºC, as análises revelaram que,
após dois dias, muitas polpas mostravam evidentes sinais semelhantes a
queimaduras, com destruição da maioria dos odontoblastos e redução da
camada não calcificada de pré-dentina. Uma semana após, a hiperemia pulpar
era evidente, e processos de reparação foram observados depois de duas
semanas. Após 56 dias muitas polpas se mostraram recuperadas; porém, 15%
dos dentes submetidos a essa temperatura (5,5ºC) não se recuperaram.
Tomando como base o estudo, o valor seguro para elevação da temperatura
na polpa tem sido freqüentemente considerado como abaixo de 5,5ºC.
Em 1969 Stern et al.
43
avaliaram, in vivo, os efeitos do laser de
rubi em dentes de macaco chimpanzé. Dez dentes foram irradiados com laser
desfocado e diâmetro do feixe de 5mm. Os dentes incisivos foram irradiados
na face vestibular e os molares na face oclusal. As densidades de energia
utilizadas foram: incisivos superiores e caninos 60J/cm
2
; incisivos inferiores,
caninos e molares 111J/cm
2
; primeiro e segundo molares inferiores e
superiores 250J/cm
2
. Foram observadas pequenas alterações pulpares, com
leve aumento no número de células inflamatórias, principalmente nas áreas de
maior densidade de energia. Como o laser foi usado desfocado, ele não
produziu alterações morfológicas no esmalte.
Em 1981, Peters & Augsburger
34
avaliaram a manutenção da
temperatura dental durante a realização de testes térmicos em coroas dentais
com raiz intacta e posteriormente removidas, utilizando dióxido de carbono frio.
Os autores concluíram que os dentes com raiz removida obtiveram resultados
mais consistentes e com facilidade de realização.
Launay et al.
23
, 1987 relataram os efeitos térmicos da radiação
laser de Nd:YAG, Argônio e CO
2
em esmalte, dentina e polpa dental pelo
método termográfico infravermelho e termopar. O estudo mostrou que a
radiação produzida pelo laser Nd:YAG difunde-se profundamente sobre o
esmalte e, da dentina para a polpa. Os efeitos do laser de Argônio foram
inconsistentes, mas depois de limpeza do esmalte, a temperatura superficial
era profunda e baixa. Com o laser de CO
2
, as superfícies de esmalte e a
dentina alcançaram altas temperaturas, mas somente baixas temperaturas
foram medidas na câmara pulpar.
Goodis et al.
17
em 1988, salientaram os esforços realizados
para avaliar os efeitos de várias modalidades de preparo e procedimentos de
restauração dental sobre o tecido pulpar. Um dos efeitos do preparo é a
transferência de calor para o esmalte e dentina e, direção a polpa dental.
Embora um aumento da temperatura variando entre 6
0
C a 7
0
C ou menos,
possa não ser nocivo para um dente jovem e saudável, mas qualquer elevação
da temperatura pode ser usada como indicador de eventos que estejam
ocorrendo na polpa, como elevação ou queda da pressão intrapulpar.
Em 1989, Renneboog-Squilbin et al.
37
, compararam o aumento
da temperatura pulpar em dentes irradiados com laser de argônio, expostos a
água quente e a ação de brocas durante o preparo cavitário. O laser de
argônio foi utilizado de forma contínua, com 2W de potência e tempos de
exposição de 1 a 5 segundos. Os autores concluíram que a elevação da
temperatura com o uso do laser era menor que a observada nos demais
grupos.
Anic et al.
5
(1993) estudaram in vitro, os efeitos da alteração
de temperatura na superfície de dentina e do cemento, induzido pela radiação
com o laser de CO
2
. Foram utilizados 180 dentes uniradiculares, que foram
irradiados na região dentinária interna e externamente, com potências de: 0,5;
1; 1,5; 2; 3 e 4W. O laser foi operado de dois modos: pulsado (pulso de 0,5s) e
contínuo com tempo de exposição de 10s. Os autores observaram que o laser
de CO
2
, 2W, contínuo, 10s (2J/cm
2
), aplicado na superfície da raiz causou no
interior do canal radicular, elevação média de temperatura de 15
0
C (±0,3
0
C),
depois de 45 segundos. Entretanto, com potência de 3W e 5 pulsos (9,55
J/cm
2
), no interior do canal radicular, por 4,5 segundos, causou elevação
média de temperatura de 6
0
C (±1,1
0
C) na superfície externa após 20
segundos. A irradiação interna com 3W, 10 pulsos, 9,5 segundos (19,10J/cm
2
)
na constrição apical provocou elevação média de temperatura de 6
0
C (±0,9
0
C)
na superfície externa radicular após 20 segundos e de 6,6
0
C (±1,3
0
C) depois
de 40 segundos. Foi observada também elevação média de temperatura de
0,50
0
C (±0,3
0
C) depois de 5 segundos e 1,6
0
C (±0,3
0
C) depois de 15
segundos quando utilizada a potência de 4W na superfície externa radicular
com um pulso (2,54J/cm
2
) e dois pulsos (5,09J/cm
2
) aplicados internamente
sobre o canal radicular respectivamente. A análise em MEV revelou dano
tecidual significativo na superfície externa do cemento dentinário radicular
após a aplicação do laser e, nas condições experimentais, a temperatura
variou entre 1,5 a 19,1
0
C na superfície externa da raiz e entre 1,5 a 12
0
C na
superfície interna.
Em 1998, Spencer et al.
41
estudaram a interface de ablação
produzida com o laser de CO
2
(calibrado com 4 a 8W) e Nd:YAG (calibrado
com 5
a 9W) com e sem irrigação, em cinco mandíbulas frescas de porcos. A
elevação de temperatura foi aferida por termopar conectado a agulha
hipodérmica indicadora resultando numa variação de 8 a 11,1
0
C com Nd:YAG
e 1,4 a 2,1
0
C para CO
2
. Segundo os autores, o laser de Nd:YAG causa mais
dano ao tecido periodontal subjacente e a superfície óssea.
Ainda em 1998, Chang & Wilder-Smith
12
relataram os efeitos
térmicos da irradiação com laser de Ho:YAG em dentes bovinos e a influência
da presença ou não de tecido pulpar dentro da câmara durante as leituras de
variação de temperatura. Foram utilizados 25 dentes bovinos nos quais foram
posicionados termopares nas câmaras pulpares distantes 2 e 3mm do ponto
de aplicação do laser. Os autores observaram correlação positiva entre
potência e freqüência com a temperatura, ou seja, maiores potências e
freqüências acarretaram maior aumento de temperatura. Reportaram que com
3,5 e 4,5W, e 12Hz ocorreu diferença significativa entre os grupos frente a
presença ou não de tecido pulpar. Concluíram ser importante a presença de
tecido pulpar para leitura de temperatura.
Em 1999, Lan
22
estudou a elevação da temperatura na
superfície dentinária radicular durante a irradiação com laser de Nd:YAG em
dentes unirradiculares. O autor explanou sobre o potencial de selamento de
túbulos dentinários ocasionados pela ação deste laser, mas salientou que
ocorria geração de calor poderia afetar tecidos adjacentes. Foram irradiados
noventa dentes unirradiculares com laser de Nd:YAG com pulsos de 50, 80,
100, 150 e 200mJ/pulso e 20, 25 e 30 pulsos/s. A elevação da temperatura foi
medida com auxílio de termopar conectado ao termômetro digital e envolto
com cera para isolar a variação de temperatura ambiente. O autor verificou
que a elevação de temperatura não excedeu 10
0
C somente quando a potência
do laser era menor que 100mJ/pulso e abaixo dos 20 pulsos/s.
Kimura et al.
21
, 2000, sintetizaram as aplicações de laser no
tratamento de hipersensibilidade dentinária e seus efeitos sobre o tecido
pulpar. Relataram que a terapia com uso de laser deve ser não irritante ao
tecido pulpar, com aplicação relativamente indolor, facilidade e rapidez de
execução, efetividade a longo prazo e sem efeito corante, ou seja, sem deixar
marcas. Os autores reportaram ainda que, os diversos laseres estudados
podem induzir efeitos térmicos significativos se não forem controlados os
parâmetros do laser, no tocante ao dano térmico e a sensibilidade do tecido
pulpar. Os autores concluíram ser necessário considerar a severidade da
hipersensibilidade dentinária antes de iniciar o tratamento com laser de
qualquer tipo de laser.
Quinto Júnior
36
, em 2001, estudando as alterações estruturais
morfológicas e térmicas na superfície dental provocadas por laser de diodo de
alta potência, salientou que após a aplicação a superfície irradiada tornava-se
mais resistente à ação de ácidos, incluindo os de origem bacteriana.
Ainda em 2001, Macri
24
verificou a variação de temperatura
pulpar com termopares tipo K no interior da câmara pulpar, em lugares
distintos: parede e interior da câmara, utilizando laser Opus 10, com 830nm
operando de modo contínuo, sobre o esmalte dentário revestido por filme
absorvedor, não provocou elevação da temperatura na parede pulpar acima de
5,5
0
C, quando irradiado com 1W por 10 segundos. Em condições semelhantes
variando-se o posicionamento do termopar, o autor verificou diferença
significativa de até 3
0
C quando foi usado 2W por 10 segundos, salientando a
relevância do posicionamento do sensor de temperatura na câmara pulpar.
Tavares
50
, em 2002, avaliou a variação da temperatura na
superfície dentinária de dentes bovinos irradiados com laser de vapor de
cobre, o qual possibilita obtermos dois tipos distintos de comprimento de onda;
um verde (510,6nm) e o amarelo (578,2nm). Foram instalados termopares tipo
J no interior da câmara pulpar para avaliação das temperaturas e os resultados
obtidos revelaram não haver diferença estatisticamente significativa entre os
dois grupos, mas que a variação de temperatura foi demasiadamente alta
podendo levar injúrias aos tecidos pulpares.
Cavalcanti et al.
10
, em 2003 compararam as variações de
temperatura provocadas por turbinas de alta-rotação e pelo laser de Er:YAG
(350mJ/10 Hz). Utilizando 35 dentes bovinos inferiores, foram realizados
preparos cavitários classe V, com profundidade de 2mm, e posicionado
termopar para leitura da temperatura no interior da câmara pulpar. A análise foi
feita nos seguintes grupos: I – alta-rotação sem refrigeração a água; II – alta-
rotação com refrigeração a água; III – laser de Er:YAG sem refrigeração a
água; IV – laser de Er:YAG com refrigeração a água. Foram utilizados dez
dentes por grupo, exceto no grupo III, com amostra de apenas cinco dentes,
uma vez que foi impossível realizar os preparos adequadamente com o laser
sem refrigeração. Os aumentos de temperatura foram gravados num
computador ligados aos termopares e os dados dos grupos I, II e IV foram
submetidos ao teste de Dunn para comparações múltiplas (p<0,050). Os
aumentos médios de temperatura observados foram: 11,64
0
C para o grupo I;
0,96
0
C para o grupo II; 40,86
0
C para o grupo III e 2,9
0
C para o grupo IV. Não
houve diferenças estatisticamente significantes entre os grupos II e IV, e estes
foram diferentes do grupo I. Os preparos cavitários realizados com as turbinas
de alta-rotação e com o laser de Er:YAG geraram aumentos de temperatura
semelhantes quando sob refrigeração a água. A refrigeração é essencial para
evitar aumentos de temperatura agressivos em ambos os casos e com o laser
de Er:YAG é especialmente necessária para a ablação do esmalte.
Attrill et al.
8
(2004) realizaram um trabalho objetivando
quantificar os aumentos de temperatura em uma polpa dental simulada
seguida por irradiação com laser Er:YAG, e comparar estes aumentos quando
o laser foi aplicado com e sem a presença de água. Foram preparadas duas
cavidades utilizando o laser em dentes humanos extraídos. Uma cavidade foi
preparada na presença de água, a outra sem e a ordem de preparo foi ao
acaso. Parâmetros de identificação do preparo foram usadas em ambas as
cavidades. O aumento da temperatura foi medido na câmara pulpar usando
um termopar calibrado em uma polpa simulada. Como resultados obtiveram
que os aumentos máximos foram de 4
0
C (água) e 24,7
0
C (sem água). A
presença da água mostrou ser altamente significante na redução do aumento
da temperatura em todos os casos (p< 0,001; pareado pelo teste t). Os autores
concluíram que o laser Er:YAG deve ser usado junto com água durante o
preparo cavitário. Devendo ser considerado como uma ferramenta efetiva para
uso clínico baseado na resposta pulpar prognostica para estímulo térmico.
Wetter et al.
53
, em 2004, observou a variação da temperatura na
câmara pulpar, causada pela irradiação com laser de diodo operando em
regime contínuo, com comprimento de onda de 830nm, sobre o esmalte
dental. Foram irradiadas as faces vestibulares de dois incisivos inferiores
decíduos bovinos com Opus 10 diodo laser nas potências de 1W e 2W, por
10s, utilizando tinta preta como foto-absorvedor. Um termopar foi colocado na
parede da câmara pulpar, próximo à aplicação, e outro no meio da câmara
pulpar. Os autores relataram que o termopar que estava encostado na dentina
registrou as maiores temperaturas. Considerando os registros obtidos pelo
termopar na dentina, os autores concluíram que a irradiação com laser de
diodo em esmalte com 1W por 10s pode ser tolerada pela polpa, entretanto,
outros estudos devem ser realizados objetivando padronizar o posicionamento
do termopar na câmara pulpar.
Tunér & Hode
52
, (2004) salientaram que os laseres
semicondutores de alta potência, como os de GaAlAs (com chip de diodo)
podem emitir 200W de potência em modo contínuo, com comprimento de onda
ao redor de 800 a 880nm. Os autores reportaram ainda que este laser pode
ocupar o lugar do laser de Nd:YAG em cirurgias e coagulações, porém eles
acreditam obter pequena vantagem sobre este.
Em 2005, Araújo
7
comparou a superfície de esmalte e dentina
preparadas pelo laser de Er,Cr:YSGG e por sono-abrasão com brocas CVD
quanto às alterações de temperatura e morfologia. Foram utilizados quarenta e
oito dentes bovinos, divididos em dois grupos; e o laser com potência de seis e
4,5W e a sono-abrasão com 60% da potência do equipamento e em ambos os
grupos a irrigação foi variada em 30%, 50% e 70% do máximo permitido por
cada equipamento. O resultados mostraram que o laser produziu zonas de
fusão em esmalte e a dentina apresentou-se limpa sem presença da camada
de smear e com túbulos dentinários abertos. A sono-abrasão produziu em
esmalte ondulado e uma dentina com lama dentinária. A medida que se
aumentou a irrigação maior número de túbulos desobstruídos foram vistos.
Quanto a temperatura ambos os métodos mostraram-se seguros sendo que o
laser não superou 5
0
C em nenhum dos parâmetros enquanto a sono-abrasão
superou este patamar a medida que se aproximou da câmara pulpar, exceto
para maiores volumes de refrigeração.
Em 2005, Tanji et al.
47
verificou as variações de temperatura em
dentina bovina, durante quatro diferentes condições de irradiação com o laser
de Er:YAG, bem como analisou através de microscopia de luz e eletrônica de
varredura as alterações morfológicas ocorridas. Oitenta incisivos bovinos
foram seccionadas longitudinalmente, obtendo fatias de dentina com
espessura de 2mm. As amostras foram divididas em quatro grupos de vinte
cada, com o laser de Er:YAG: Grupo1: 2Hz de taxa de repetição, sob
refrigeração água/ar. A densidade de energia de 80,24J/cm
2
e a energia por
pulso de 250mJ foi a mesma em todos os grupos; Grupo 2: 2Hz, sem
refrigeração água/ar; Grupo 3: 4Hz, sob refrigeração água/ar; e Grupo 4: 4Hz,
sob refrigeração água/ar. Durante as irradiações, as variações de temperatura
foram monitoradas por uma câmera termográfica. O resultado desta variação
nos grupos sem refrigeração de água-ar foram significantemente maiores em
comparação aos grupos irradiados com refrigeração água-ar. Os tempos de
retorno às temperaturas iniciais, após as irradiações foram significativamente
maiores para os grupos sem refrigeração. Em microscopia de luz, foram
observadas trincas e carbonizações somente nos grupos sem refrigeração. As
análises em microscopia eletrônica de varredura revelaram fusões e
recristalizações de dentina nas cavidades realizadas com o laser de Er:YAG,
nos dois grupos sem refrigeração. O autor concluiu que:
a) as irradiações com o laser de Er:YAG sem refrigeração
apresentaram aumentos de temperatura superiores aos
grupos com água-ar. Os aumentos médios foram na ordem
de 6,7
0
C (grupo 2Hz) e 8,8
0
C (grupo 4Hz);
b) as amostras irradiadas com refrigeração água-ar
apresentaram médias de aumento de temperatura de 0,5
0
C
(grupo 2Hz) e 1,5
0
C (grupo 4Hz), sugerindo que os
parâmetros de irradiação utilizados neste estudo são
seguros para aplicação clínica;
c) as irradiações sem refrigeração levaram ao surgimento de
áreas de carbonização e trincas na dentina, ao microscópio
de luz. Ao microscópio eletrônico de varredura, observou-se
a presença de fusão e resolidificação dentinária;
d) nas amostras irradiadas com refrigeração água-ar, não
foram observadas, áreas de carbonizações e trincas na
dentina, ao microscópio de luz. Ao microscópio eletrônico de
varredura, observou-se túbulos dentinários abertos e
ausência de áreas de fusão e ressolidificação da dentina.
2.3 Considerações sobre laser
O início das investigações sobre o uso dos laseres em tecidos
dentais, os pesquisadores se preocupavam com os possíveis danos térmicos
que a irradiação poderia causar, como foi comentado por Stern & Sognnaes
44
(1964) e Sognnaes & Stern
40
(1965) que observaram as mudanças que a
aplicação de laser causaria nos tecidos duros dentários. Segundo esses
autores, que não realizaram testes sobre a variação de temperatura, a energia
suficiente para se obter crateras e formação de aparência vítrea dos tecidos
vizinhos não deveria causar danos à polpa quando aplicada clinicamente.
Em 1971, Adrian et al.
2
realizaram um trabalho histológico em
dentes caninos de cães verificando a resposta pulpar com a utilização de
Maser laser com 6,94nm, quantificando a densidade de energia em J/cm
2
,
obtiveram uma resposta pulpar utilizando entre 1,88 e 2,33J/cm
2
, com grande
descalcificação dental e severa necrose pulpar.
Adrian
1
em 1977, testou o neodímio com matriz de vidro na
largura de pulso de 7ms, com fluências que variavam entre 0,710 e 6,772J/cm
2
em oito dentes que pertenciam a dois macacos in vivo. Dois dias após a
aplicação os dentes eram extraídos e deles feitas lâminas histológicas. Foi
verificado que até 1,959J/cm
2
não havia alteração pulpar. Acima desse valor
até 3,101J/cm
2
era observada uma mínima mudança histológica, caracterizada
por perda da orientação dos odontoblastos, edema, leucócitos e células
vermelhas do sangue no espaço extravascular. Acima dessa fluência foi
encontrada necrose focal na camada de odontoblastos. Acima de 4,494J/cm
2
,
os autores observaram formação de crateras e, apesar das reações pulpares
com necrose focal, não foi encontrada necrose coagulante generalizada,
concluindo, portanto, que esse laser produzia maior tolerância pulpar, quando
comparado ao laser de rubi.
O efeito térmico de três diferentes laseres nos tecidos dentais
foi comparado por Launay et al.
23
(1987), o Nd:YAG com potências entre 3 e
35W e largura de pulso de 0,2 a 0,7s e em regime contínuo; o argônio com
pulsos de largura entre 0,1 e 0,2s, com potências variando entre 0,5 e 10W, e
o dióxido de carbono (CO
2
) em regime contínuo e pulsado, com potências
entre 0,1 e 30W. Foram realizadas tomadas de temperatura superficial por
câmara termográfica e interna com termopar posicionado no meio da câmara,
não sendo revelado se estava em contato com a parede dentinária. As
aplicações foram realizadas em dentes unirradiculares com uma cavidade na
face vestibular de 1,5mm de profundidade. Com base em seus resultados, os
autores recomendaram que o laser de Nd:YAG não deveria ser aplicado em
regime contínuo em tecidos dentais, pois aumentava a temperatura na
cavidade pulpar, o que poderia provocar desnaturação de proteínas. Porém,
em regime pulsado, esse fenômeno não ocorreu, além da temperatura
produzida na superfície ser compatível com a fusão da hidroxiapatita, devendo
ser esta promissora para aplicação clínica. O laser de CO
2
não produzia
efeitos térmicos nocivos nem quando aplicado ao esmalte nem à dentina. O
argônio produziu efeitos inconsistentes, pois, a temperatura dependia da
limpeza da superfície do esmalte; quando limpo, porém, as temperaturas
internas eram pequenas.
O uso do laser na Odontologia tem aproximadamente vinte
anos. Em 1987, Featherstone & Nelson
15
, relataram que o laser de alta
densidade pode causar a fusão do esmalte, mas necessitava ser mais
estudado por ser potencialmente inseguro. Subseqüentemente, o laser de
baixa potência tem demonstrado ser capaz de formar cárie em modelo
artificial. Os autores realizaram estudos com esmalte e dentina, usando
radiação laser de CO
2
pulsado entre 9,32µm a 10,49µm, região com densidade
de energia entre 10 a 15J/cm
2
. Esses comprimentos de onda estão
diretamente relacionados com a absorção da hidroxiapatita nas regiões
infravermelhas do espectro de absorção. Os autores acreditam que o
desenvolvimento da tecnologia e a melhoria na precisão dos aparelhos laser
será uma inovação desejada.
Miserendino et al.
26
(1989) testaram o efeito do laser de
dióxido de carbono no modo contínuo sobre esmalte dentário da face
vestibular e as alterações de temperatura na câmara pulpar de vinte terceiros
molares extraídos, observando que ocorreu aumento proporcional ao nível de
exposição. Foram executadas irradiações utilizando 30 a 250J que resultaram
em um aumento de temperatura entre 5,5 a 32
0
C. Os autores baseados em
trabalhos anteriores indicaram que este nível de irradiação provavelmente
ocasionará uma injúria pulpar irreversível o que não é desejado e salientam
que exposições a laser utilizando 10J ou menos produzem um aumento de
temperatura abaixo de 5,5
0
C sendo este um patamar de tolerância pulpar,
entretanto, os autores acreditam que pesquisas futuras podem agilizar o uso
do laser em odontologia.
Novamente o laser de CO
2
em regime contínuo foi utilizado,
desta vez por Anic et al.
4
, em 1992, que utilizaram potências de 0,5; 1; 1,5; 2; 4
e 6W em intervalos de tempo de 0,5; 10; 15; 20 e 30s em molares humanos
extraídos. As temperaturas foram medidas na câmara pulpar com termômetro
digital, situado na câmara pulpar, na altura da bifurcação. Não foi descrito o
meio pelo qual o calor seria extraído do dente. Com potências de 0,5 e 1W e
duração de 10s, conseguiram carbonização e vaporização de tecido dental
com elevação de temperatura pulpar de 4ºC, o que, segundo eles, deveria ser
seguro para tecidos pulpares (ZACH & COHEN
54
, 1965).
No ano 2000, Sampaio
39
realizou estudo objetivando analisar
ultra-estrutura da dentina radicular sob ação do laser de CO
2
. Foram utilizados
dezoito dentes humanos com tratamento endodôntico realizado que tiveram
seus ápices cortados por broca em alta rotação sob refrigeração. Em seguida
foram divididos em seis grupos e irradiados em modo pulsado de 1s e foco de
0,6mm nas potências de 2, 3, 5, 7 e 10W; e analisados em MEV. Os
resultados foram alteração morfológica com fusão e recristalização da
superfície dentinária em todos os grupos estudados. No de 2W, observou-se
discreta trama de dentina fundida aflorando à superfície, e nos grupos de 3 e
5W acentuaram-se. Nos grupos de 7 e 10W, os espécimes apresentaram
carbonização da superfície dentinária, sendo relatado crateras, fissuras, áreas
que sugerem ablação e melting com evidente deslocamento de material
obturados, cone de guta-percha. Os efeitos do laser com 10W foram mais
acentuados que nos demais grupos observados.
Em 2003, Thing
51
reportou a constituição básica de um laser,
como a câmara chamada cavidade projetada para refletir internamente ondas
infravermelhas, ultravioleta ou de luz visível de forma que reforcem uns aos
outros. A cavidade pode conter gases, líquidos ou sólidos. A escolha do
material da cavidade determina o comprimento de onda da saída. Em cada
extremidade da cavidade existe um espelho. Um espelho é totalmente
refletivo, evitando que nenhuma energia atravesse; o outro é parcialmente
refletivo, permitindo que aproximadamente cinco por cento da energia
atravesse. A energia é introduzida na cavidade a partir de uma fonte externa;
esse processo chama-se bombeamento. Como resultado deste bombeamento,
aparece um campo eletromagnético no interior da cavidade laser na freqüência
natural dos átomos do material que preenche a cavidade. As ondas são
refletidas entre os espelhos. O comprimento da cavidade permite que as
frentes de onda refletidas e refletidas novamente reforcem umas às outras em
fase na freqüência natural da substância da cavidade. As ondas
eletromagnéticas nessa freqüência de ressonância surgem do final da
cavidade que apresenta o espelho de reflexão parcial. A saída pode aparecer
como um feixe contínuo ou como uma série de breves pulsos intensos. No
caso do laser de rubi, um tipo simples e comum, possui cavidade linear
formada por uma mistura de óxido de alumínio sólido e cromo. A saída ocorre
em pulsos com duração de aproximadamente 500 microssegundos cada. O
bombeamento é realizado por meio de um tubo luminoso helicoidal enrolado
em volta da haste linear. A saída ocorre na forma de uma faixa vermelha
visível. O laser de hélio-neônio é outro tipo conhecido, devido a seu custo
moderado. Como seu nome sugere, possui cavidade preenchida com os gases
hélio e neônio. A saída do dispositivo ocorre na cor avermelhada brilhante.
Outros gases podem ser utilizados no lugar do hélio e do neônio, produzindo
feixes de diferentes comprimentos de onda. O argônio produz um laser com
saída azul visível. Uma mistura de nitrogênio, dióxido de carbono e hélio
produz saída infravermelha. Salientou ainda que os laseres representam uma
das invenções mais significativas desenvolvidas durante o século XX, sendo
descoberta uma enorme variedade de usos em eletrônica, hardware de
computadores, medicina e ciência experimental.
Tunér & Hode
52
(2004) salientaram que os laseres
semicondutores de alta potência, como os de GaAlAs (com chips de diodo)
podem emitir 200W de potência de saída em modo contínuo, com
comprimento de onda ao redor de 800 a 880nm. Os autores reportam ainda
que este laser pode ocupar o lugar do laser de Nd:YAG em cirurgias e
coagulações, porém eles acreditam obter pequena vantagem sobre este.
Ainda neste ano Dederich & Bushick
13
teceram considerações
sobre a utilização do laser na odontologia esclarecendo seu funcionamento e
finalidade. O laser produz energia luminosa com uma pequena freqüência
limitada. Para a maioria das práticas propostas, a luz produzida pelo laser
pode ser considerada como monocromática. Tipicamente, o laser recebe o
nome de acordo com o elemento ativo com que ele estimula na transição da
quantum criando a luz. O comprimento de onda (inversamente, a freqüência)
da luz que o laser produz é característica particular do elemento ativo. O
comprimento de onda de luz é o determinante primário do grau que a luz é
absorvida num material alvo (no nosso caso, tecido oral). Dependendo do
tecido, alguns laseres penetram mais profundamente que outros. Em
contraste, outros comprimentos de onda de laseres são limitados por uma
superficial penetração e tem um efeito na superfície tecidual. A energia laser
penetra profundamente, maior é o espalhamento e distribuição sobre o tecido.
O grau em que ocorre também era afetado por uma potência do laser e
duração de exposição, mas o comprimento de onda é um fator primário. A
profundidade de penetração é característica do comprimento de onda sendo
crítica, pois pode influenciar a utilidade para qualquer aplicação. Por exemplo,
o laser de CO
2
penetra somente entre 0,03 a 0,1mm dentro do tecido,
proporcionando profundidade suficiente para selar vasos sangüíneos, vasos
linfáticos e terminações nervosas acima de 5mm de diâmetros. O
desenvolvimento de novas técnicas para produzir resultados que são
superiores que aqueles métodos tradicionais, ou para produzir resultados
impossíveis em tudo por métodos corrente, improvisaria o caso para uso de
laser em odontologia. Entretanto, ainda que o laser mostre cientificamente
para trazer resultados que são superiores para aqueles obtidos com meios
convencionais para um numero significativo de aplicações, dentistas que
escolhem não usar laser não deveria estima-los a ser praticantes menores
fazendo isso.
Niccoli-Filho et al.
31
, em 2005, reportaram a utilização de laser
de alta energia sobre tecidos duros para realização de procedimentos
cirúrgicos como: incisão, ablação e vaporização com o uso do laser de CO
2
,
Nd:YAG, Er:YAG, Ho:YAG e Argônio.
Maeda et al.
25
, 2006 realizaram um trabalho objetivando
mostrar os diferentes tipos de laser e suas aplicações na odontologia. O uso
de laseres esta muito difundido atuando como coadjuvante em várias
especialidades. A luz interage com o tecido biológico de quatro formas, como:
pode ser refletida pela superfície tecidual, não provocando efeito; pode ser
absorvida pela água, presente no tecido; como também por algum cromóforo
absorvedor no tecido; e finalmente pode ser espalhada dentro do tecido. O
feixe laser é espalhado pelo tecido, sendo absorvido por uma vasta área, os
efeitos causados são difusos embora possa levar, em alguns casos a danos
distantes da área de focalização. Os elementos do tecido que exibem um alto
coeficiente de absorção de um particular comprimento de onda ou uma região
do espectro são chamados cromóforos. Além da água, cromóforos como a
melanina, a hemoglobina, as proteínas e os tecidos dentais duros,
especialmente a hidroxiapatita, exercem influência sobre a interação da
radiação/tecido.
3 PROPOSIÇÃO
Verificar as alterações morfológicas ultra-estruturais no
esmalte e na dentina de dentes humanos após exposição direta destes tecidos
à radiação produzida pelo laser de diodo de λ808nm e as alterações de
temperatura na câmara pulpar quando aplicado o laser de diodo com
diferentes potências.
4 MATERIAL E MÉTODO
Essa pesquisa foi submetida e aprovada pelo Comitê de
Ética em Pesquisa da Faculdade de Odontologia da Universidade
Estadual Paulista “Júlio de Mesquita Filho” – UNESP/SJC (ANEXO A).
Para o desenvolvimento desse trabalho, foram utilizados
22 dentes molares humanos hígidos, provenientes do banco de dentes da
disciplina de Endodontia da Universidade de Taubaté (ANEXO B), que
foram mantidos em soro fisiológico (cloreto de sódio 0,9%), e resfriados
(12º C), até o momento da utilização.
Os dentes foram divididos em três grupos:
a)Grupo Controle - constituído de dois dentes;
b)Grupo 1 - constituído de dez dentes que tiveram o esmalte
dentário irradiado com laser de diodo 7W e 10W;
c)Grupo 2 - constituído de dez dentes que tiveram a dentina
desgastada irradiada com laser de diodo 7W e 10W.
Todos os elementos dentários, anteriormente ao início do
experimento, foram seccionados abaixo do limite amelocementário, de
forma a separar coroa e raiz, sendo desprezada a porção radicular
(Figura 3).
Os espécimes experimentais tiveram a polpa coronária
removida com auxílio de cureta número 4 (Duflex, São Paulo, Brasil)
Figura 4, então, foram preparados com a instalação de termopar tipo J
com 0,5mm de espessura, instalado na face interna da câmara pulpar a
qual estava preenchida de pasta térmica condutora (Implastec,
Votorantim, São Paulo), objetivando facilitar a captação da temperatura
no ato da irradiação com laser de diodo. O termopar tipo J foi fixado e
selado na face interna da região central da câmara pulpar com resina
fotopolimerizável (Prisma A.P.H., Dentsply/Caulk, Brasil) Figura 5.
Seguindo metodologia preconizada por Tavares
50
2002 e Cavalcanti et
al.
10
, 2003.
FIGURA 3 - Dente humano molar seccionado, separando coroa da raiz.
FIGURA 4 - Coroa dental invertida mostrando porção da câmara pulpar vazia.
FIGURA 5 – Preparação do espécime: A-colocação de pasta térmica no interior da
câmara pulpar. B-termopar tipo J: observar a espessura do conector a
direita e a esquerda o tipo de engate do termômetro sem contato.
A
B
FIGURA 5 – Preparação do espécime: C-resina fotopolimerizável isolando o
termopar com pasta térmica no seu interior. D-termopar instalado
na câmara pulpar.
Grupo Controle: os espécimes deste grupo, não foram
submetidos a qualquer procedimento.
Grupo 1: nos espécimes desse grupo a superfície da face
vestibular, irradiada por contato direto e perpendicular ao espécime, com laser
de diodo infravermelho (New Image do Brasil, São Paulo, Brasil), comprimento
de onda de 808nm, laser guia de HeNe de 635nm, fibra óptica de 300µm de
espessura, 7W de potência, modo pulsado, com duração de impulso em 1,10
segundos, número de pulsos em seqüência de 2, pausa entre as seqüências
de 0,15 segundos, foco de 2mm, luz laser com temperatura de 23,8ºC, (Figura
6). Durante os procedimentos foram seguidas as medidas de segurança para
utilização do aparelho, ressaltando o uso de óculos de proteção para o
operador e demais pessoas envolvidas diretamente no ato de radiação das
amostras.
C
D
FIGURA 6 - Superfície da face vestibular sendo irradiada.
A leitura da variação da temperatura pela ação do laser de
diodo infravermelho nos espécimes estudados foi realizada através do
termopar tipo J conectado a um termômetro digital sem contato Raynger MX4+
e ao Software IR-Graph V1.02 (Raytek, USA) (Figura 7). A partir dos dados
obtidos na leitura, foram construídas imagens gráficas representando as
temperaturas produzidas pela ação do laser de diodo sobre a superfície dos
espécimes que serão visualizadas no capítulo resultados.
Na superfície palatina ou lingual de cada espécime foi
realizado o mesmo procedimento, entretanto, foi utilizado o laser de
diodo com potência de 10W.
FIGURA 7 - Termômetro sem contato (Raytek, USA) conectado a termopar tipo J
Grupo 2: composto de 10 espécimes que tiveram o esmalte
dentário removido com auxílio de instrumento cortante rotatório carbide
número 702 (Fava, São Paulo, Brasil), montada em peça de alta rotação (Kavo
do Brasil, São Paulo, Brasil), sob refrigeração. Posteriormente, estes
espécimes tiveram a superfície dentinária irradiada seguindo os mesmos
procedimentos realizados para os espécimes do Grupo 1, sendo a face
vestibular irradiada com potência de 7W e a face palatina com potência de
10W.
As amostras, após irradiação, foram mantidas resfriados em
soro fisiológico a 0,9% até o momento da análise em microscopia eletrônica de
varredura (MEV). Foram selecionados aleatoriamente três espécimes de cada
grupo, 1 e 2, e os dois exemplares do grupo controle, totalizando oito
espécimes analisados em MEV.
Para a MEV, as amostras foram retiradas da geladeira e do
soro fisiológico, e deixadas a temperatura ambiente para equalização da
temperatura e secagem. Em seguida, foram seccionadas, com auxílio de disco
de carborundum, no sentido mésio-distal, separando a face vestibular da face
palatina/lingual, que foram imersas em ultra-som para limpeza e expostas a
temperatura ambiente para secar. Após secagem, os espécimes foram
dispostos em stubs de alumínio, de forma a compor cada coroa dentária
irradiada, ou seja, face vestibular do espécime número 1 seguida pela face
palatina do mesmo espécime, e assim por diante. A fixação dos espécimes
nos stubs foi realizada com auxílio de fita dupla face de carbono de 7mm (3M,
USA). Em seguida, os mesmos foram submetidos à evaporação áurica,
metalização com ouro pelo processo de sputter, realizado com o aparelho
Denton Vacuum (Desk II, USA), por 2 minutos, Figura 8.
FIGURA 8 – Espécimes dentais após camada áurica sobre stub metálico.
Para o estudo morfológico ultra-estrutural, foi examinada e
fotografada a área central da superfície de cada espécime (Scanning
Microscope, JEOL – JSM-5310 - Japan), no laboratório associado de sensores
e materiais (LAS-INPE/SJC), com aumentos de 100X; 200X; 500X; 1000X e
2000X (PENNA
33
, 2000; NICCOLI-FILHO et al.
30
, 2004).
Os resultados obtidos com a variação de temperatura foram
submetidos a análise estatística ANOVA.
5 RESULTADOS
5.1 Esmalte
A análise ultraestrutural da superfície do esmalte dentário,
realizada à partir de imagens obtidas em MEV evidenciou:
a) Nos espécimes do grupo controle, com aumentos de 100,
200, 500, 1000 e 2000X, foram observadas características de
normalidade morfológica como a presença de esmalte
aprismático e regiões interprismáticas (Figura 9). Neste grupo
experimental utilizamos somente dois espécimes por
representar a morfologia usualmente encontrada não
necessitando de mais exemplares para tanto.
FIGURA 9 – Eletromicrografia de espécime não irradiado, presença de região central
do prisma de esmalte ( ), regiões de esmalte aprismático ( ) e
regiões interprismáticas ( ) (Aumento original 1000X).
b) No grupo 1 foram observadas alterações na morfologia ultra-
estrutural do esmalte dentário nas duas potências avaliadas
(7W e 10W). Em todos os aumentos estudados, foi possível
visualizar perda superficial no esmalte dental, com formação
de crateras, fissuras e superfície irregular, com característica
_
_____40µm_________
vítrea em decorrência da presença de material fundido
(Figura 10 e 11).
FIGURA 10 – Eletromicrografia da face palatina do esmalte dental de espécime
irradiado com laser de diodo λ808nm., com potência de 10W, onde
podemos visualizar as alterações causadas como crateras ( ),
superfície vitrificada ( ) e fissuras ( .) (Aumento original de
500X).
_
_____70µm_________
FIGURA 11 – Eletromicrografia de espécime irradiado com laser de diodo λ 808nm,
com potência de 7W, na superfície de esmalte face vestibular,
observamos presença de trinca ( ), crateras ( ) e material
fundido com característica vítrea ( ) (Aumento original de 500X).
Neste grupo experimental, com aumento de 2000X, evidenciou-
se trinca na sua face superior, provavelmente provocada pela recristalização
dos prismas de esmalte decorrente da variação de temperatura (Figura 12).
_
_____70µm_________
FIGURA 12 - Eletromicrografia de espécime irradiado com laser de diodo λ 808nm,
superfície de esmalte face vestibular, presença de trincas ( ) e
material fundido ( ) em toda a superfície observada, parte superior
da amostra (Aumento original de 2000X).
_
_____16µm_________
5.2 Dentina
Na superfície dentinária dos espécimes do grupo controle, foi
observada presença de ranhuras decorrentes do desgaste com disco de
carborundum e túbulos dentinários abertos e dispostos de maneira organizada
(Figura 13).
FIGURA 13 – Eletromicrografia de espécime do grupo controle, superfície dentinária
irregular, desgastada com auxílio de disco de carborundum com
imagem característica de camada de smear, observar presença de
túbulos dentinários abertos (→) (Aumento original de 200X).
_
_____160µm________
Com relação aos espécimes do grupo experimental, irradiados
com 7W e com 10W, com aumentos de 100X, 500X e 1000X, foi notada
presença de cavitação na superfície dentinária (Figura 14) e uma superfície
menos irregular que o controle. Ocorreu ablação da área central dos
espécimes, com decorrente modificação da estrutura tubular, provavelmente
provocada pela fusão e resolidificação da dentina (Figura 15).
FIGURA 14 – Eletromicrografia de espécime irradiado com laser de diodo λ808nm,
(7W) superfície de dentina face vestibular, na região central alteração
de tecido dentinário, fusão e recristalização (ο) da dentina com
margens irregulares ( ) (Aumento original de 500X).
_
_____70µm_________
FIGURA 15 – Eletromicrografia de espécime irradiado com laser de diodo λ 808nm,
(10W) superfície de dentina face palatina, na região central alteração
de tecido dentinário, túbulos dentinários abertos (→) (Aumento original
de 200X).
Com aumento de 2000X, foram identificadas inúmeras crateras,
ausência de túbulos dentinários, superfície irregular com aparência vitrificada,
provocada pela fusão e ressolidificação da dentina (Figura 16).
_
_____160µm________
FIGURA 16 – Eletromicrografia de espécime irradiado com laser de diodo λ 808nm,
(7W) superfície de dentina amplificada, apresentando face vitrificada
pela fusão e ressolidificação dentinária (ο) (Aumento original de
2000X).
_
_____16µm________
Utilizamos ainda o aumento de 5000X apenas para ilustrar a
superfície dentinária vitrificada, apesar deste aumento não ter sido proposto
inicialmente neste estudo Figura 17.
FIGURA 17 – Eletromicrografia de espécime irradiado com laser de diodo λ 808nm,
(7W) superfície de dentina amplificada, apresentando face vitrificada
pela fusão e resolidificação dentinária (ο) (Aumento original de 5000X).
5.3 Temperatura da câmara pulpar
Inicialmente, o programa IR-Graph, ligado ao termômetro digital
produziu gráficos nos quais foi possível observar a variação de temperatura, e
identificar os valores de T
0
e T
máx.
(Figura 18).
FIGURA 18 – Exemplo de gráfico ilustrando a variação de temperatura no esmalte
observada no momento de irradiação do espécime. Verificar a elevação
da temperatura de 30,1
0
C para 30,7
0
C.
A variação da temperatura da câmara pulpar observada em
todos os espécimes foram agrupadas e ilustradas abaixo para avaliação e
interpretação dos resultados obtidos Quadro 1.
Quadro 1 – Intervalos de variação da temperatura T
0
e T
máx
da câmara pulpar
encontrados (C
0
).
Os dados obtidos foram agrupados e submetidos a análise de
variância. Os valores médios de variação de temperatura podem ser
observados nas Tabelas 1 e 2.
Tabela 1 – Valores médios e desvio padrão dos dados obtidos no Grupo I
(esmalte dentário)
GRUPO I
(vestibular)
GRUPO I
(palatina)
Média (
0
C)
Desvio padrão
0,08
0,51207
0,38
0,01593
Espécime
s
Esmalte Dentina
Vestibular
1 0.1 0
2 0 0
3 0 0
4 0 0.6
5 0.2 0.3
6 0 0.8
7 0.5 0.5
8 0 1.5
9 0 0
10 0 0
Palatina
1 0 0
2 0.7 1.1
3 0.5 0
4 0 1.6
5 0.2 0.4
6 0.3 0.1
7 0 1
8 0.5 0.1
9 1.1 0
10 0.5 0.9
Tabela 2 – Valores médios e desvio padrão dos dados obtidos no Grupo II
(dentina)
GRUPO II
(vestibular)
GRUPO II
(palatina)
Média (
0
C)
Desvio padrão
0,37
0,60899
0,52
0,11529
A análise estatística dos dados não evidenciou diferença
significativa entre os grupos estudados p<0,05 (Tabela 3).
Tabela 3 – Valores encontrados no teste não paramétrico de variância
Fonte de
variação
SQ gl MQ F p F crítico
Vestibular
X
Palatina
0,50625 1 0,50625 2,741914 0,106496 4,113165
Esmalte
X
Dentina
0,46225 1 0,46225 2,502782 0,122392 4,113165
Interações 0,05625 1 0,05625 0,304557 0,584449 4,113165
Dentro 6,649 36 0,184694
Total 7,67375 39
6 DISCUSSÃO
Na literatura revisada encontramos diversos estudos sobre os
efeitos da radiação laser nos tecidos bucais, os quais foram realizados
utilizando macacos (ZACH & COHEN
54
, 1965; STERN et al.
43
, 1969; ADRIAN
1
,
1977; GOODIS et al.
17
,1988), cães (ADRIAN et al.
2
, 1971), coelhos (TAUBER
et al.
49
, 1979), suínos (SPENCER et al.
41
, 1998; GOHARKHAY et al.
16
, 1999) e
espécimes bovinos (PENNA
33
, 2000; MACRI
24
, 2001; TAVARES
50
, 2002;
CAVALCANTI et al.
10
, 2003; NICCOLI-FILHO et al.
30
, 2004; TANJI et al.
47
,
2005; ARAÚJO
7
, 2005). Nós optamos por avaliar os efeitos da radiação laser
de diodo em dentes humanos, embasados em inúmeros estudos anteriores
que pesquisaram a ação de outros tipos de radiação laser sobre a superfície
dental (HARTNETT & SMITH
19
, 1961; STERN & SOGNNAES
45
, 1972;
PETERS & AUGSBURGER
34
, 1981; RENNEBOOG-SQUILBIN et al.
37
, 1989;
FEATHERSTONE & NELSON
15
, 1987; LAUNAY et al.
23
, 1987; MISERENDINO
et al.
26
, 1989; ANIC et al.
4
, 1992; ANIC et al.
5
,1993; NICCOLI-FILHO et al.
29
,
1997; MYAKI et al.,
27
, 1998; LAN
22
, 1999; RODE et al.
38
, 2000; SAMPAIO
39
,
2000; TANNOUS
48
, 2001; OLIVEIRA et al.
32
, 2001; QUINTO JUNIOR
36
, 2001;
SRIMANEEPONG et al.
42
, 2002; MYAKI & TANJI
28
, 2002; ATTRILL et al.
8
,
2004; WETTER et al.
53
, 2004).
Face aos resultados obtidos, podemos inferir que o uso do
laser de diodo pode determinar alterações na superfície de esmalte, como a
perda de sua continuidade, presença de material fundido com característica
vítrea, presença de trincas e/ou fusão e ressolidificação da superfície
dentinária. Pesquisas anteriores, como a realizada por Stern & Sognnaes
44
(1964) que relataram “derretimento do esmalte dentário, ficando a superfície
com aspecto vítreo” embasaram nosso estudo das alterações nos tecidos
dentais aqui observados. Este fenômeno, na dependência da quantidade de
energia recebida pela superfície do esmalte, pode ocorrer em toda sua
extensão.
Com relação à fusão do esmalte dental, Phillips
35
(1993)
relatou que a mesma parece ocorrer quando a temperatura do esmalte,
considerado material cerâmico, atinge aproximadamente 1200
0
C, tornando a
superfície vítrea (FEATHERSTONE & NELSON
15
, 1987; ANIC et al.
4
, 1992;
RODE et al.
38
, 2000; KATCHBURIAN & ARANA
20
, 2004; ANUSAVICE
6
, 2005).
Ainda neste quesito, Oliveira et al.
32
(2001) verificaram que a fusão e a
ressolidificação do esmalte dentário promoviam superfícies homogêneas e
solidificadas, com redução da rugosidade e porosidade. Discordando dos
achados de Oliveira et al.
32
(2001), nossos resultados evidenciaram superfícies
de esmalte bastante irregulares, possivelmente como conseqüência da
irradiação laser de diodo ter promovido a elevação da temperatura
(CECCHINI
11
,1995; PENNA
33
, 2000; QUINTO JUNIOR
36
, 2001; NICCOLI-
FILHO et al.
30
, 2004; TANJI et al.
47
, 2005).
A fusão e a ressolidificação que foram observadas na
superfície do esmalte dentário parecem torná-las mais mineralizada,
aumentando sua resistência à cárie acorde com Oliveira et al.
32
, 2001.
Entretanto, como foi relatado nos resultados, as alterações promovidas na
superfície dos espécimes como rachaduras, trincas e fissuras, podem fragilizar
a superfície do esmalte o que poderia facilitar o acúmulo de biofilme dentário.
Em desacordo com nossos resultados, Stern et al.
43
(1969)
estudando os efeitos do laser de rubi em dentes de macaco chipanzé, não
encontraram alterações na superfície de esmalte, provavelmente pelo fato do
laser ter sido utilizado no modo desfocado, diferente do nosso que foi o laser
de diodo no modo focado.
Pudemos observar nos espécimes do Grupo 2, uma superfície
dentinária menos irregular do que a evidenciada pelos espécimes do Grupo
Controle, provavelmente devido a compactação causada pela fusão da
camada de smear, que é o que acontece quando se utilizam algumas soluções
para limpeza cavitária, podendo ocasionar um incremento para a fragilidade
desta superfície acorde PENNA
33
, 2000; RODE et al.
38
, 2000; CAVALCANTI et
al.,
10
2003; NICCOLI-FILHO et al.
30
, 2004; ARAÚJO
7
, 2005.
Em relação ao posicionamento do feixe da radiação laser
sobre os espécimes estudados, optamos direciona-lo de forma perpendicular a
superfície a ser irradiada, esmalte ou dentina. Esta decisão foi baseada na
afirmação de Tannous
48
(2001) de que o correto direcionamento do feixe de
radiação é fundamentalmente importante nos estudos de morfologia dentária,
já que as alterações morfológicas ocorrem em função do ângulo de aplicação
do feixe de laser. Ao irradiar uma única área nós pudemos observar alterações
morfológicas como, por exemplo, crateras. Desta forma, clinicamente, para
minimizar efeitos deletérios, nos parece mais indicado à aplicação em
varredura contínua.
Além das alterações morfológicas, o efeito térmico da radiação
laser sobre os tecidos dentários é outro aspecto que merece consideração, já
que um aumento de temperatura superior a 5,5ºC por um minuto pode
determinar uma alteração pulpar irreversível (ZACK & COHEN
54
, 1965).
Para aferição da temperatura, optamos pela utilização do
termopar. Esta escolha foi embasada nos estudos de Lan
22
, 1999; Wetter et
al.
53
, 2004; Quinto Junior
36
, 2001; Macri
24
, 2001; Tavares
50
, 2002 e Attrill et
al.
8
, 2004, que evidenciaram melhor captação da variação de temperatura com
uso deste instrumento. Cavalcanti et al.
10
(2003) relataram as dificuldades do
posicionamento do termopar na câmara pulpar, reportando que tomadas
radiográficas são necessárias para confirmação do correto posicionamento do
mesmo. Como a aferição da temperatura é dependente da distância
termopar/dentina, é importante uma fixação segura do termopar.
Optamos por empregar pasta térmica no interior da cavidade
pulpar. Justificando nossa opção, Chang & Wilder-Smith
12
(1998) e Lan
22
(1999) relataram a necessidade do preenchimento da câmara pulpar com um
material condutor térmico, uma vez que a câmara vazia pode determinar
ineficiente condução térmica, em decorrência da dissipação do calor no interior
da mesma. Reforçando nossa metodologia Zezell et al.
55
(1995) também
estudaram a variação de temperatura na superfície dental irradiada, com e
sem o uso de substância termocondutora dentro da cavidade pulpar, tendo
encontrado diferença de até 3,8
0
C, entre os grupos.
Autores como Peters & Augsburger
34
(1981); Goodis et al.
17
(1988); Anic, et al.
5
(1993); Srimaneepong et al.
42
(2002) relataram elevação
da temperatura pulpar em decorrência do uso de diferentes tipos de laser.
Entretanto, Renneboog-Squilbin et al.
37
(1989) verificaram que o laser de
argônio utilizado de forma contínua, com 2W de potência e tempos de
exposição variando de 1 a 5 segundos, produzia um aumento de temperatura
inferior ao observado com o uso de instrumento cortante rotatório durante o
preparo cavitário. Desta forma, é importante que estudos futuros avaliando a
tecnologia laser, observem a resposta do tecido conjuntivo pulpar e sua
pressão interna.
No nosso trabalho observamos elevação de temperatura da
câmara pulpar de até 1,1
0
C no esmalte e 1,6
0
C na dentina quando irradiada.
Embora os resultados encontrados não tenham evidenciado diferença
estatística significativa, no caso de polpas senis, ou nesta condição, com baixa
capacidade de resposta a agressão, este aumento de temperatura poderia
determinar comprometimento pulpar irreversível.
Acreditamos ser importante salientar que o profissional que
pretende utilizar a tecnologia laser deve, previamente, se habilitar científica e
tecnicamente, de forma a obter o máximo da técnica com um mínimo de dano
e desconforto para o paciente.
A opção pelo uso de determinado tipo de radiação laser deve
ser baseada no seu comprimento de onda dentro do espectro de absorção
óptica (Figura 19).
FIGURA 19 - Espectro de absorção óptica dos principais laseres e componentes de
tecidos biológicos
52
O laser de diodo utilizado nesse estudo apresenta
comprimento de onda de λ808nm, fazendo com que sua principal indicação
seja o uso em tecidos moles. Em tecidos mineralizados, com pouca água, a
interação laser de diodo/tecido fica prejudicada, o que pode justificar os
resultados encontrados (LAUNAY et al.
23
, 1987; OLIVEIRA, et al.
32
, 2001,
KATCHBURIAN & ARANA
20
, 2004).
coeficiente de absorção
1/cm
comprimento de onda
InfravermelhUltraviolet
Melanina
Hemoglobina
Água
Visível
laser de diodo 805 – 810nm
laser de rubi
694nm
Com nossos resultados podemos observar as alterações
provocadas pelo laser de diodo nos tecidos dentários duros, entretanto é
importante levantarmos dúvidas sobre os procedimentos e técnicas
empregados atualmente, para melhoria e aprimoramento do conhecimento
para todos. Além disso, a metodologia empregada é de grande valia para
futuras análises na clínica odontológica uma vez que, o mercado lança novas
tecnologias praticamente todos os dias, que necessitam ser testadas e
empregadas.
7 CONCLUSÃO
Face ao exposto, concluímos:
Tanto a potência de 7W como a de 10W promoveram
alterações morfológicas semelhantes nas superfícies irradiadas.
A superfície de esmalte irradiada apresentou perda da
continuidade dos prismas de esmalte, presença de material fundido com
características vítreas, ressolidificação e trincas.
Na superfície dentinária irradiada ocorreu fusão e
ressolidificação dentinária adquirindo uma superfície vitrificada com bordas
irregulares, na região central desgaste irregular atingindo diversos diâmetros e
mantendo alguns túbulos abertos com compactação da camada de smear.
Em relação à variação da temperatura da câmara pulpar
observamos que estas alterações não foram significativas, pois não se
elevaram acima de 5
0
C.
8 REFERÊNCIAS
∗
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2
laser exposure. Int Endod J, v.26, n.5, p.284-93, Sept. 1993.
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acesso endodôntico e preparo cavitário. 1995. 148f. Dissertação (Mestrado
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Anexo A – Certificado do comitê de ética em pesquisa
ESTADUAL PAULISTA
CAMPUS DE SÃO JOSÉ DOS CAMPOS
FACULDADE DE ODONTOLOGIA
CERTIFICADO
CERTIFICAMOS, que o protocolo n° 106/2003 PH/CEP, sobre "Avaliação morfológica
ultra-estrutural e pirométrica de dentes humanos irradiados com laser de
diodo", sob
responsabilidade de
MÔNICA CESAR DO PATROCINIO
, está de
acordo
com os Princípios Éticos, seguindo diretrizes e normas| regulamentadoras de pesquisa,
envolvendo seres humanos; conforme Resolução n° 196/96 do Conselho Nacional de
Saúde e foi aprovado pelo
Comitê de Ética em Pesquisa.
São José dos Campos, 09 de dezembro de 2003.
Profa. Dra. Suely Carvalho Mutti Naressi
Coordenadora do Comitê de Ética em Pesquisa - Local
Anexo B – Declaração de doação de dentes humanos
UNIVERSIDADE DE TAUBATE
DEPARTAMENTO DE ODONTOLOGIA
BANCO DE DENTES HUMANOS
Ao Comitê de Ética em Pesquisa da UNESP.
O Banco de Dentes Humanos da UNITAU declara que fornecerá 20 molares
permanentes necessários a pesquisa intitulada "Avaliação morfológica ultra estrutural
e pirométrica de
dentes humanos irradiados por laser de diodo".
Aluna: Mônica Cesar Patrocinio.
Orientador: Sigmar de Mello Rode
Obs.: Os dentes só serão liberados após vossa aprovação.
Coordenador Geral
Profa. Dra. Sandra Márcia Habitante
PATROCINIO, M. C. Ultrastructural morphological and pirometric
evaluation of human teeth irradiated by diode laser λ 808nm. 2006. 77f.
Tese (Doutorado em Biopatologia Bucal, Área de Biopatologia Bucal) –
Faculdade de Odontologia de São José dos Campos, Universidade Estadual
Paulista, São José dos Campos, 2006.
ABSTRACT
We analyzed the effects of diode infrared laser on ultrastrutural morphology of
mineralized hard tissue on human teeth and the change temperature in pulpal
chamber. We used 22 molar caries free, cooled in physiologic serum. Before the
experiment, the teeth were horizontally crosscut, separation the crown by root, we
never use this part. The experimental specimens were prepared with place down type
J thermocouple put in internal face of pulpal chamber and obliterated with light-curing
resin and random divided in three groups. Control group: compound by two
specimens, in this specimens we will not doing any procedure; Group 1: compound
with ten specimens, the vestibular surface of enamel was irradiated with diode laser
λ808nm, with guide laser HeNe 635nm, 200µm optical fiber, 7W power, for two
seconds, in pulsated mode 0,5 seconds of pulse and 2mm focus. During the
irradiation, the temperature of pulpal chamber was compared using type J
thermocouple. In palatine or lingual surface we doing the same procedure, using other
optical fiber and power (300µm and 10W); and Group 2: compound by the same
number of specimens of group 1, however, the dentin surface was irradiated. The
samples were analyzed in 100X, 200X, 500X, 1000X and 2000X, and photograph with
scanning electron microscopic for comparative morphological analysis. The specimens
of control group in increase studied were observed normal morphological
characteristics with presence of aprism enamel and inter-prism region. It was possible
visualize on group 1 superficial loss on enamel in power used, with crater formation,
fissures, irregular surface with glasslike characteristic in elapse of presence of melt
material and crunch inside. On group 2 it were possible observed ablation central area
of specimens, numberless crater formation, by modified tubular structure probable
stimulated by fusion and resolidified of dentine with irregular narrows. The temperature
changes verify between enamel and dentin were not significant. We conclude the
surface alteration on enamel presented prism loss continuity and presence of melt
material glasslike, dentin resolidified with glasslike surface with irregular end, on the
center irregular wear in several diameter and maintenance open dentin tubules with
compact smear layer.
KEYWORDS: Diode laser; morphological evaluation; human teeth, comparative study.
AUTORIZAÇÃO
Autorizo a reprodução xerográfica deste trabalho
São José dos Campos, 24 de maio 2006.
MÔNICA CESAR DO PATROCINIO
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