( PDF ) Avaliação da resistência flexural de fibras de vidro e cerâmicas odontológicas utilizadas como subestrutura de próteses parciais fixas

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UNIVERSIDADE ESTADUAL DE PONTA GROSSA

PRÓ-REITORIA DE PESQUISA E PÓS-GRADUAÇÃO

PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM ODONTOLOGIA –MESTRADO

ÁREA DE CONCENTRAÇÃO: CLÍNICA INTEGRADA

ADRIANA DE OLIVEIRA SILVA

AVALIAÇÃO DA RESISTÊNCIA FLEXURAL DE FIBRAS DE VIDRO E CERÂMICAS

ODONTOLÓGICAS UTILIZADAS COMO SUBESTRUTURA DE PRÓTESES

PARCIAIS FIXAS

PONTA GROSSA

2004

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ADRIANA DE OLIVEIRA SILVA

AVALIAÇÃO DA RESISTÊNCIA FLEXURAL DE FIBRAS DE VIDRO E CERÂMICAS

ODONTOLÓGICAS UTILIZADAS COMO SUBESTRUTURA DE PRÓTESES

PARCIAIS FIXAS

Dissertação apresentada para a obtenção do

Título de Mestre na Universidade Estadual de

Ponta Grossa, no Curso de Mestrado em

Odontologia – Área de Concentração em Clínica

Integrada.

Orientador: Prof. Dr. João Carlos Gomes

PONTA GROSSA

2004

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Ficha catalográfica elaborada pela Biblioteca Central da UEPG

Silva, Adriana de Oliveira

S586 Avaliação da resistência de fibras de vidro e cerâmicas

odontológicas. Ponta Grossa, 2004.

116f. il.

Dissertação ( mestrado ) - Universidade Estadual de

Ponta Grossa.

Orientador : Prof.. Dr. João Carlos Gomes

1-Odontologia. 2- Fibras de vidro. 3- Resistência

flexural. I.T.

CDD : 617.69

ADRIANA DE OLIVEIRA SILVA

AVALIAÇÃO DA RESISTÊNCIA FLEXURAL DE FIBRAS DE VIDRO E CERÂMICAS

ODONTOLÓGICAS UTILIZADAS COMO SUBESTRUTURA DE PRÓTESES

PARCIAIS FIXAS

Dissertação apresentada para obtenção do título de mestre na Universidade

Estadual de Ponta Grossa, no Curso de Mestrado em Odontologia - Área de

concentração em Clínica Integrada.

Ponta Grossa, 27 de julho de 2004.

Prof. Dr. João Carlos Gomes - Orientador

Universidade Estadual de Ponta Grossa

Prof. Dr. José Pereti Neto

Universidade Estadual de Londrina

Profª. Dra. Osnara Maria Mongruel Gomes

Universidade Estadual de Ponta Grossa

Dedico este trabalho...

Aos meus pais Moysés e Celina, e às minhas

irmãs Cláudia e Daniele pelo amor, atenção e

pelo constante incentivo à minha realização

profissional. Seria impossível tentar expressar

em palavras todo meu sentimento e gratidão.

Amo vocês!!!

AGRADECIMENTOS

A Deus.

A Universidade Estadual de Ponta Grossa na pessoa do Magnífico

Reitor Paulo Roberto Godoy.

A Pró-Reitoria de Pesquisa e Pós-Graduação: Programa de Pós-

Graduação em Odontologia - Mestrado em Clínica Integrada na pessoa do Dr Altair

Justino.

A Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior-

CAPES/DS pela concessão de bolsa de estudo.

Ao Prof. Dr. João Carlos Gomes, coordenador do curso de mestrado

e meu orientador, pela contribuição com seus conhecimentos e sugestões na

realização desta dissertação.

Aos colegas de mestrado, Adriana, Ana Claudia, Andréa, Ariadne,

Alfredo, Carlos, Douglas, Edison, Flávia, João Paulo, Leyla, Milko, Protásio, pela

amizade, convivência e troca de conhecimentos e experiências que tivemos durante

este curso.

A Universidade Federal de Santa Catarina, na pessoa do Prof. Dr.

Marcelo Chain pela colaboração com informações e equipamentos que auxiliaram na

realização deste estudo.

A Luana Dutra de Carvalho pela disponibilidade e colaboração com

informações que auxiliaram na concretização desta pesquisa.

Aos laboratórios Romanini e Artes Dentárias Bergamini pelo

profissionalismo e disponibilidade na produção dos corpos-de-prova.

A Angelus Soluções Odontológicas pelos materiais fornecidos e

fundamentais para a realização deste estudo.

A todos que direta ou indiretamente contribuíram para a conclusão

desta pesquisa.

RESUMO

O objetivo deste estudo foi avaliar a resistência flexural de dois sistemas de fibras de

vidro unidirecionais e duas cerâmicas utilizadas como subestrutura de próteses

parciais fixas, através do teste de três pontos. Quatro grupos, com 10 corpos-de-

prova cada, e dimensões de 25+2mm X 2+0,1mm X 2+0,1mm (ISO 10477) para as

fibras de vidro e 25+ 5 mm X 4+ 0,25 mm X 1,2+ 0,2 mm (ISO 6872) para as

cerâmicas, foram obtidos seguindo as orientações dos fabricantes, sendo: GI-

Vectris Pontic

(Ivoclar/Vivadent), GII- Fibrex Medial

(Angelus Soluções

Odontológicas), GIII- IPS Empress

2(Ivoclar/Vivadent) e GIV- VITA In-Ceram

Zircônia. Os corpos-de-prova foram armazenados, secos, à temperatura ambiente,

em recipientes plásticos, sem interferência de luz e submetidos ao teste de três

pontos em uma máquina de ensaio Instron

Corp. 2KN (velocidade de 0,75mm/min)

obtendo-se valores médios de resistência à flexão de 516,04 + 58,44 MPa para GI,

505,23 + 85,57 MPa para GII, 182,73+ 50,33MPa para o GIII e 442,37 + 99,89 MPa

para o GIV. O padrão de falha observado foi de fratura incompleta para as fibras de

vidro e fratura completa para as cerâmicas. Os valores médios de resistência foram

submetidos à análise estatística, teste Anova (p<0,05) e verificou-se a inexistência

de diferenças estatísticas significantes entre os grupos de fibras de vidro (p=0.7460)

e a existência de diferenças estatísticas significantes entre os grupos de cerâmicas.

Concluiu-se que as fibras de vidro utilizadas no experimento apresentaram

desempenhos de resistência flexural semelhantes e os resultados sugeriram a

possibilidade da utilização das fibras de vidro como alternativa às ligas metálicas em

situações clínicas bem indicadas de próteses parciais fixas. As cerâmicas

apresentaram diferentes desempenhos de resistência flexural, sendo o sistema VITA

In-Ceram

Zircônia capaz de resistir a maior carga aplicada comparada ao sistema

IPS Empress

2 Ivoclar/Vivadent.

Palavras-chave: fibras de vidro; cerâmicas; resistência flexural.

ABSTRACT

The aim of this study was to evaluate the flexural strength of two fibers glass and two

ceramics systems used like substructure of prosthesis fixed partial using a three point

bending test. Four groups, with ten specimens and dimensions of 25+ 2mm X 2+

0,1mm X 2+ 0,1mm (ISO 10477) to fibers glass and 25+ 5 mm X 4+ 0,25 mm X 1,2+

0,2 mm (ISO 6872) to ceramics were prepared according to the manufacturer’s

instructions, where: GI-Vectris Pontic

(Ivoclar/Vivadent), GII-Fibrex Medial

(Angelus

Soluções Odontológicas), GIII- IPS Empress

2(Ivoclar/Vivadent) e GIV- VITA In-

Ceram

Zircônia. The specimens were dry stored, in plastic recipient, without light on

room temperature and submitted on three point test at universal machine Instron

Corp. 2KN(crosshead speed of 0,75mm/min) and the results of the mean values of

flexural strength were 516,04 + 58,44 MPa to GI , 505,23 + 85,57 MPa to GII,

182,73+ 50,33 MPa to the GIII and 442,37 + 99,89 MPa to GIV. The predominance

of failure was incomplete fracture to fibers glass and complete fracture to ceramics.

The results were submitted on statistical analysis, Anova (p<0,05) and there were

observed differences statistically insignificant among the fibers’ group (p=0.7460)

and differences statistically significant among the ceramics’ group. Concluded that

fibers tested presented similar performance of flexural strength and the result

suggested the possibility of fibers glass be used like alternative of alloy in good

indication of clinical situation of prosthesis fixed partial. The ceramics presented not

similar performance of flexural strength being VITA In-Ceram

Zircônia system able

to support more load when compared with IPS Empress

2 Ivoclar/Vivadent system.

Keywords: fiber glass; ceramics; flexural strength.

LISTA DE ILUSTRAÇÕES

Figura 1 - Vista superior da matriz metálica para confecção dos corpos-de-

prova..............................................................................................

Figura 2 - Ilustração com as dimensões ideais dos corpos-de-prova em

Fibra de Vidro................................................................................

Figura 3 - Vectris Pontic

- Ivoclar/Vivadent..................................................

Figura 4 - Aparelho Vectris Vs1

para aplicação de Vácuo, Pressão e

Luz.................................................................................................

Figura 5 - Fibrex Medial

- Angelus Soluções Odontológicas........................

Figura 6 - Aparelho Powerlux

EDG para aplicação de Vácuo, Pressão e

Luz.................................................................................................

Figura 7 - Ilustração com as dimensões ideais dos corpos-de-prova em

Cerâmicas......................................................................................

Figura 8 - Pastilhas de Cerâmica IPS Empress

2-!voclar/Vivadent.............

Figura 9 - Forno Ep500/IPS Empress

- Ivoclar/Vivadent............................

Figura 10 - Kit do Sistema VITA In-Ceram

Zircônia.......................................

Figura 11 - Forno Inceramat II / VITA, Bad Sackingen, Germany…………….

Figura 12 - Máquina de Ensaio Universal Instron

Corp.Modelo 4444............

Figura 13 - Suporte metálico com cilindros de 2mm paralelos e distantes

20mm dos centros.........................................................................

Figura 14 - Amostra posicionada para a realização do Teste de Três

Pontos............................................................................................

Figura 15 - Fratura incompleta observada na Fibra de Vidro Unidirecional

Vectris Pontic

-Ivoclar/Vivadent....................................................

Figura 16 - Fratura incompleta observada na Fibra de Vidro Unidirecional

Fibrex Medial

- Angelus Soluções Odontológicas........................

Figura 17 - Fratura completa observada na Cerâmica IPS Empress

Ivoclar/Vivadent.............................................................................

Figura 18 - Fratura completa observada na Cerâmica VITA In-Ceram

Zircônia..........................................................................................

Gráfico 1

Resistência Flexural nos Grupos de Fibras de Vidro....................

Gráfico 2 - Resistência Flexural nos Grupos de Cerâmicas............................

Quadro 1 - Corpos-de-prova: Repetições, Dimensões, Força máxima

aplicada e Resistência Flexural no Grupo I - Vectris Pontic

Ivoclar/Vivadent.............................................................................

Quadro 2 - Corpos-de-prova: Repetições, Dimensões, Força máxima

aplicada e Resistência Flexural no Grupo II – Fibrex Medial

Angelus Soluções Odontológicas..................................................

Quadro 3 - Corpos-de-prova: Repetições, Dimensões, Força aplicada e

Resistência Flexural no Grupo III - IPS Empress

Ivoclar/Vivadent.............................................................................

Quadro 4 - Corpos-de-prova: Repetições, Dimensões, Força aplicada e

Resistência Flexural no Grupo IV - VITA In-Ceram

Zircônia..........................................................................................

Tabela 1 - Grupos de Ensaio, Tipos de Fibras de Vidro, Materiais

utilizados, Fabricantes e Lote........................................................

Tabela 2 - Grupos de Ensaio em Cerâmicas, Materiais utilizados,

Fabricantes e Lote.........................................................................

Tabela 3 - Comparação dos Valores Médios de Resistência Flexural,

Número de corpos-de-prova e Desvio Padrão nos Grupos de

Fibras de Vidro..............................................................................

Tabela 4 - Comparação dos Valores Médios de Resistência Flexural,

Número de corpos-de-prova e Desvio Padrão nos Grupos de

Cerâmicas......................................................................................

LISTA DE ABREVIATURAS

% = Porcento

°C = Grau Celsius

cm = Centímetro

Lb = Libra

KN = Quilo Newton

GPa = Gigapascal

min = Minuto

mm = Milímetro

= Milímetro quadrado

p = Significância

MPa = Megapascal

N = Newton

n = Número

mm/min = Milímetro por minuto

N/mm = Newton por milímetro

N/mm

= Newton por milímetro quadrado

MEV Microscópio Eletrônico de Varredura

kgf = Quilograma força

vol% = Volume percentual

SUMÁRIO

INTRODUÇÃO.........................................................................................

2.1

2.2

REVISÃO DE LITERATURA...................................................................

FIBRAS DE VIDRO..................................................................................

CERÂMICAS ODONTOLÓGICAS...........................................................

PROPOSIÇÃO.........................................................................................

4.1

4.1.1

4.1.1.1

4.1.1.2

4.1.2

4.1.2.1

4.1.2.2

4.2

4.3

MATERIAIS E MÉTODOS.......................................................................

CONFECÇÃO DOS CORPOS-DE-PROVA.............................................

Fibras de Vidro.........................................................................................

Grupo I.....................................................................................................

Grupo II....................................................................................................

Cerâmicas Odontológicas........................................................................

Grupo III...................................................................................................

Grupo IV...................................................................................................

TRATAMENTO EXPERIMENTAL............................................................

MEDIÇÃO................................................................................................

5.1

5.2

RESULTADOS E ESTATÍSTICA............................................................

FIBRAS DE VIDRO.................................................................................

CERÂMICAS ODONTOLÓGICAS...........................................................

6.1

6.2

6.3

DISCUSSÃO............................................................................................

CONCEITOS............................................................................................

FIBRAS DE VIDRO..................................................................................

CERÂMICAS ODONTOLÓGICAS...........................................................

100

CONCLUSÃO..........................................................................................

110

REFERÊNCIAS.......................................................................................

111

1 INTRODUÇÃO

O objetivo principal da odontologia é manter ou melhorar a qualidade

de vida dos pacientes, através da prevenção da doença, alívio da dor, aprimorando

a fonação e melhorando a eficiência mastigatória e a estética. Muitas vezes torna-se

necessário a reposição de dentes ausentes e por isso, o desenvolvimento e a

seleção de materiais protéticos biocompatíveis que suportem as condições adversas

do ecossistema bucal, têm sido o grande desafio da odontologia. Os materiais,

atualmente utilizados para a recuperação das porções dentárias perdidas, podem

ser divididos em quatro grupos principais: metais, cerâmicas, polímeros e

compósitos. Apesar de recentes e continuamente aperfeiçoados, nenhum pode ser

considerado um material permanente. (ANUSAVICE, 1998a).

O aumento na procura por restaurações estéticas, bem como a

incansável luta pela preservação dos tecidos da estrutura dental têm motivado

pesquisadores à busca do material ideal e da melhor técnica restauradora. As

tecnologias das resinas compostas e das cerâmicas odontológicas constituem a área

mais crescente de pesquisa e desenvolvimento dos materiais dentários.

(ANUSAVICE, 1998a).

A evolução das resinas laboratoriais e das cerâmicas possibilitou a

sua aplicação nas restaurações em dentes posteriores, reduzindo o uso do

amálgama e das restaurações metálicas fundidas. Além do fascínio pela estética,

razões científicas importantes, tais como as melhoradas propriedades físicas e

mecânicas destes materiais, justificam sua indicação. A utilização de resinas e

cerâmicas em restaurações livres de metal (metal-free), no entanto, tornam-se

críticas quando realizadas em regiões de grande estresse mastigatório ou para

substituição de elemento dental perdido em próteses parciais fixas. Visando dar

maior resistência aos materiais metal-free, foram desenvolvidos sistemas de reforço

(fibras e cerâmicas de alta resistência) com características e propriedades

mecânicas singulares, que podem ser utilizados para a confecção de subestruturas

de próteses parciais fixas em substituição às ligas metálicas. (LACY, 2000).

Os sistemas de resinas laboratoriais, desenvolvidos para a

confecção de elementos protéticos metal-free, necessitam de reforço com fibras

quando coroas e próteses adesivas com preparos parciais e totais são realizadas.

As fibras de vidro são utilizadas por vários segmentos industriais (como as indústrias

aeroespacial, automobilística e náutica). Suas propriedades físicas, como a baixa

condutividade térmica e elétrica, além de sua alta resistência e resiliência,

chamaram a atenção da área odontológica, que percebeu neste material uma

alternativa estética para a substituição de estruturas metálicas.(FIBREX-LAB,

[2003]).

Diversas marcas comerciais com seus sistemas de polimerização,

tipos de fibras, valores de resistência flexural, módulo de elasticidade e indicações

clinicas estão descritos na literatura.(GOMES; GOMES, 2002). O sistema Vectris

(Ivoclar/Vivadent), apresenta-se como um material reforçado com fibras de vidro

unidirecionais para a confecção de estruturas de coroas e pontes, com comprovada

qualidade (KREJCI et al., 1999; VECTRIS, 1998) e, portanto, apresenta bases

científicas importantes para que possa ser utilizado como referência para a avaliação

do sistema de fibras de vidro Fibrex-Lab

(Angelus) que foi recentemente lançado no

mercado pela industria nacional.(FIBREX-LAB, [2003]).

Os sistemas totalmente cerâmicos também são promissores, e cada

sistema disponível apresenta vantagens e desvantagens, sejam em relação à

translucidez, opacidade ou resistência durante a função mastigatória (GARBER et

al., 2000).

O sistema IPS Empress

2 (Ivoclar/Vivadent) foi desenvolvido para a

fabricação de próteses fixas totalmente cerâmicas. Este sistema apresenta aumento

na resistência flexural, quando comparado ao sistema IPS Empress

, facilidade de

utilização, resistência química e estética superior. Estas propriedades contribuem

para a versatilidade do sistema, incluindo seu uso para a fabricação de coroas

anteriores e posteriores, inlays, onlays e próteses fixas de três elementos (sendo o

último retentor o segundo pré-molar com preparos totais). (FRADEANI; BARDUCCI,

2000). O sistema VITA In-Ceram

também se apresenta como uma alternativa para

a confecção de próteses metal-free, sendo que, quando reforçadas com óxido de

zircônio, têm aumentado suas propriedades de resistência podendo ser indicado

para próteses parciais fixas na região posterior, mas as custas de um efetivo

aumento de opacidade. (GARBER et al., 2000).

As cerâmicas e as fibras de vidro, atualmente utilizadas como

subestrutura de próteses fixas de três elementos metal-free, são materiais

relativamente recentes e, portanto, exigem pesquisas e avaliações constantes para

que possam ser utilizadas com segurança nos tratamentos restauradores.

Pretende-se, com este estudo, avaliar, através de um teste in vitro,

se os novos materiais cerâmicos e as fibras de vidro, atualmente utilizados como

subestrutura de próteses parciais fixas, apresentam características mecânicas

suficientes para possibilitar sua utilização em regiões de grandes esforços

mastigatórios, como materiais alternativos às ligas metálicas. Os valores médios de

resistência flexural de dois tipos de cerâmicas e de dois tipos de fibras de vidro,

serão obtidos através de um teste de três pontos e os resultados fornecerão dados

para a indicação clínica. Também será possível determinar quais materiais

apresentam os melhores resultados, quando avaliados por análise de significância

estatística.

2 REVISÃO DE LITERATURA

2.1 FIBRAS DE VIDRO

Gibbs et al. (1986) avaliaram os limites da força de mordida humana.

Citaram os maiores valores reportados na literatura, encontrados nos esquimós,

como sendo de 348 lbs (158kgf). Testaram nesta pesquisa a hipótese de que as

forças de mordida em indivíduos com bruxismo e apertamento dental pode exceder

os valores referidos aos esquimós. Com o uso de um dinamômetro especial, os

maiores valores encontrados foram de 975 lbs (443 kgf) mantidos por

aproximadamente 2 segundos. Os valores reportados aos indivíduos sem

parafunções foram de 20 a 127 kgf. Os autores concluíram que em alguns indivíduos

com bruxismo, a força de mordida pode ser seis vezes maior que em indivíduos com

dentição natural sem parafunções.

Figun e Garino (1989) descreveram que a ação mastigatória recebe

interferência das forças representadas pelos músculos da mastigação e os dentes e,

portanto, deve-se considerar: a intensidade das forças que os músculos devem

desenvolver para projetar os dentes inferiores contra os superiores, a intensidade

das forças que os dentes podem aceitar em oposição sem que, contudo, se lesem

ou se deteriorem os tecidos de sustentação e a intensidade da força que requer

cada tipo de alimento para ser fragmentado. Opinaram que a ação mastigatória não

depende somente da forma dos dentes, mas também da força que recebe através

do trabalho da musculatura mastigadora. Quanto mais próximo se encontra o dente

do local de aplicação das forças que levam os dentes inferiores contra os superiores,

maior será potência. De acordo com isso, a pressão que se exerce na zona dos

molares é máxima e decresce gradualmente em direção aos incisivos. Admitiram

que os músculos mastigadores podem exercer uma pressão de 90 a 136 kgf, mas

conceituaram como excepcional que sobre qualquer dente se produza uma força

que exceda 45 kgf. O limite dessa intensidade não reside nas possibilidades

musculares, mas na capacidade do dente e do periodonto para suportar forças

musculares superiores sem se alterarem. Descreveram as pressões ou forças

médias que agem sobre cada dente como: incisivo central superior – 19 kgf; incisivo

central inferior -15 kgf; incisivo lateral superior -15 kgf; incisivo lateral inferior - 22 kgf;

canino superior - 22 kgf; canino inferior – 26 kgf; primeiro pré-molar superior - 31 kgf;

primeiro pré-molar inferior – 32 kgf; segundo pré-molar superior - 30 kgf; segundo

pré-molar inferior - 28 kgf; primeiro molar superior - 36 kgf; primeiro molar inferior -

34 kgf; segundo molar superior - 35 kgf; segundo molar inferior - 33 kgf; terceiro

molar superior - 23 kgf e terceiro molar inferior - 40 kgf. Os autores relataram ainda

as funções estéticas, fonéticas e de preservação relacionadas ao sistema dental.

As normas técnicas para a realização de testes de profundidade de

polimerização, acabamento de superfície, absorção de água e solubilidade,

estabilidade de cor e resistência flexural em materiais que contenham monômeros,

polímeros e/ou cargas inorgânicas estão descritas na ISO 10477.(INTERNATIONAL

ORGANIZATION FOR STANDARDIZATION, 1992). Para o teste de três pontos

torna-se necessária a confecção de, no mínimo, cinco corpos-de-prova com as

dimensões de 25 + 2mm x 2 + 0,1mm x 2 + 0,1mm, a partir de uma matriz metálica e

seguindo as instruções dos fabricantes. O equipamento para teste deve apresentar

velocidade de 1 + 0,3 mm/min, ou carga de 50 + 16 N/min, e um aparato para

receber o corpo-de-prova, com dois suportes paralelos de 2mm de diâmetro com a

distância entre os centros de 20 + 0,1 mm, e uma terceira haste, com 2mm de

diâmetro centralizada entre os dois suportes. A partir dos resultados obtidos, calcula-

se a resistência flexural em MPa.

Anusavice (1998a) enfatizou em seu livro as propriedades

mecânicas dos materiais dentários. Estas propriedades podem ser definidas pelas

leis da mecânica, isto é, a ciência física que lida com a energia e forças e seus

efeitos nos corpos. Salientou que um fator importante no desenho de uma prótese

dental é a resistência, a propriedade mecânica que assegura que a prótese sirva às

funções para as quais foi desenhada de maneira adequada e segura por um tempo

razoável. A resistência refere-se à habilidade da prótese resistir a forças (cargas)

sem que haja fratura ou deformação excessiva. Uma análise do potencial de falha

de uma prótese, sob forças aplicadas, deve ser relacionada com as propriedades

mecânicas do material protético já que são respostas mensuradas, elásticas ou

plásticas, destes materiais a uma força aplicada ou distribuições de tensões. O autor

definiu tensões e deformações, bem como as propriedades mecânicas embasadas

em deformações elásticas, detalhando os testes que podem ser aplicados para

aferição.

Vectris Pontic

(Ivoclar/Vivadent) é um material reforçado com fibras

para a confecção de estruturas de coroas e pontes, sem metal, translúcido e

estético. Constitui-se por camadas de feixes de fibras de vidro. O material é

aglutinado com o mesmo tipo de matriz de monômero Targis

(Ivoclar/Vivadent) que

assegura forte união e atua no sentido de distribuição homogênea das cargas

mastigatórias. As propriedades físicas permitem que, através da aplicação de vácuo,

pressão e luz possam ser obtidas estruturas com perfeito ajuste e sem tensões. Este

processo deve ser realizado no interior do aparelho Vectris VS1 de modo ordenado

e automatizado. As instruções de uso e os aparelhos utilizados foram

detalhadamente descritos.(VECTRIS, 1998).

Targis/Vectris

(Ivoclar/Vivadent) é um sistema sem metal para

restaurações estéticas em dentes anteriores e posteriores, recomendado na

fabricação de coroas e pontes. Um protocolo de avaliação clínica onde oitenta e oito

restaurações foram realizadas e avaliadas por 6 consultores durante um período de

15 meses foi descrito. Duas restaurações eram próteses de 3 elementos e as

restantes eram coroas unitárias (duas foram realizadas sobre implantes). Os

trabalhos foram produzidos por laboratórios credenciados. Antes da cimentação as

restaurações foram avaliadas quanto: adaptação ao modelo, anatomia oclusal,

adaptação ao dente, contato proximal, margens, oclusão e concordância de cor com

o dente adjacente. Aproximadamente 32% das restaurações foram avaliadas após

um ano nos seguintes aspectos: resistência à fratura/trinca, qualidade dos contatos

proximais, integridade marginal, resistência à infiltração, cor, ausência de

sensibilidade, resistência ao desgaste, satisfação do paciente e classificação geral.

As categorias foram classificadas em um escala de 1 a 5 em: ruim, regular, bom,

muito bom e excelente, respectivamente. Os critérios que dependiam do laboratório,

como adaptação ao modelo, anatomia oclusal e contorno receberam notas de muito

boas a excelentes. Aproximadamente 13% dos casos apresentaram contatos

proximais muito justos. A oclusão foi classificada com nota 4 com 46% dos casos

necessitando ajuste oclusal leve e moderado. A cor recebeu nota 4,3. Oitenta e dois

porcento das restaurações receberam notas boas a excelente para cor, com 18%

recebendo notas regular a boa. Os clínicos deram nota 4,7 para a facilidade de

cimentação. Após 1 ano, aproximadamente 32% das restaurações foram

reavaliadas. Uma havia fraturado e 2 haviam soltado. As demais restaurações

controladas não exibiram desgaste excessivo da restauração ou do dente adjacente

e nenhuma outra falha. Todos os pacientes estavam satisfeitos com os resultados e

apenas três relataram sensibilidade pós-operatória. Após 1 ano, 87% das

restaurações reavaliadas receberam notas entre muito bom e excelente. O sistema

Targis/Vectris

(Ivoclar/Vivadent) representa uma nova categoria de resinas

melhoradas e que os resultados em curto prazo são positivos; entretanto, só os

resultados em longo prazo poderão prever com maior acuidade o sucesso clínico

total destas restaurações. (TARGIS/VECTRIS, 1998).

Vallitu; Ruyter e Ekstrand (1998) avaliaram o efeito da água nas

propriedades flexurais dos polímeros para base de dentaduras reforçadas por fibras.

Foram utilizadas fibras de vidro trançadas e fibras de sílica trançadas disponíveis

para reforço de resinas para base de dentadura autopolimerizáveis e

termopolimerizáveis. As fibras foram orientadas a 45 graus de angulação ao longo

eixo das amostras (3,3mm X 10,0mm X 64,0mm). Amostras não reforçadas foram

utilizadas como controle. Amostras secas e as armazenadas em água, por mais de

48 semanas em água, foram analisadas com microscopia eletrônica para avaliar o

grau de adesão da fibra a matriz. A resistência transversa das amostras reforçadas e

não-reforçadas diminuíram durante as 48 semanas de armazenagem em água,

sendo que, a maior redução ocorreu nas primeiras quatro semanas de

armazenagem. O módulo flexural de amostras não-reforçadas diminuiu

significantemente (p<0.001), enquanto as amostras reforçadas tiveram pouca ou

quase nenhuma modificação. Microscopia de varredura não mostrou diferença na

adesão das fibras de vidro a matriz de polímero comparado às amostras secas, mas

houve diminuição da adesão das fibras de sílica a matriz em armazenagem em

água. Concluíram que a armazenagem em água diminuiu a resistência transversa

das amostras reforçadas por fibra de vidro em 14% e nas amostras reforçadas por

fibras de sílica 36%.

Armstrong e Kimball (1999) descreveram as resinas laboratoriais

atuais, suas vantagens em relação às cerâmicas dentais, além de sua possibilidade

de reparo intrabucal. Salientaram que a incorporação de fibras de reforço aumentam

a resistência à flexão das resinas de 125 + 25 MPa (quando sozinhas) para

aproximadamente 1000 MPa. Estes resultados possibilitam a indicação de

compósitos, reforçados com fibras, em próteses fixas de três elementos, com espaço

entre os pônticos de no máximo 20mm. A fabricação laboratorial de próteses, com

fibras de reforço, é uma técnica sensível que exige rigor na realização do protocolo

para obtenção de qualidade nos resultados. Os autores descreveram o

Sculpture/FibreKor

(Jeneric/Pentron) e relataram detalhadamente um caso clínico

de prótese fixa anterior de três elementos. Concluíram relatando que um adequado

planejamento, bem como os procedimentos clínicos bem realizados são essenciais

para o sucesso do tratamento.

Krejci et al. (1999) descreveram o sistema

Targis/Vectris

(Ivoclar/Vivadent). Informaram (através de dados do fabricante) a

composição básica do cerômero e das fibras além de algumas propriedades físicas

como módulo de elasticidade e dureza Vickers. Indicaram o sistema para próteses

fixas nas regiões anteriores e posteriores, com preparos em forma de slots, inlays,

onlays, overlays, coroas totais, coroas parciais e veneers. Como vantagens

apresentaram: a possibilidade de preservação de tecido dental (pois permitem

preparos parciais) e a ótima translucidez (não necessitam subestrutura metálica). Os

autores salientaram a importância do criterioso preparo dental e apresentaram as

normas de referência ideais, os instrumentos necessários, procedimentos de

moldagens, restaurações provisórias, as técnicas laboratoriais de fabricação e a

cimentação. Concluíram afirmando que, apesar de promissor, o sistema necessita

acompanhamento em longo prazo.

Bartsch (2000) relatou que o sistema Targis/Vectris

(Ivoclar/Vivadent) surge como uma alternativa viável para restaurações metal-free.

Apresentou dados de resistência à fratura ao Vectris de 740N. Estas restaurações

apresentam alta qualidade, combinada com praticidade de confecção, quando

comparadas às cerâmicas. O autor descreveu os procedimentos clínicos e técnicos

para a confecção de uma prótese de três elementos e a ótima estética que o sistema

oferece. Concluiu evidenciando que, como qualquer nova tecnologia, um tempo

suficiente de análise é exigido para que os métodos e materiais assegurem

aplicabilidade e resultados favoráveis.

Behr et al. (2000) estudaram as propriedades mecânicas de

compósitos reforçados com fibra usando processos de adaptação por vácuo/pressão

e manual. Avaliaram a influência do conteúdo de fibra e armazenagem em água na

resistência flexural de barras (25mm X 4mm X 2 mm)

obtidos com dois compósitos

reforçados com fibra, sistema Vectris

(Ivoclar/Vivadent) e FibreKor

(Jeneric/Pentron). Utilizaram um método de adaptação manual (FibreKor

; n=30) e

um processo de vácuo/pressão (Vectris

, n=30). Um grupo do Vectris

e FibreKor

(n=10) foi armazenado em água por 24 horas, um segundo grupo foi termociclado

por 6000X em 5º/55ºC, e um terceiro grupo foi armazenado em água por 30 dias à

37ºC. Todas as barras foram carregados até a fratura usando o teste de resistência

à fratura de três pontos e a resistência flexural foi calculada. O volume percentual de

fibra (vol%) foi determinado. A resistência flexural diminuiu significativamente com o

aumento do tempo de armazenagem independente da fibra e sistema de fabricação.

Com os parâmetros de 24h há 30 dias, a média na resistência flexural para os barras

de Vectris foi 618/579/545 N/mm

, e FibreKor 585/534/499 N/mm

. O conteúdo de

fibra do Vectris

foi determinado em 28,1 vol% e 12,8 vol% para os barras de

FibreKor

. Após 24 horas de armazenagem em água, as barras de Vectris

FibreKor

apresentaram um valor estatisticamente maior na resistência flexural do

que após 30 dias de armazenagem em água. O processo de fabricação de

vácuo/pressão em contraste com a adaptação manual resultou em um aumento

significativamente no conteúdo de fibras, mas não necessariamente levou a um

aumento da resistência flexural. Os autores concluíram que não apenas o conteúdo

de fibra, mas também a composição da matriz e a união das fibras a matriz

determinaram as propriedades das resinas compostas reforçadas por fibras.

Freilich et al. (2000) descreveram as vantagens e desvantagens da

utilização de metais e cerâmicas em próteses fixas. A composição, arquitetura e as

propriedades mecânicas dos compósitos, reforçados com fibras, foram

detalhadamente analisados. Também foi descrito o teste de resistência flexural (que

é o mais amplamente reportado para avaliações de resistência de polímeros e

resinas reforçadas por fibras). Os autores citaram ainda os valores médios de

resistência flexural de fibras de vidro e polietileno (300 a 1000 MPa), em

dependência da preparação da amostra e da geometria. Enfatizaram que as

propriedades das ligas metálicas não são medidas em resistência flexural, mas em

tensão, o que dificulta estabelecer um paralelo de estruturas metálicas e estruturas

de fibra em situações clínicas de próteses de três elementos, mas, para propósitos

de comparação, os valores iniciais e finais de ligas de ouro são 500 a 750 MPa.

Também recebeu amplo enfoque a fabricação laboratorial e preparos dentais em

próteses fixas, a técnica utilizada para reparos de próteses em acrílico, o

gerenciamento de problemas clínicos e as perspectivas futuras para a aplicação das

fibras de reforço.

A norma ISO 4049 apresentou os requisitos necessários para os

materiais utilizados para restaurações da superfície oclusal (não incluindo materiais

utilizados na prevenção de cáries e materiais utilizados como veneer de estruturas

metálicas). Em relação aos testes para avaliação de resistência flexural, orienta a

utilização do teste de três pontos e a utilização de uma matriz metálica para a

confecção dos corpos-de-prova com as dimensões de 25 + 2mm x 2 + 0,1mm x 2 +

0,1mm. Recomenda a utilização de um equipamento, apropriadamente calibrado,

que forneça velocidade de carga, com 0,75 + 0,25 mm/min ou 50 + 16 N/min, e um

aparato para a aplicação de carga que consiste em dois suportes paralelos, com 2

mm de diâmetro, com distância entre os centros de 20 + 0,1mm, e um terceiro ponto

com 2 mm de diâmetro, localizado entre os dois suportes, para que a força seja

aplicada centralmente até o ponto de deformação permanente ou fratura completa. A

partir dos resultados obtidos, calcula-se a resistência flexural em MPa.

(INTERNATIONAL ORGANIZATION FOR STANDARDIZATION, 2000).

McNeill (2000) definiu oclusão como a relação dinâmica funcional e

morfológica entre todos os componentes do sistema mastigatório, incluindo dentes,

tecidos de suporte, sistema neuromuscular, articulações temporomandibulares e

esqueleto craniofacial. Relatou que as forças normais geradas durante a mastigação

e a deglutição são de 40% da força oclusal máxima. As forças, geradas pela oclusão

forçada máxima na posição de intercuspidação, são descritas na faixa de 244N

(50lb) a 1.250N (280lb) com limite superior de 4.339N (975 lb). Em outros estudos, a

força oclusal molar unilateral média foi mensurada na faixa de 189 +

78N e no lado

da oclusão preferida foi de 211 +

77N. As cargas axiais dos dentes em direção

levemente mesial, permitem que as forças reacionais ao fechamento, ou durante a

oclusão forçada, sejam transmitidas vertical mais do que lateralmente, ao longo ou

próximo do longo eixo dos dentes. As cargas não axiais geram movimentos

mecânicos, ou forças de torque, próximas ou sobre a crista alveolar. Concluiu que os

objetivos fundamentais da terapia oclusal precisam ser baseados em fundamentação

científica.

Vallitu (2000) determinou o efeito da armazenagem em água por 180

semanas nas propriedades flexurais dos polímeros para base de dentaduras,

quando reforçados por fibras. Fibras de vidro trançadas e fibras de sílica trançadas

foram usadas para reforço de resinas para base de dentadura autopolimerizáveis e

termopolimerizáveis. As fibras foram orientadas a 45 graus de angulação ao longo

eixo das amostras. Amostras secas (controle) e aquelas armazenadas em água por

180 semanas foram analisadas, com microscopia eletrônica. para avaliar o grau de

adesão da fibra a matriz. A resistência transversa das amostras reforçadas e não-

reforçadas diminuíram durante as 180 semanas de armazenagem em água, sendo

que a maior redução ocorreu nas primeiras semanas de armazenagem. O módulo

flexural de amostras não-reforçadas diminuiu significantemente (p<0.001), enquanto

as amostras reforçadas tiveram pouca ou quase nenhuma modificação. Microscopia

de varredura não mostrou diferença na adesão das fibras de vidro a matriz de

polímero comparado às amostras secas, mas houve diminuição da adesão das

fibras de sílica a matriz em armazenagem em água. Concluiu que a armazenagem

em água diminuiu a resistência transversa das amostras reforçadas por fibra de vidro

e nas amostras reforçadas por fibras de sílica.

Xu (2000) testou a hipótese de que filamentos cerâmicos

aumentariam consideravelmente a resistência de compósitos termopolimerizáveis e

que a quantidade de carga, a temperatura de polimerização e o tempo influenciariam

significativamente as propriedades dos compósitos. As partículas de sílica foram

fundidas em filamentos para facilitar a silanização e criar rugosidades que

melhorariam a retenção à matriz. O percentual em peso dos filamentos variou de

zero a 79%, a temperatura variou de 80 à 180ºC e o tempo de presa de 10 min a 24

horas. A resistência flexural e resistência à fratura dos compósitos foram avaliadas,

e as amostras fraturadas foram observadas em MEV. O nível de carga apresentou

efeito significante nas propriedades do compósito; o compósito com filamentos

cerâmicos com nível de carga de 70% apresentou uma resistência flexural em MPa

de 248 ± 23, significativamente maior que os 120 ± 16 de um compósito para

inlay/onlay usado como controle e 123 ± 21 de um compósito laboratorial usado

como controle. O tempo de termo-polimerização também apresentou um papel

significante. À 120ºC, a resistência do compósito polimerizado por 10 min foi 178 ±

17, menor que 236 ± 14 do compósito polimerizado por três horas. A resistência do

compósito reforçado por filamentos não foi degradada após a armazenagem e

envelhecimento por 100 dias. Concluiu que a resistência flexural e à fratura dos

compósitos com filamentos cerâmicos foi próximo ao dobro das resinas compostas

atualmente disponíveis para inlay/onlay e de compósitos laboratoriais.

Bae et al. (2001) mediram a resistência flexural (através de teste de

três pontos) e módulo de elasticidade de resinas compostas com e sem reforço de

fibras e avaliaram o efeito das várias fibras utilizadas. Foram estudadas: Ribbond

(Ribbond), Fibreflex

(BioCamp), Fibrekor

(Jeneric/Pentron), GlasSpan

(GlasSpan)

e Vectris

(Ivoclar/Vivadent). Corpos-de-prova, com dimensões de 25mm x 2mm x 2

mm, foram produzidos seguindo as orientações dos fabricantes e armazenados em

água destilada a 37º C por 24 horas (ISO 10477). Os testes foram realizados em

uma máquina de ensaio universal com velocidade de 1 mm/min. Após os testes, as

superfícies fraturadas foram analisadas em MEV. A resistência flexural de

compósitos não reforçados variou de 96 a 119 MPa e daqueles reforçados 203 a

386 MPa. O módulo de elasticidade das resinas sem reforço variou de 6 a 9 GPa e

das reforçadas variou de 9 a 15 GPa. Os autores concluíram que a presença de

fibras pode melhorar as propriedades mecânicas de resistência em até 300%.

Bottino; Quintas e Bondioli (2001) avaliaram as propriedades

mecânicas de duas resinas compostas, Charisma

(Heraeus Kulzer, Alemanha) e

Permalute

(Ultradent Products), e verificaram a influência da adição de uma fibra

(Ribbond

, Ribbond) na resistência à flexão das duas resinas. Foram preparados 52

corpos-de-prova, medindo 15mm de comprimento, 2mm de largura e 1mm de

espessura, com as resinas compostas associadas ou não a fibras. Os corpos-de-

prova foram divididos em quatro grupos (n=13), sendo o Grupo I somente de resina

composta Charisma

; Grupo II resina Charisma

+ Ribbond

; Grupo III somente de

resina Permalute

e Grupo IV de resina Permalute

+ Ribbond

. Os corpos-de-prova

foram submetidos ao ensaio de compressão de três pontos para verificar a

resistência flexural em um aparelho MTS-810 até à ruptura das mesmas e então

avaliados sob microscopia eletrônica de varredura. Os dados foram submetidos aos

testes paramétricos 1-way ANOVA, análise de variância e de Comparação Múltipla

de Tukey (5%), após o teste de homogeneidade de variância, teste de Levene, sob

nível de significância de 5%. Os corpos-de-prova do Grupo I obtiveram média de

164,71 MPa (desvio padrão = 21,49%); para o Grupo II, a média de ruptura foi de

292,28 MPa (desvio padrão = 34,24%); para o Grupo III, a média foi de 106,50 MPa

(desvio padrão = 24,02%) e, para o Grupo IV, os valores médios foram 61,70MPa

(desvio padrão = 24,92%). Os resultados demonstraram que a adição de fibras

entrelaçadas aumentou consideravelmente a resistência à flexão, sendo melhor para

Charisma

+ Ribbond

do que Permalute

+ Ribbond

. Concluíram, pela análise da

região fraturada, empregando-se o MEV, que não ocorreu reação química entre as

resinas compostas e as fibras, embora não apresentassem completa separação

entre a matriz e as fibras.

Felippe et al. (2001) descreveram que as fibras são materiais recém-

lançados na Odontologia e se apresentam sob a forma de fitas ou cordões

maleáveis. Além da excepcional resistência que possuem, quando agrupados, os

fios apresentam translucidez, em certos casos transparência, valorizando sua

utilização em muitas situações clínicas, praticamente em todas as especialidades,

em especial em Dentística e Prótese. Além da alta resistência e translucidez,

destacaram a grande maleabilidade dos produtos, sua leveza e a ausência de

oxidação em comparação com as estruturas metálicas como principais

características favoráveis ao seu emprego clínico. No artigo, revisam alguns

conceitos básicos a serem considerados na seleção do caso, na escolha do produto,

na técnica de utilização e na preservação do caso, relacionando-os aos sistemas de

fibras de reforço disponíveis.

Mandikos et al. (2001) avaliaram quatro resinas laboratoriais de

segunda geração quanto à resistência ao desgaste e dureza comparando-as com

dois materiais controle. 12 corpos-de-prova de cada material (Artglass

/ Heraeus

Kulzer, belleGlass

/ belle de St. Claire, Sculpture

/ Jeneric/Pentron e

Targis

/Ivoclar/Vivadent) com as dimensões de 11,1mm de diâmetro por 2,3mm de

profundidade foram produzidos de acordo com as orientações dos fabricantes. Os

materiais utilizados como controle foram: resina direta Heliomolar

e resina

laboratorial de primeira geração Concept

. Todos os corpos-de-prova foram testados

em uma máquina para simulação de 5 anos de uso e testes de dureza Vickers. O

material de controle (Concept

) apresentou resultados superiores de resistência ao

desgaste e dureza e menor rugosidade superficial. Os autores concluíram que os

resultados dos testes indicam que as resinas laboratoriais de segunda geração não

apresentaram melhorias em relação ao desgaste e dureza quando comparadas com

as resinas laboratoriais de primeira geração. No entanto, estes materiais

apresentaram uma performance satisfatória que indicam sua aplicação clínica.

Fantini (2002) relatou que a posição de máxima intercuspidação é

alcançada em torno de 5000 vezes por dia, durante as funções normais que incluem,

entre outras, o ciclo mastigatório e a deglutição. As cargas mastigatórias variam

entre os indivíduos, em função do sexo, dos padrões facial e muscular, e, numa

mesma pessoa, depende da idade, do estado emocional e do tipo de alimento a ser

mastigado. Destacou que as informações encontradas na literatura, relacionadas à

duração do contato dentário e a intensidade de cargas desenvolvidas durante a

mastigação são bastante variadas.

Gomes e Gomes (2002) descreveram as novas opções de materiais

restauradores posteriores indiretos - cerômeros. Relataram que em 1995 surgiu no

mercado esta nova classe de material restaurador estético adesivo indireto, que une

as vantagens das cerâmicas (excelente estética, resistência a abrasão, elevada

estabilidade) com as vantagens dos compósitos modernos (fácil aplicação, polimento

excelente, união química ao cimento resinoso, resistência a fratura e possibilidade

de reparos). Os autores também apresentaram as indicações, limitações, vantagens,

desvantagens e o protocolo clínico na aplicação do cerômero, em restaurações

indiretos em dentes posteriores, tanto para confecções de restaurações tipo inlay,

onlay, bem como em próteses adesivas posteriores metal-free.

Gomes et al. (2002) analisaram as características das resinas

laboratoriais de 2ª geração reforçadas por fibras – Sistema Targis/Vectris

(Ivoclar/Vivadent) e demonstraram seus aspectos técnicos e sua aplicabilidade em

prótese metal-free. Diversas marcas comerciais com seus sistemas de

polimerização, tipos de partículas, valores de resistência flexural, módulo de

elasticidade e indicações clinicas foram descritos. Um caso clínico de prótese parcial

fixa (com preparos intracoronários) foi relatado detalhadamente. Os autores

concluíram que devido ao alto módulo de elasticidade e reduzido potencial abrasivo

das resinas laboratoriais de 2ª geração reforçadas por fibras, podem substituir tanto

as cerâmicas quanto os metais em próteses fixas adesivas corretamente

selecionadas.

Hirata (2002) avaliou in vitro a resistência flexural e o módulo de

elasticidade de resinas compostas e fibras de vidro e polietileno através de um teste

de três pontos. Seis grupos foram confeccionados com a utilização de uma matriz

metálica bipartida e com dimensões de 25mm X 2mm X 2mm, sendo utilizado fibras

de vidro unidirecionais (Vectris

/ Ivoclar/Vivadent e Fibrex

/ Angelus), um grupo de

fibra de polietileno trançada (Connect

/Kerr) e três grupos de resinas compostas

(Targis

/ Ivoclar/Vivadent; belleGlass

/ Kerr; Z-250

/ 3M). As amostras foram então

carregadas até a fratura ou até ser registrado o colapso de 15% em uma máquina de

ensaio universal com velocidade de 1mm/min. Os resultados foram submetidos à

análise de variância ANOVA e teste t-student ao nível de significância p<0.05. Os

grupos de fibras de vidro unidirecionais IV-Vectris

(Ivoclar/Vivadent) e VI -Fibrex

(Angelus) obtiveram os valores médios estatisticamente maiores de resistência

flexural do que os demais grupos, porém não diferentes estatisticamente entre os

menores valores médios e não diferentes estatisticamente entre si. O grupo IV-

Vectris

/Ivoclar/Vivadent obteve os maiores valores médios de módulo de

elasticidade. A predominância de falhas nas amostras testadas foi de fratura

completa nos grupos de resinas compostas e de fraturas incompletas, com

delaminação superficial nas amostras do grupo IV-Vectris

(Ivoclar/Vivadent) e VI -

Fibrex

(Angelus), e fratura incompleta, com quebra de matriz resinosa ao redor das

fibras de polietileno, nas amostras do grupo II-Connect

/Kerr.

Lassila; Nohrström e Vallitu (2002) determinaram as propriedades de

resistência flexural de compósitos reforçados com fibras unidirecionais E-glass fiber

reinforcement

/Stick, Stik tech mediante as diferentes propriedades de sorção de

água dos compósitos. Corpos-de-prova produzidos com Sinfony

Activator/Espe

(n=30) Triad

Gel /Dentsply (n=30) e Scotchbond

Adhesive/3M (n=30) e diferentes

volumes porcentuais de fibras 0, 12, 23, 36 e 45% foram testados de acordo com a

ISO 10477 (teste de três pontos para resistência) após armazenagem em água por

30 dias. A absorção de água também foi avaliada. Corpos-de-prova com 45% de

fibras obtiveram resultados de resistência flexural que variavam de 759 a 916 MPa,

quando armazenados em ambiente seco. Quando armazenados em água os valores

variaram entre 420 a 607 MPa . A analise estatística (Anova) revelou diferenças

significantes entre os grupos de acordo com o volume de fibras presentes e o tipo de

matriz polimérica existente. A desidratação das amostras recuperou as propriedades

mecânicas. Os autores concluíram que as propriedades de resistência flexural dos

compósitos reforçados com fibras diminuem com a imersão em água e que o uso de

polímeros com baixa sorção de água parece ser benéfica para melhorar as

propriedades do sistema com fibras.

Moura Júnior et al. (2002) descreveram que, atualmente, foram

desenvolvidos alguns sistemas para a confecção das próteses parciais fixas, onde a

estrutura metálica, tradicionalmente utilizada como reforço, foi substituída por

diferentes tipos de fibras associadas a uma matriz resinosa. Sobre este conjunto de

fibras, uma camada de resina composta é utilizada como material estético de

recobrimento. Relataram que os fabricantes destes sistemas afirmam que esta

substituição melhora as propriedades estéticas sem prejuízo às propriedades físicas.

Os autores avaliaram a resistência à flexão de dois destes sistemas: Targis/Vectris

(Ivoclar/Vivadent) e Sculpture/Fibrekor

(Jeneric/Pentron). Vinte corpos-de-prova de

cada sistema foram confeccionados em um molde de aço inoxidável com as

dimensões de 4mm x 4mm x 20mm, sendo que o conjunto de fibras foi totalmente

recoberto pela resina composta de revestimento. Os ensaios foram realizados em

máquina servo-hidráulica MTS com velocidade de 1mm/min e célula de carga de 250

KN. Os resultados foram analisados estatisticamente pelo método não-paramétrico

de Mann-Whitney. Uma amostra de cada sistema foi analisada em Microscópio

Eletrônico de Varredura (MEV). Concluíram que o Sistema Targis/Vectris

apresentou médias de resistência flexural superiores estatisticamente que o Sistema

Sculpture/Fibrekor

, porém o Sistema Sculpture/Fibrekor

apresentou menor

variação nos resultados.

O sistema Fibrex-Lab

foi descrito como um sistema formado por

fibras de vidro impregnadas com resina composta fotopolimerizável, utilizado para

reforço estrutural em prótese fixa. Está indicado para reforço estrutural em próteses

fixas de 1 a 3 elementos, inlays, onlays e coroas totais confeccionadas com

polímeros (cerômero ou resina composta laboratorial). Apresenta excelente

translucidez, leveza, baixo custo, compatibilidade com outros sistemas de resinas

laboratoriais, biocompatibilidade e permite uma distribuição uniforme das cargas

mastigatórias. Este folheto promocional descreveu, ainda, as instruções de uso,

composição e apresentação do Fibrex-Lab

.(SISTEMA FIBREX-LAB, 2002).

Behr; Rosentritt e Handel (2003) descreveram os resultados clínicos

obtidos com próteses fixas de três elementos com preparos parciais (inlay) e totais e

também coroas totais unitárias em molares, produzidas com sistema Targis/Vectris

(Ivoclar/Vivadent) em um período de observação de 4 anos. No total, 38

restaurações foram realizadas em 19 pacientes. Destas, 17 foram próteses parciais

fixas cimentadas adesivamente, 5 foram próteses parciais fixas de três elementos

com preparos totais e 16 foram coroas unitárias em molares (6 cimentadas

adesivamente e 10 cimentadas convencionalmente com ionômero de vidro). Foram

avaliados: fratura da subestrutura ou revestimento, perda da cimentação, sinais de

desgaste e alterações de cor. Durante o período de observação não foram

reportados casos de perda da cimentação ou fratura da subestrutura. No entanto,

36% das próteses parciais fixas com preparos parciais (inlay) fraturaram o

revestimento. O número de casos com descolorações e sinais de desgastes

(inclusive com exposição da fibra) aumentou, com o passar dos anos, para todos os

tipos de restaurações. Uma prótese parcial fixa de três elementos, com preparos

totais, foi refeita por exigência do paciente (descoloração). Após 36 meses a taxa de

sobrevivência foi estimada em 82% para coroas totais unitárias e 72% para próteses

fixas de três elementos com preparos tipo inlay. Os autores concluíram que o

sistema de compósito reforçado por fibras estudado precisa de melhorias no sistema

de revestimento. Devido às descolorações, fraturas e sinais de desgaste em pouco

tempo de uso somente deveriam ser indicadas para restaurações provisórias.

Chong e Chai (2003) investigaram a probabilidade de falha sob

cargas de flexão de corpos-de-prova produzidos com Fibrekor

/Sculpture

(Jeneric/Pentron), Vectris/Targis

(Ivoclar/Vivadent), VITA In-Ceram

/ Alumina/Vita α

e VITA In-Ceram

/ Zirconia/Vita α. Um sistema metalocerâmico (PG200/Vita

Omega

) serviu como controle. Dez barras (22,00 mm x 8,0 + 0,1 mm x 2,0 + 0,1

mm) foram fabricadas com cada sistema e submetidos ao teste de três pontos. Os

resultados principais de resistência foram: Fibrekor/Sculpture

613 + 132N,

PG200/Vita Omega 512 + 219N, VITA In Ceram

Zirconia 286 + 30N, Vectris/Targis

320 + 92N e VITA in Ceram

Alumina- 237 + 43N. Os autores concluíram que a

probabilidade de falha do Fibrekor/Sculpture

foi significantemente menor que do

Vectris/Targis

, VITA In Ceram

Alumina/ Vita α ou VITA In Ceram

Zirconia /Vita α.

As fibras de vidro são utilizadas por vários segmentos industriais,

principalmente pela indústria aeroespacial e automobilística, além da indústria

náutica. Suas propriedades físicas, como a baixa condutividade térmica e elétrica,

além de sua alta resistência, chamaram a atenção da área odontológica, que

percebeu neste material uma alternativa estética para a substituição de estruturas

metálicas. O sistema Fibrex-Lab

foi relatado tecnicamente como um material

composto, reforçado com fibras de vidro, para a confecção de estruturas translúcidas

de coroas e pontes. Encontra-se na dependência do emprego de fontes de luz

associadas a calor e vácuo para sua construção, permitindo maior grau de

conversão da matriz, com menor grau de contração de polimerização e maior

resistência final do produto. A diferença existente na estrutura arquitetônica permite

que sua indicação seja ampla, dependendo da estrutura que se deseja obter e das

propriedades físicas finais necessárias. O Fibrex Medial

apresenta-se como uma

manta de fibras de vidro unidirecionais com diâmetro de 2,5mm e 10,5cm de

comprimento. Finalizaram descrevendo os valores obtidos em testes de Tensão de

força máxima (612,8 MPa -seguindo a ISO 10477) e módulo de elasticidade (9404,0

GPa - seguindo a ISO 10477).(FIBREX-LAB, [2003]).

Nakamura et al. (2003) propuseram em seu estudo examinar a

resistência flexural e o módulo de elasticidade de compósitos reforçados por fibras

utilizadas para a fabricação de próteses parciais fixas com preparos intracoronários

(inlays). Utilizaram na pesquisas Vectris

(Ivoclar/Vivadent), Fibrekor

(Jeneric/Pentron), um material experimental Br-100 (kuraray), Targis

(Ivoclar/Vivadent), Sculpture

(Jeneric/Pentron) e Estenia

(Kuraray). Cinco corpos-

de-prova de cada material foram produzidos com dimensões de 25 mm x 2mm x

2mm de acordo com a ISO 4049 e avaliados através do teste de três pontos com

velocidade de 1mm/min. Os resultados de resistência flexural e módulo de

elasticidade respectivamente foram: Estenia

193 + 12 MPa e 20,9 + 05 GPa,

Targis

132 + 13 MPa e 7,9 + 08 GPa, Sculpture

166 + 15 MPa e 9,6 + 0,9 GPa,

Br-100 686 + 21 MPa e 25,4 + 1,3 GPa, Vectris

634 + 27 MPa e 19,0 + 2,4 GPa e

Fibrekor

567 + 20 MPa e 26,7 + 4,5 GPa. Corpos-de-prova laminados

Targis/Vectris

, Estenia

/BR-100 e Sculpture/Fibrekor

,nas dimensões de 25mm x

2mm x 2mm foram testados, também, em diferentes espessuras de subestrutura (0,5

mm, 1,0 mm e 1,5 mm) Os autores observaram que quando a espessura de

subestrutura dobrava de 0,5 mm para 1,0 mm a carga aplicada também duplicava,

sugerindo que o efeito do reforço poderia ser melhorado com o aumento da

espessura da subestrutura. No entanto, quando a espessura aumentou para 1,5

mm, a carga máxima aplicada não aumentou. Este resultado pode ser atribuído ao

fato da grande diminuição do material de revestimento reduzir a força superficial. Os

autores concluíram que a combinação do Estenia

(Kuraray) com o sistema

experimental de fibras resultou em melhores valores de resistência flexural e módulo

de elasticidade.

Rosentritt; Behr e Handel (2003) compararam a resistência à fratura

de próteses parciais fixas realizadas com preparos totais e parciais (inlays) após

simulações de 5 anos de utilização. As restaurações foram realizadas com sistemas

totais cerâmicos, fibras de reforço e a combinação de cerâmicas e fibras

(experimentais). Todas as restaurações foram cimentadas em molares humanos

extraídos, receberam ciclagem térmica, desgaste mecânico e foram testados com

carga até a fratura. Foram avaliados: Vectris

(Ivoclar/Vivadent), IPS Empress

(Ivoclar/Vivadent), Zircônia Lava

(3M). Os menores valores de resistência flexural

foram obtidos com o sistema IPS Empress

2 com preparos totais (350N). O sistema

experimental (fibra/cerâmica) apresentou valores médios de 1000 a 1400 N. Os

autores concluíram que a técnica híbrida (cerâmica/fibra) representa uma

interessante alternativa e sugeriram novas pesquisas.

Song et al. (2003) analisaram o efeito do tipo de preparo e da

distância entre os retentores na resistência à fratura de compósitos reforçados por

fibras, em próteses parciais fixas com preparos intracoronários (inlays). 40 pré-

molares inferiores e 40 molares inferiores humanos extraídos e livres de cáries foram

posicionados em resina acrílica com distância entre os retentores de 7 mm e 11 mm

para representar a perda de um pré-molar e um molar respectivamente. Os corpos-

de-prova foram randomicamente divididos em 4 grupos (n=10): GA - espaço de 7

mm com preparo proximal tipo tubo; GB- espaço de 11 mm com preparo proximal

tipo tubo; GC - espaço de 7 mm com preparo proximal tipo caixa; GD - espaço de 11

mm com preparo proximal tipo caixa. Próteses parciais foram produzidas com

Targis/Vectris

(Ivoclar/Vivadent) e cimentadas com Variolink

II (Ivoclar/Vivadent).

Força vertical foi aplicada ao centro da prótese com velocidade de 1 mm/min. Os

resultados de resistência à fratura foram: GA – 1368 + 212N, GB – 885 + 109N; GC

– 1779 + 317N e GD – 1336 + 281N. O GC apresentou resultados estatisticamente

melhores que os demais grupos. Descolamento foi observado somente em pré-

molares com preparos tipo tubo. Os autores concluíram que apesar das limitações

do estudo in vitro, as próteses parciais fixas com preparos tipo caixa proximal podem

ser uma alternativa interessante para espaços edêntulos pequenos.

Alander et al.(2004) descreveram que os compósitos reforçados por

fibras (FRC) consistem em fibras embebidas uma matriz polimérica. A resistência

das FRC depende da impregnação das fibras pela matriz resinosa, adesão dessas

fibras à matriz, quantidade e orientação das fibras. As falhas causadas pelas forças

externas podem ocorrer pela quebra da fibra, da matriz polimérica e de sua interface.

As quebras e fraturas internas nos corpos-de-prova podem ser avaliadas pela

emissão de sinais acústicos dos materiais. Foi relatado que os valores de resistência

flexural reportados na literatura informam apenas a força final aplicada e esses

resultados podem ser questionados. Com esta pesquisa, os autores examinaram

através de sinais acústicos, os valores iniciais e finais relacionados às deformações

dos compósitos reforçados por fibras. Corpos-de-prova foram confeccionados

seguindo a ISO 10477, com seis fibras disponíveis no mercado e 5 resinas

fotopolimerizáveis seguindo as recomendações dos fabricantes. A emissão de sinais

acústicos, foram monitorados por computador. As fibras testadas foram: Stick

(Stick Tech), everStick

(Stick Tech), Vectris

(Ivoclar/Vivadent), Fibrekor

(Jeneric /

Pentron), Connect

fiber(Kerr) e Ribbond

(Ribbond Inc). Os valores iniciais da

emissão de sinais de fratura foram de 107 MPa (Ribbond

) a 579 MPa (everStick

Os valores finais de resistência flexural foram de 132 MPa a 764 MPa, sendo os

valores maiores referentes ao everStick

e Vectris

e os menores para o Ribbond

Os autores concluíram com este estudo que os valores de emissão acústica iniciam

com níveis de stress 19-32% mais baixos que os registrados na força final de fratura

e normalmente reportados na literatura.

2.2 CERÂMICAS

Hüls (1995) relatou que as próteses convencionais metálicas e

metalocerâmicas apresentam carência ou pontos fracos típicos, como problemas

estéticos, perioprotéticos, corrosão e intolerância aos metais. Por este motivo, há

muito tempo, as novas tecnologias têm experimentado um contínuo

desenvolvimento, principalmente nas cerâmicas livres de metal. Nenhuma delas, no

entanto, chegou a se impor realmente, principalmente por deficiências relativas à

resistência mecânica. Salientou que, com as massas cerâmicas de infiltração VITA

In-Ceram

, dispõe-se pela primeira vez de uma tecnologia que pode ser considerada

uma alternativa adequada às restaurações metalocerâmicas. Graças a sua elevada

resistência, permite ser indicada, além das coroas anteriores e posteriores, também

em pontes, o que oferece uma gama interessante de aplicações clínicas. O autor

considerou as tolerâncias, contra defeitos e erros de preparação, notavelmente mais

baixas que nas próteses metálicas, e por isto, enfatizou as regras de preparação e

cimentação. Descreveu as versões especiais de coroas de VITA In-Ceram

e os

resultados clínicos depois de 6 anos de aplicação, apresentando um índice de êxitos

e perdas. As vantagens, desvantagens e as contra-indicações foram relatadas. Os

últimos desenvolvimentos tecnológicos e clínicos, como o In-Ceram

Celay, In-

Ceram

Spinell e o In-Ceram

Zircônia, foram apresentados.

Anusavice (1998b), descreveu que o futuro das cerâmicas dentárias

é brilhante devido ao crescente aumento da demanda de restaurações cerâmicas e

poliméricas e do reduzido uso do amálgama e tradicionais restaurações metálicas

fundidas. O autor classificou e detalhou a composição das porcelanas odontológicas,

bem como as suas propriedades físicas e mecânicas. Relatou que o comportamento

de friabilidade das cerâmicas e sua baixa resistência à tensão, comparada com

aquelas previstas das uniões entre átomos, podem ser compreendidos

considerando-se a concentração ao redor de defeitos superficiais. Enquanto metais

podem ceder a altas tensões por se deformarem plasticamente, as cerâmicas

tendem a não possuir um mecanismo para ceder às tensões sem fraturarem como

os metais e, portanto, fraturas podem propagar-se através de um material cerâmico

sob baixos ou médios níveis de tensões. Os desenhos das restaurações cerâmicas

devem ser planejados de forma a evitar alterações abruptas, na forma ou espessura,

que podem atuar como fatores de concentrações de tensões, tornando a

restauração susceptível à falha.

Höland (1998) descreveu os fundamentos científicos do sistema IPS

Empress

2 (Ivoclar/Vivadent) comparando suas propriedades com as do IPS

Empress

. Relatou que a resistência a flexão do IPS Empress

(120 MPa) não

permite sua utilização em próteses parciais fixas o que levou ao desenvolvimento do

IPS Empress

2 (350 + 50 MPa). Descreveu o sistema IPS Empress

como uma

cerâmica de vidro reforçada com leucita tendo 30% - 40% de volume de cristais e o

IPS Empress

2 como uma cerâmica de vidro com cristais de dissilicato de lítio e de

ortofosfato de lítio com aproximadamente 60% de volume de cristais. Concluiu que a

maior proporção do volume da fase cristalina do IPS Empress

2 explicaria, em

parte, os melhores valores de resistência mecânica.

A ISO 6872 especificou as exigências e os testes para os materiais

cerâmicos. Para o teste de resistência flexural por três pontos, as amostras devem

apresentar comprimento de pelo menos 20mm, largura de 4,0 + 0,25 mm e

espessura de 1,2 + 0,2mm. O equipamento para teste deve apresentar velocidade

de 1 + 0,5 mm/min. Para as cerâmicas, utilizadas na fabricação de estruturas de

suporte de coroas unitárias, a resistência flexural mínima, exigida para aprovação

nos testes, é de 100 MPa. (INTERNATIONAL ORGANIZATION FOR

STANDARDIZATION,1998).

O sistema de cerâmica IPS Empress

2(Ivoclar/Vivadent) foi descrito

como uma estrutura de dissilicato de lítio, injetada, que permite a fabricação de

restaurações unitárias e próteses fixas de três elementos. A seleção das cores,

fabricação dos modelos de trabalho, aplicação do espaçador, enceramento,

colocação dos sprues, fundição, acabamento das estruturas bem como a utilização

do forno EP500 e as temperaturas adequadas para a correta cocção da cerâmica

também foram descritos.(IPS EMPRESS

2, 1998).

Schweiger et al. (1999) relataram que as novas direções da

odontologia estética demandam o desenvolvimento de materiais cerâmicos com

excelentes propriedades ópticas, alta translucidez, e ao mesmo, tempo altas

propriedades mecânicas, alta resistência à fratura e ótima resistência química. O

material também deve ter fácil manuseio para o técnico. Os autores descreveram as

características mecânicas, físicas e ópticas do IPS Empress

2 (Ivoclar/Vivadent),

como ideais para a confecção de próteses fixas metal-free de até três elementos. Os

resultados, obtidos através do teste de três pontos (seguindo a ISO 6872) para

análise da resistência flexural, são registrados como sendo 350 +

50 MPa. Torna-se,

no entanto, fundamental a observação da espessura mínima para os conectores de

4mm X 4mm.

Mito e Sorensen (1999) relataram a fabricação de uma prótese fixa

com IPS Empress

(Ivoclar/Vivadent), salientando a importância da realização de

um adequado preparo dental e detalhando os procedimentos de fabricação da

cerâmica. Concluíram considerando este sistema uma ótima solução para próteses

anteriores e posteriores até pré-molar e afirmam que o IPS Empress

(Ivoclar/Vivadent) não é o primeiro sistema para confecção de próteses metal-free,

mas, possivelmente, é o de mais fácil fabricação já que utiliza o mesmo sistema de

cera perdida da fabricação da subestrutura de uma metalocerâmica convencional.

Sorensen (1999) informou que o IPS Empress

2 (Ivoclar/Vivadent) é

um sistema total cerâmico, recentemente introduzido no mercado para a confecção

de coroas unitárias e próteses fixas de três elementos (para pônticos até primeiro

pré-molar). Este sistema apresenta nova química e estrutura cristalina que eleva a

resistência à fratura e a resistência flexural. O autor descreveu as dimensões críticas

do conector e o desenho da subestrutura, além de orientar os procedimentos de

preparação dental e os procedimentos de cimentação. Concluiu apresentando um

caso clínico, realizado com o sistema IPS Empress

2 (Ivoclar/Vivadent).

Wirz e Jäger (1999) avaliaram os sistemas para próteses fixas mais

comumente utilizadas. Apresentaram, como características positivas nas coroas

totalmente metálicas, o baixo custo, a facilidade de confecção e a possibilidade de

cimentação convencional. As desvantagens encontram-se na coloração do metal. As

coroas metalo-plásticas apresentam como desvantagens a retenção de placa e a

instabilidade química. Já as coroas metalocerâmicas sem ombro apresentam

durabilidade, estética e possibilidade de cimentação convencional. No entanto,

podem apresentar-se antiestéticas com o passar dos anos, devido à presença da

cinta metálica. As coroas metal-free, para apresentarem características físicas e

mecânicas favoráveis, exigem preparos e espessuras mínimas, mas são estéticas e

apresentam estabilidade química. Concluíram relatando que esta avaliação deve ser

considerada como uma etapa, pois novas pesquisas e avaliações clínicas devem ser

rotineiramente realizadas.

Fradeani e Barducci (2000) informaram que o sistema IPS Empress

2 (Ivoclar/Vivadent) foi desenvolvido, a princípio, para a fabricação de próteses fixas

totalmente cerâmicas. Este sistema apresenta aumento na resistência flexural,

facilidade de utilização, resistência química e estética superior. Estas propriedades

contribuem para a versatilidade do sistema, incluindo seu uso para a fabricação de

coroas anteriores e posteriores, inlays, onlays e próteses fixas de três elementos

(sendo o último retentor o segundo pré-molar e preparos totais). Os autores

salientaram a importância da análise dos fatores que possam contra-indicar a

utilização do sistema IPS Empress

2 (Ivoclar/Vivadent). Concluem relatando a

confecção experimental de uma prótese parcial fixa de três elementos.

Garber et al. (2000) descreveram que as características ópticas das

próteses, totalmente em cerâmica, são altamente estéticas, mas sua tendência à

fratura remete a sua utilização em casos especificamente selecionados (ao contrário

da utilização em larga escala das próteses metalocerâmicas). Relataram que na

década de 1980, dois sistemas totalmente cerâmicos foram apresentados ao

mercado: Cerestore

(Johnson & Johnson, East Windsor, NJ) e Dicor

(Dentsply,

York, PA). No entanto, a baixa resistência à fratura e algumas características de

opacidade limitavam sua aplicação. Já, a partir de 1990, outros sistemas metal-free

apresentaram maior sucesso. O IPS Empress

2 (Ivoclar/Vivadent), cerâmica

injetada com a incorporação de leucita, apresentou melhores características de

resistência sem prejudicar as propriedades de translucidez. Suas características

permitem a sua utilização, como subestrutura de próteses fixas de três elementos,

quando os preparos permitam a confecção de conectores com pelo menos 4mm

. O

sistema VITA In-Ceram

também apresenta uma alternativa para a confecção de

próteses metal-free, sendo que, quando reforçadas com óxido de zircônio, têm

aumentado suas propriedades de resistência, mas as custas de um efetivo aumento

de opacidade. Os autores descreveram ainda o sistema Cerec

(Siemens) e

Procera

All Ceram (Nobel Biocare) e concluíram que os sistemas, totalmente

cerâmicos, são promissores, mas que cada sistema apresenta vantagens e

desvantagens sejam em relação à translucidez, opacidade ou resistência durante a

função mastigatória.

Höland et al.(2000) analisaram a microestrutura do IPS Empress

do IPS Empress

2 (Ivoclar/Vivadent) através da MEV. Propriedades como:

resistência flexural, tenacidade à fratura, translucidez, coeficiente de expansão

térmica, durabilidade e grau de cristalização também foram testados. A resistência

flexural foi verificada através de um teste de três pontos conduzido a uma velocidade

de 0,5 mm/min. Os corpos de prova com dimensões de 25mm x 4mm x 1,2 mm (ISO

6872) foram produzidos seguindo a orientação do fabricante. Os valores obtidos

foram: IPS Empress

– 112 + 10MPa e para o IPS Empress

2 – 400 + 40MPa. Os

autores concluíram que o IPS Empress

2 consiste de uma nova microestrutura de

cristais dissilicato de lítio embebidos em uma matriz de vidro com grau de

cristalização mais alto que o IPS Empress

e que essa nova química melhora as

suas propriedades mecânicas.

Lacy (2000) informou que a procura dos pacientes por restaurações

“da cor dos dentes” tem estimulado o desenvolvimento de uma variedade de

materiais restauradores estéticos. Dentes perdidos podem ser substituídos por

próteses parciais fixas que podem ser confeccionadas com ligas metálicas, metalo-

cerâmicas, resinas aderidas às estruturas metálicas e resinas reforçadas com fibras

de vidro. Cada material apresenta vantagens e desvantagens que limitam suas

indicações. O autor relatou que as cerâmicas atualmente utilizadas para próteses

metal-free exigem uma grande espessura dos conectores para apresentarem

resistência à fratura, o que contra-indica a confecção de próteses parciais fixas.

Considerou promissores os sistemas de resinas laboratoriais reforçadas com fibras.

Descreveu, como alternativa para próteses parciais fixas, a utilização de estruturas

metálicas, recobertas com resinas e cerâmicas, e detalha suas indicações, contra-

indicações, formas de preparos dentais, procedimentos laboratoriais, cimentação e

acabamento. Concluiu que este método exige um preparo pouco invasivo, apresenta

resistência aos esforços mastigatórios, além de satisfazer aos apelos estéticos dos

pacientes.

McLaren e White (2000) descreveram o VITA In-Ceram

Zircônia,

como uma nova opção para prótese fixa posterior de até três elementos. As

propriedades mecânicas e físicas deste material (valores de resistência flexural de

600 a 800 MPa) tornaram-no uma ótima opção para a confecção de próteses metal-

free. Os autores, no entanto, salientaram a importância de um cuidadoso

planejamento e recomendam específicos requisitos para os preparos dos elementos

dentais que incluem adequada redução, ombros marginais definidos, ângulos

internos arredondados e caixas proximais nas faces próximas ao espaço protético

(para possibilitar um aumento na espessura do conector). Os procedimentos

laboratoriais foram descritos detalhadamente. Concluíram recomendando as

dimensões ideais para a infra-estrutura do VITA In-Ceram

Zircônia e orientando os

procedimentos para uma adequada cimentação.

Apholt et al. (2001) avaliaram a resistência flexural do Cerec

2 In-

Ceram

Alumina (VITA) e In-Ceram

Zircônia (VITA). Objetivaram com o estudo, in

vitro, identificar os procedimentos de união para o In-Ceram que podem ser usados

para a produção de subestruturas próteses parciais fixas totalmente cerâmicas. Os

grupos produzidos foram (n=5) C1- VITA In-Ceram

Alumina, usinada pelo Cerec

(3mm x 4mm x 13mm) controle; C2 e C3- VITA In-Ceram

Alumina Slip /controle; C4

- VITA In-Ceram

Alumina block/controle; C5- VITA In-Ceram

Zircônia usinada pelo

Cerec

2/controle. Barras de teste de 3mm x 4mm x 13 mm foram produzidas pela

união de duas partes de materiais cortados de diferentes formas (perpendicular ao

longo eixo, 45º a partir da largura, 45º a partir da espessura e corte arredondado) e

unidos pelo sistema slip com o mesmo material de confecção. Os corpos-de-prova

foram submetidos ao teste de três pontos com velocidade 0,5 mm/min. Os

resultados obtidos para os grupos controle foram: C1: 511 + 59MPa; C2: 498 + 125

MPa, C3 :530 + 89 MPa; C4 :630 + 55 MPa e C5 :624 + 58 MPa. Os autores

concluíram que apesar de ter havido uma redução nas propriedades de resistência

flexural nos grupos que receberam a junção, estas ainda parecem ser indicadas para

aplicação clínica em estruturas para próteses parciais fixas.

Cando (2001) descreveu as características de um novo material, seu

procedimento de trabalho e o relato de um caso clínico. O autor considerou o VITA

In-Ceram

Zircônia como uma alternativa viável para a confecção de próteses com

estética e com grande confiabilidade em sua resistência, além de destacar sua

grande biocompatibilidade com os tecidos bucais, qualidade de ajustes e suas

propriedades que permitem cimentá-lo com técnicas não adesivas. Concluiu

avaliando a importância de análises periódicas (já que o sistema é relativamente

novo) e contra-indicando o sistema para pacientes com sinais de bruxismo muito

acentuados.

Rosa e Gressler (2001) descreveram um caso clínico em que o

paciente apresentava ausências dentárias (compensadas por uma precária prótese

removível) e severas alterações de oclusão. Após tratamento prévio com próteses

provisórias, foi realizado o tratamento definitivo no arco superior com próteses fixas,

livres de metal VITA In-Ceram

Zircônia, que, por suas características de ausência

de margem metálica, biocompatibilidade e resistência mecânica, proporcionam um

trabalho tanto esteticamente satisfatório quanto seguro do ponto de vista funcional.

O VITA In-Ceram

Zircônia apresenta como vantagens a excelente estética e

biocompatibilidade, ausência de margem metálica, alta fidelidade marginal, elevada

resistência à flexão e ruptura (suportando alto estresse funcional devido às

excelentes propriedades físicas) e baixa condutibilidade térmica. As experiências

clínicas com VITA In-Ceram

Alumina já ultrapassam. 12 anos, possibilitando muita

segurança quanto à sua utilização. Os autores relataram que a reabilitação, em VITA

In-Ceram

Alumina e VITA In-Ceram

Zircônia, proporciona excelente resultado

estético, biocompatibilidade, alta fidelidade marginal e baixa condutibilidade térmica,

bem como a resolução de problemas de resistência mecânica. Para os casos

anteriores, em que se necessita de maior translucidez e em que não há estresse

mastigatório, pode-se ainda fazer uso do VITA In-Ceram

Spinell. Concluíram que o

sistema VITA In-Ceram

, em virtude das melhorias de qualidade estética que pode

oferecer e da resistência mecânica alcançada pelo acréscimo de zircônia, indicado

para próteses fixas, pode fazer parte do nosso dia-a-dia com muita segurança. É

claro que, como todo material existente na Odontologia, deve ter suas indicações

respeitadas.

Tinschert et al. (2001) determinaram, in vitro, a resistência à fratura

de próteses parciais fixas produzidas com materiais cerâmicos. Utilizaram em sua

pesquisa IPS Empress

(Ivoclar/Vivadent), IPS Empress

2(Ivoclar/Vivadent), VITA

In-Ceram

Alumina, VITA In-Ceram

Zircônia e VITA DC

Zirkon. Um modelo que

simulasse uma situação clínica, com ausência do primeiro molar superior, foi

desenvolvido (preparos totais nos retentores). Próteses parciais fixas (PPF) foram

produzidas com cerâmica de subestrutura e também cerâmica de subestrutura +

revestimento. Todas as recomendações dos fabricantes foram seguidas. As PPF

foram cimentadas e testadas até a fratura em uma máquina de ensaio universal com

velocidade de 0,5mm/min. Os melhores resultados foram obtidos com VITA DC

Zirkon (valores excederam 2.000N). Foram encontrados resultados estatisticamente

significantes entre os grupos estudados. Os autores concluíram que com a utilização

de revestimento cerâmico, os resultados de resistência à fratura foram melhorados e

sugeriram estudos clínicos para avaliar a aplicabilidade dos sistemas totais

cerâmicos.

Cattell et al. (2002) testaram e compararam resistência flexural

biaxial e a confiabilidade da cerâmica IPS Empress

2 (Ivoclar/Vivadent) após

tratamento térmico e a adição de material de revestimento. Quarenta corpos-de-

prova na forma de discos com 2 X 14 mm e quarenta corpos-de-prova na forma de

disco com 1 X 14 mm foram produzidos seguindo as orientações do fabricante. Para

o Grupo 1 foram produzidos 20 corpos-de-prova com 2 X 14 mm através do sistema

injetável, para o Grupo 2 os 20 corpos-de-prova (2 X 14mm) receberam o

tratamento térmico recomendado para o revestimento, o Grupo 3 e 4 (1 X 14mm)

receberam revestimento com porcelana dentina Empress

. Os Grupos 1, 2 e 3

receberam polimento na superfície compressiva somente e o grupo 4 em ambas as

faces. Os corpos-de-prova foram testados com velocidade de 1,5mm/min. As médias

obtidas foram: Grupo 1- 265,5 + 25,7MPa; Grupo 2- 251,3 + 30,2 MPa; Grupo 3-

258,6 + 21,4 MPa e Grupo 4- 308 + 37,7MPa. Não houve diferenças estatísticas

entre os grupos 1, 2 e 3 (p> 0.05). Os autores concluíram que o tratamento térmico e

a adição de revestimento não afetaram a resistência flexural e a confiabilidade da

cerâmica de subestrutura. No entanto, o tratamento da superfície submetida tração

promoveu um aumento significativo na resistência flexural.

Chong et al. (2002) analisaram a resistência flexural do VITA In-

Ceram

Alumina e VITA In-Ceram

Zircônia através de um estudo comparativo.

Barras uniformes do material de subestrutura, assim como do material de estrutura

com lâminas de porcelana foram submetidos ao teste de três pontos para análise da

resistência flexural. Os dados obtidos foram analisados usando o método de Weibull.

Os padrões de fratura de ambos os sistemas foram determinados, usando o

microscópio eletrônico de varredura. O sistema VITA In-Ceram

Zircônia apresentou

resistência significativamente maior, quando comparado com o sistema VITA In-

Ceram

Alumina (com e sem lâminas de porcelana). Os autores concluíram,

portanto, que o sistema VITA In-Ceram

Zircônia demonstrou maior resistência

flexural que o VITA In-Ceram

Alumina.

Gomes (2002) descreveu que as cerâmicas, por apresentarem

excelente estética, têm sofrido modificações estruturais com a finalidade de torná-las

mais resistentes e possibilitar sua utilização como material restaurador, sem a

necessidade de associação ao metal. O autor apresentou, suas limitações bem

como as vantagens e desvantagens do uso da técnica adesiva indireta.

Guazzato et al. (2002) comparam as propriedades mecânicas do

VITA In-Ceram

Zircônia (IZ) e do VITA In-Ceram

Alumina (IA). Noventa e quatro

discos (16 mm diâmetro por 1,0 mm de espessura) e seis barras foram preparados

de acordo com as orientações do fabricante. Vinte e quatro discos de cada material

foram utilizados para testar a resistência flexural biaxial, 20 discos para testar a

tenacidade à fratura, 3 discos para avaliar a resistência a indentação. As barras (30

mm x 12,5mm x 1 mm) foram utilizados para medir o módulo de elasticidade. Os

resultados de resistência flexural biaxial foram IZ: 620 + 61 MPa e IA: 600 + 60

MPa. Não foram encontradas diferenças estatísticas entre os materiais quando

testados para resistência a indentação e tenacidade à fratura. Os autores concluíram

que apesar dos resultados satisfatórios obtidos após a realização dos testes

mecânicos, mais investigações são necessárias para a utilização clinica dos

sistemas totais cerâmicos.

Nakamura et al. (2002) avaliaram a resistência mecânica do sistema

IPS Empress

2 (Ivoclar/Vivadent) e a resistência à fratura de próteses parciais fixas.

Quatro tipos de materiais cerâmicos foram testados para avaliar a resistência flexural

(teste de quatro pontos) e a resistência à tensão diametral sendo (n=10): IPS

Empress

2 Core, IPS Empress

Porcelain, IPS Empress

e Dicor

(Dentsply).

Corpos-de-prova (com dimensões de 3,0mm x 4,0mm x 36,00 mm) foram produzidos

seguindo as orientações dos fabricantes. Os testes foram realizados em uma

máquina de ensaio Instron

com velocidade de 0,5 mm/min. Para o teste de tensão

diametral foram produzidos 10 corpos de prova cilíndricos de cada material com

dimensões de 5 mm de diâmetro e 4,0 mm de espessura. Para o teste de

resistência à fratura, próteses parciais fixas foram produzidas com IPS Empress

(n=5), IPS Empress

(n=5) e Dicor

(n=5). Retentores metálicos foram fabricados

para simular uma prótese fixa de três elementos que repusesse um incisivo central

superior esquerdo. As próteses foram cimentadas nos retentores metálicos com

cimento resinoso. Foram testados até a fratura com uma carga aplicada a 45º do

longo eixo dental. Os resultados de resistência flexural foram: IPS Empress

2: 329,

2 + 42,6 MPa, IPS Empress

Porcelain : 71,2 + 9,5 MPa, IPS Empress

: 151,0 +

17,1 e Dicor

: 171,0 + 28,0 MPa. Para o teste de resistência a fratura os valores

máximos obtidos foram IPS Empress

2: 1.424 N, IPS Empress

:607 N e Dicor

490 N (com fratura na região do conector). Os autores concluíram que o IPS

Empress

2 apresentou boas qualidades mecânicas e que seria muito importante

assegurar que as próteses parciais fixas apresentassem resistência suficiente nos

conectores. Para isso, é necessário uma espessura mínima de 16 mm².

Nishioka; Carvalho e Almeida (2002) descreveram que a utilização

de sistemas cerâmicos de elevada resistência flexural, recentemente desenvolvidos,

tem-se mostrado como uma alternativa de excelente resultado estético para a

resolução de ausências dentais na região anterior. No artigo, relataram um caso

clínico em que foram planejadas duas próteses adesivas anteriores totalmente

cerâmicas, empregando o sistema IPS Empress

2, restabelecendo a função e

estética de uma paciente com agenesia de ambos os incisivos laterais superiores.

Consideraram o sistema Empress

2 uma indicação assaz satisfatória para as

situações em que as próteses fixas adesivas convencionais são indicadas e a

estética é primordial. Concluíram que com base nas observações feitas no ato da

instalação das próteses, parece lícito considerar que a translucidez do sistema é

muito maior do que a das próteses metalocerâmicas, eliminando-se pontos de

opacidade e de baixa refletividade, o que possibilitou atingir o padrão de estética

exigido pela paciente, e que o sistema IPS Empress

2 pode ser considerado uma

valiosa alternativa para próteses adesivas livres de metal, pois as propriedades

mecânicas e ópticas alcançadas parecem atender às necessidades clínicas

satisfatoriamente.

Oliveira et al. (2002) relataram que dentistas e técnicos estão

constantemente à procura dos melhores resultados com restaurações em porcelana,

quanto à estética, função e adaptação marginal. O sistema IPS Empress

2(Ivoclar/Vivadent) é um dos novos sistemas de cerâmica encontrados no mercado

que podem ser usados para restaurações livres de metal. Apresentaram um caso

clínico de restauração posterior com o IPS Empress

2 e discutiram aspectos

técnicos da preparação do dente e das características do material. O sistema IPS

Empress

2 (Ivoclar/Vivadent) baseia-se na técnica da cera perdida, em que padrões

esculpidos em cera são incluídos em um revestimento refratário específico,

colocados em forno, para que possa ser feita a prensagem da porcelana derretida. A

caracterização da restauração pode ser realizada através de pintura superficial

(maquiagem) ou através da estratificação de camadas (o coping é encerado, e as

camadas posteriores são aplicadas de maneira convencional). Na técnica da

estratificação, o material da estrutura (componente de maior resistência) consiste em

cerâmica de vidro com cristais de diisilicato de lítio e ortofosfato de lítio, o qual é

recoberto pela cerâmica de vidro com cristais de fluorapatita. Na técnica da

maquiagem, cerâmica de vidro reforçada com leucita é utilizada. Concluíram

relatando que, para o melhor desempenho das restaurações na cavidade bucal, é

importante que, no preparo cavitário, sejam respeitadas as recomendações de

redução mínima de 1,5 a 2 mm e arredondamento dos ângulos internos.

Della-Bona; Mecholsky e Anusavice (2003) testaram a hipótese de

que a tenacidade de fratura de cerâmicas à base de dissilicato de lítio (IPS

Empress

2 (Ivoclar/Vivadent)-E2; Experimental (Ivoclar/Vivadent)-ES é maior do

que a de cerâmicas à base de leucita ou vidro (IPS Empress

(Ivoclar/Vivadent)-E1;

cobertura – GV). Vinte corpos-de-prova (20mm x 4mm x 1,2mm) foram fabricados

seguindo a ISO 6872 e testados em uma máquina de ensaio universal com

velocidade de 0,5mm/min com carga de flexão em quatro pontos até a fratura. As

superfícies fraturadas foram examinadas com microscópio eletrônico de varredura

para determinar o tamanho do defeito crítico usando princípios fractográficos. Os

valores médios de resistência flexural + desvio padrão são: E1: 85 + 14MPa; E2: 215

+ 40MPa; ES: 239 + 36MPa; GV: 0,8 + 0,09MPa. A análise estatística revelou que

as cerâmicas E2 e ES apresentam valores superiores de resistência flexural e

tenacidade de fratura do que as cerâmicas à base de leucita e vidro. Concluíram

relatando que os valores encontrados na pesquisa, são similares aos reportados na

literatura, usando os métodos tradicionais de determinação para tenacidade de

fratura.

Habekost et al. (2003) analisaram o efeito de diferentes tratamentos

superficiais sobre dois tipos de cerâmicas odontológicas, feldspática (Colorlogic-

Ceramco. Inc.) e reforçada por alumina (Vitadur Alpha- VITA), através de um ensaio

de resistência flexural biaxial. Foram confeccionados 28 corpos-de-prova em forma

de disco com 7mm de diâmetro e 1,54mm de espessura, separados em quatro

grupos: GI-cerâmica glazeada (controle), GII-cerâmica abrasionada com lixas, GIII-

cerâmica abrasionada com lixas e a seguir, polida mecanicamente com o sistema

Sof-Lex-SL (3M/ESPE) e GIV-cerâmica glazeada com lixas e a seguir, polida

mecanicamente com o sistema Sof-Lex-SL. Os corpos-de-prova receberam carga

biaxial de 0,5mm/min até a fratura. Os resultados foram submetidos a análise de

variância e ao teste de Tukey mostrando diferenças significantes entre os

tratamentos e as cerâmicas. Os autores concluíram que os corpos-de-prova que

foram apenas glazeados apresentaram maiores valores de resistência flexural. Os

demais tratamentos apresentaram os menores valores e não diferiram entre si. A

cerâmica com reforço de alumina apresentou melhor desempenho que a feldspática.

Hilgert et al. (2003) avaliaram a resistência à flexão de dois sistemas

cerâmicos e também realizaram análise morfológica destas estruturas com auxílio de

microscopia eletrônica de varredura (MEV). Para este estudo foram confeccionados

32 corpos-de prova em forma de barras de 25mm x 4mm x 3mm, sendo 18 em VITA

In-Ceram

Zircônia

e 18 em VITA In-Ceram

Alumina

. Foi realizado o ensaio de

flexão de três pontos em máquina de ensaios universal (EMIC) com velocidade de

0,5 mm/min, obtendo-se valores médios de resistência à flexão de 425,60 + 73,81

MPa para a alumina e 469,11 + 66,62 MPa para a zircônia. Concluíram relatando

que os dados obtidos foram submetidos à análise de variância (ANOVA), não sendo

observado diferenças estatísticas entre os grupos. Foi realizada a análise

morfológica dos sítios de fratura, através da MEV, sendo que, quando comparados

os grupos, observam-se semelhanças entre as estruturas.

Mendes; Pegoraro e Bastos (2003) relataram que o apelo estético

tem obrigado as indústrias de materiais odontológicos e os pesquisadores a buscar

materiais que apresentem, além da estética, a resistência suficiente para resistir às

forças mastigatórias. Avaliou a resistência à fratura por compressão axial de infra-

estruturas de próteses fixas de três elementos (1º pré-molar a 1º molar)

confeccionadas com VITA In-Ceram

Zircônia

e IPS Empress

2 (Ivoclar/Vivadent).

Vinte pré-molares e 20 molares foram fixados em blocos de resina distantes 8,0mm

entre eles, e receberam preparos tipo inlays com caixas ocluso-proximais. As caixas

apresentavam 4,0 mm de altura por 4,0 mm de largura. Após a obtenção dos

modelos em gesso, as infra-estruturas foram confeccionadas em laboratórios

credenciados e seguindo as orientações dos fabricantes dos materiais

odontológicos. A cimentação foi realizada com Variolink

II e posteriormente foram

submetidas à teste de carga por compressão pela ação de uma ponta de aço com

2,0 mm de diâmetro, em uma máquina de ensaio universal, numa velocidade de

0,5mm/min. Os resultados mostraram uma superioridade estatisticamente superior

do IPS Empress

2(Ivoclar/Vivadent) (86,68Kgf) em relação ao VITA In-Ceram

Zircônia

(67,87 Kgf), não sendo encontrada correlação estatística entre as medidas

das áreas de conexão com valores máximos de carga. Concluíram relatando que as

infra-estruturas em IPS Empress

2 apresentaram resistência à fratura superior as

confeccionadas em VITA In-Ceram Zircônia

, havendo diferenças estatisticamente

significantes.

Miyashita et al. (2003a) compararam a resistência flexural de

cerâmicas utilizadas como subestruturas e cerâmicas de revestimento. Produziram 4

grupos, com 8 amostras cada, sendo: Grupo 1: IPS Empress

2 (E2C); Grupo 2: IPS

Empress

2 / Empress

cerâmica de revestimento (E2C/E2V); Grupo 3:

VITA In

Ceram

Alumina (ICA); Grupo 4:VITA In Ceram

Alumina / Vitadur Alpha (ICA/VA).

Corpos-de-prova com as dimensões 25,0mm X 2,0mm X 1,5mm foram

confeccionadas para os grupos 1 e 3, enquanto para os grupos 2 e 4 foi aplicado

cerâmica com dimensões de 25,0mm X 2,0mm X 1,0mm. Os quatro grupos foram

submetidos a um teste de quatro pontos em uma máquina Instron (modelo 4301)

com velocidade de 0,5mm/min. Os resultados dos valores de resistência foram

analisados pelo teste Kruskal-Wallis (Kw=64,9; Gl=3, p=0,001). As médias de

resistência flexural obtidas foram: Grupo 1=192,9 ± 20,97 MPa; Grupo 2=55,4 ± 9,49

MPa; Grupo 3=312,54 ± 60,82 MPa e Grupo 4=128,18 ± 31,14 MPa. Concluíram que

a aplicação de cerâmicas de revestimento influenciam a resistência flexural de

diferentes sistemas de cerâmicas.

Miyashita et al. (2003b) compararam os resultados de três ensaios

de resistência à flexão, recomendados para avaliar o módulo de ruptura de materiais

cerâmicos. Utilizaram na pesquisa o VITA In Ceram

Alumina indicado para a

confecção de subestrutura para próteses parciais fixas totalmente cerâmicas. Foram

confeccionados 10 corpos-de-prova, de acordo com as orientações do fabricante,

sendo: discos de 1,2mm de espessura com 15mm de diâmetro (ISO 6872) para o

ensaio de flexão biaxial; barras com 25mm X 3,0mm X 4,0mm para o ensaio de três

pontos e para o ensaio de quatro pontos foram produzidas barras com 1,5mm X

2,0mm X 25,0mm. Os corpos-de-prova foram testados em uma máquina de ensaio

Universal Emic DL-2000, a uma velocidade de 0,5mm/min. Os valores para os

ensaios: biaxial - 436,43 ± 42,08 MPa com mediana 422,73 MPa; três pontos 421,63

± 85,55; 402,81 MPa e quatro pontos- 356,04 ± 40,75; 357,86 MPa foram

submetidos a análise Krukal-Wallis, alpha = 5%. Os valores dos testes: biaxial e de

quatro pontos mostraram-se com diferenças estatisticamente significantes, enquanto

que os valores do ensaio de três pontos não diferiram dos outros dois. Os autores

concluíram que os valores de resistência à flexão podem ser influenciados pelo tipo

de ensaio mecânico realizado.

Pagani; Miranda e Bottino (2003) descreveram que as cerâmicas

possuem alta resistência à compressão, mas apresentam friabilidade devido à sua

baixa resistência à tração e, desta forma, possuem menor capacidade de absorver

impactos. Realizaram uma avaliação, in vitro, da tenacidade à fratura (que é uma

medida da absorção de energia de materiais friáveis, a qual está relacionada ao

nível de estresse (tensão) antes da fratura ocorrer) de diferentes sistemas

cerâmicos, que se refere à medida da habilidade de absorção da energia de

deformação de um material friável. Foram confeccionados 30 corpos-de-prova em

forma de discos (5mm x 3mm), utilizando-se três diferentes materiais cerâmicos, os

quais foram divididos em 3 grupos: G1-10 amostras confeccionadas com a cerâmica

Vitadur Alpha

(VITA); G2-10 amostras confeccionadas com a cerâmica IPS

Empress

2 (Ivoclar/Vivadent) e G3-10 amostras confeccionadas com a cerâmica In-

Ceram

Alumina (VITA). Para a obtenção dos valores de tenacidade foi utilizada a

técnica da indentação que se baseia na série de fissuras que se formam sob uma

carga pesada. Foram realizadas 4 impressões por amostra, utilizando um

microdurômetro (Digital Microhardness Tester

FM) com uma carga de 500 Kgf,

durante 10 segundos. Testes ANOVA de Kruskal-Wallis e Dunn indicaram que a

cerâmica In-Ceram

Alumina apresentou valor mediano, estatisticamente diferente

do apresentado pela IPS Empress

2, enquanto que a cerâmica Vitadur Alpha

apresentou valores intermediários, sem diferenças estatísticas dos outros dois

materiais. Conclui-se que as cerâmicas apresentam diferentes desempenhos de

tenacidade à fratura, sendo a VITA In-Ceram

capaz de absorver maior energia

comparada a Vitadur Alpha

e ao IPS Empress

Wang et al. (2003) apresentaram uma revisão dos mais importantes

testes laboratoriais utilizados para avaliar os produtos odontológicos lançados no

mercado. Relataram que, embora as propriedades mecânicas não representem

necessariamente performance clínica dos materiais, elas são utilizadas para guiar os

efeitos de mudanças em suas composições ou no processamento de suas

propriedades. Descreveram que, apesar de um grande número de estudos que

avaliam os materiais dentários existirem na literatura, a comparação de resultados

tornam-se dificultadas pela falta de padronização entre os experimentos. Os autores

apresentaram o guia principal de testes laboratoriais para os materiais odontológicos

recomendados pela ISO. Concluíram que o conhecimento das propriedades

mecânicas dos materiais pode ajudar o clínico, de alguma forma, na seleção correta

dos materiais uma vez que o conhecimento dos ensaios mecânicos forneceria uma

opinião crítica relacionada às propriedades dos materiais.

Albakry; Guazzato e Swain (2004) relataram que os procedimentos

laboratoriais e /ou ajustes clínicos dos materiais injetáveis IPS Empress

e IPS

Empress

2 (Ivoclar/Vivadent) podem produzir defeitos e fendas microscópicas. Os

autores investigaram o efeito destes procedimentos na resistência flexural desses

materiais. Cento e quarenta discos com dimensões de 14mm X 1mm foram

preparados e divididos em 7 grupos com 20 corpos-de-prova cada, sendo: Grupos

sem tratamento superficial, Grupos polidos, Grupos polidos e glazeados, Grupos

desgastados, Grupos desgastados e glazeados, Grupos jateados e Grupos jateados

e glazeados. Os corpos-de-prova foram, então, submetidos ao teste biaxial de

resistência flexural e a análise do MEV foi utilizado para descrever os tipos de falhas

obtidas. Após análise estatística observaram que os grupos que não receberam

tratamento superficial e os que receberam jateamento com óxido de alumínio

mostraram maiores valores de rugosidade superficial e os grupos que foram polidos

os menores (para cada material). Os grupos que receberam polimento apresentaram

valores de resistência flexural significativamente maiores. Não foram encontradas

diferenças estatísticas entre as médias de resistência nos grupos que não

receberam tratamento superficial, jateados e desgastados. Os autores concluíram

que a rugosidade superficial pode não ser o único fator que determina a resistência.

Outros fatores como as porosidades, estresse microestrutural e defeitos de

superfície podem ser também decisivos.

Buso et al. (2004) avaliaram a resistência flexural e analisaram

morfologicamente a interface de fratura entre barras de cerâmicas seccionadas,

unidas e fraturadas por testes mecânicos. 40 corpos-de-prova foram produzidos com

as dimensões de 25mm X 4mm X 3mm sendo 20 em VITA In-Ceram

Alumina e 20

em VITA In-Ceram

Zircônia. 10 corpos-de-prova de cada receberam um corte de

45º na região central. As partes separadas foram então, unidas com a mesma

cerâmica que foi produzida e sinterizada novamente. Todos os corpos-de-prova

foram submetidos ao teste de três pontos. Uma análise morfológica da região de

fratura foi realizada através de MVE. As medias obtidas foram: Alumina (controle)

/423,38 ± 81,11 MPa, Alumina (cortada) /319,69 ± 50,27 MPa, Zircônia (controle)

/436,07 ± 54,81 MPa e Zircônia (cortada) /329,79 ± 7376 MPa. Os resultados

mostraram superfícies de união com grande quantidade de fendas que reduziram

significativamente a resistência do material. Não houve diferenças estatisticamente

significantes entre os tipos de cerâmicas apenas entre os grupos controle e

cortados. Os autores concluíram que o corte e posterior união da cerâmica diminui a

resistência flexural do material pela possibilidade de incorporação de gaps como as

observadas através de MEV.

Choi et al. (2004) investigaram a resistência flexural do IPS

Empress

2 (Ivoclar/Vivadent) em corpos-de-prova com diferentes formas (hastes

com 25 X 4,8mm, barras com 25mm X 4mm X 1,2mm e discos com 15 X 1,6mm)

obtidos seguindo-se corretamente as instruções do fabricante. Os Grupos

experimentais foram: Grupo A - hastes que receberam jateamento, Grupo B – hastes

polidas, Grupo C – barras polidas e Grupo D – discos polidos. 20 corpos-de-prova de

cada grupo foram testados com uma velocidade de 1mm/min. Os resultados foram

analisados com Anova e teste Scheffe’s. Os valores de resistência obtidos foram:

Grupo A – 288,5 ± 33,3 MPa, Grupo B – 309,7 ± 33,4 MPa, Grupo C - 341,4 ± 47,3

MPa e Grupo D – 334,2 ± 27,6 MPa. Não houve diferenças estatísticas significantes

entre as médias de resistência flexural quando comparadas às várias formas dos

corpos-de-prova. No entanto, quando analisado o tratamento superficial, os autores

concluíram que a rugosidade superficial diminui a eficiência do dissilicato de lítio no

teste de resistência flexural.

Guazatto et al. (2004a) compararam a resistência, tenacidade à

fratura e microestrutura dos sistemas totais cerâmicos. Foram testados e

comparados o sistema IPS Empress

(Ivoclar/Vivadent), IPS Empress

2(Ivoclar/Vivadent), uma cerâmica experimental e o sistema VITA In-Ceram

Alumina slip e dry-pressed. A resistência flexural foi verificada através do teste de

três pontos com 10 corpos de prova de cada grupo, nas dimensões de 20mm x 4mm

x 1,2 mm – ISO 6872 e o teste de tenacidade à fratura foi realizado em corpos de

prova com dimensões de 20mm x 4mm x 2mm. Os resultados obtidos e submetidos

à análise estatística foram IPS Empress

106 + 17 MPa, IPS Empress

2 - 306 + 29

MPa, cerâmica experimental 303 + 49 MPa, VITA In-Ceram

Alumina dry-pressed

440 + 50 MPa e VITA In-Ceram

Alumina slip 594 + 52 MPa. Analise microscópica

revelou relação entre a matriz vítrea e a fase cristalina e suas características foram

correlacionadas com o aumento da força e tenacidade dessas cerâmicas. Os

autores concluíram que as propriedades mecânicas e a microestrutura dos materiais

testados são cruciais para a performance clinica das restaurações totais cerâmicas.

Guazzato et al. (2004b) também investigaram a resistência flexural,

tenacidade à fratura e microestrutura de materiais cerâmicos a base de zircônia.

Foram comparados: DC-Zukon (experimental), VITA In-Ceram

Zirconia split e VITA

In-Ceram

Zircônia dry-pressed. A resistência flexural foi testada de acordo com a

ISO 6872 e os corpos-de-prova confeccionados seguindo as orientações dos

fabricantes. Os resultados de resistência submetidos a análise estatística foram: DC-

Zirkon (DCS Dental AG) 840 + 140 MPa, VITA In-Ceram

Zircônia dry-pressed 476 +

50 MPa e VITA In-Ceram

Zircônia slip 630 + 58 MPa. A investigação por MEV e

difração por raios-X revelaram a importância da transformação da fase tetragonal

monocíclica e a relação entre a matriz vítrea e a fase cristalina no reforço dessas

cerâmicas. Os autores concluíram que as cerâmicas a base de zircônia são mais

resistentes que as cerâmicas convencionais.

Miyashita et al. (2004) estudaram a resistência flexural em barras de

VITA In-Ceram

Alumina (ICA) e VITA In-Ceram

Zircônia (ICZ) cortadas e depois

unidas e infiltradas por vidro. Duzentas barras com 25mm X 4mm X 3mm foram

produzidas de acordo com as orientações do fabricante sendo, 100 do In-Ceram

Alumina e 100 In-Ceram

Zircônia. Os corpos-de-prova foram subdivididos em cinco

grupos: a) controle (sem cortes); b)(CSC) corte central reto; c) (DCC)diagonal 45º na

região central; d) (CCTC) corte central com recobrimento total; e)(DCS)diagonal 45º

na região de suporte. As amostras separadas foram então unidas com o material de

origem, sinterizadas e infiltradas com vidro para então, serem submetidas ao teste

de três pontos em uma máquina de ensaio universal EMIC. As médias obtidas

foram: ICA/controle (425,60 ± 73,81MPa); ICA/CSC (171,45 ± 46,18MPa); ICA/DCC

(303,80 ± 64,47MPa); ICA/CCTC (294,81 ± 51,19MPa); ICA/DCS (327,50 ±

77,23MPa); ICZ/controle (469,11 ± 66,62MPa); ICZ/CSC (249,17 ± 68,38MPa);

ICZ/DCC (336,35 ± 65,27MPa); ICZ/CCTC (288,02 ± 79,20MPa); ICZ/DCS (416,39 ±

54,64MPa). Após análise estatística não houve diferenças significantes entre

ICA/controle e ICZ/controle. Os autores concluíram que o tipo e localização do corte

prejudicam as propriedades mecânicas das cerâmicas.

Moura et al. (2004) avaliaram a influência da ciclagem mecânica na

resistência flexural do dissilicato de lítio através de um teste biaxial. 20 corpos-de-

prova foram fabricados com as dimensões de 15mm X 1,2mm usando IPS Empress

2 (Ivoclar/Vivadent), seguindo as orientações do fabricante e divididos em 2 grupos

de acordo com o recebimento ou não de ciclagem mecânica sendo, GI - sem

ciclagem e GII - com ciclagem (20000 ciclos, carga de 50N e temperatura de 37º C).

Os corpos-de-prova foram testados em uma maquina de ensaio Instron. Obtiveram

as seguintes médias: GI - 364,37 ± 32,79 MPa e GII – 311,33 ± 38,24 MPa. Os

resultados foram analisados usando teste-t para amostras independentes e houve

diferença estatisticamente significante entre os grupos. Os autores concluíram que

embora o tratamento mecânico tenha causado um decréscimo na resistência flexural

da cerâmica e tenha sido responsável por fendas microscópicas na superfície, ainda

sim o material alcançou médias que justificam sua aplicação clínica.

Rizkalla e Jones (2004) avaliaram e compararam a resistência

flexural, módulo de elasticidade e valores de dureza do VITA In-Ceram

Alumina

material para subestrutura e VITA In-Ceram

matriz de vidro com Hi-Ceram

core(Vident), Vitadur

core(VITA), Vitadur

N (VITA), Dicor

(Dentsply) e IPS

Empress

2(Ivoclar/Vivadent). A resistência flexural foi avaliada usando-se o teste de

três pontos com velocidade de 0,5mm/min. Foram produzidos 5 corpos-de-prova de

cada material seguindo as orientações dos fabricantes. Os valores de resistência

flexural para o IPS Empress

2(Ivoclar/Vivadent) foram obtidos da literatura. Após

análise estatística os autores verificaram que o VITA In-Ceram

Alumina e o IPS

Empress

2 apresentaram os maiores valores de resistência flexural. Os valores de

módulo de elasticidade e dureza foram significativamente maiores para o VITA In-

Ceram

Alumina. Concluíram que o sistema VITA In-Ceram

Alumina apresentou os

melhores resultados mecânicos quando comparado com outros sistemas cerâmicos

encontrados no mercado.

Suárez et al. (2004) avaliaram a performance clínica do VITA In-

Ceram

Zircônia em próteses parciais fixas no setor posterior após 3 anos de

utilização. Dezoito próteses fixas posteriores foram fabricadas com o sistema VITA

In-Ceram

Zircônia, em laboratório credenciado e cimentadas em 16 pacientes entre

janeiro e abril de 1999. Foram avaliados: superfície, cor, anatomia, integridade

marginal e sangramento gengival. Uma das 18 próteses foi perdida devido à fratura

radicular após 28 meses. Todas as próteses remanescentes foram consideradas

excelentes ou aceitáveis após o período de observação. Sangramento gengival foi

registrado mais freqüentemente nos retentores com VITA In-Ceram

Zircônia do que

nos dentes naturais. Com este estudo, os autores concluíram que, apesar dos

resultados aceitáveis a curto prazo, análises clínicas a longo prazo, devem ser

realizados para que o sistema possa ser recomendado como alternativa as próteses

parciais fixas metalocerâmicas convencionais.

3 PROPOSIÇÃO

Esta pesquisa pretende avaliar, através de testes de três pontos a

resistência flexural de materiais utilizados como subestrutura de próteses parciais

fixas, sendo:

1. Fibras de vidro:

• Vectris Pontic

-Ivoclar/Vivadent.

• Fibrex Medial

- Angelus Soluções Odontológicas

2. Cerâmicas odontológicas:

 IPS Empress

2- Ivoclar/Vivadent.

 VITA In-Ceram

Zircônia

4 MATERIAIS E MÉTODOS

Os testes foram realizados em 40 (quarenta) corpos-de-prova

divididos em 4(quatro) grupos descritos a seguir.

1. Fibras de vidro:

• Grupo I →Vectris Pontic

(Ivoclar/Vivadent).

• Grupo II →Fibrex Medial

(Angelus).

2. Cerâmicas odontológicas:

• Grupo III →IPS Empress

2(Ivoclar/Vivadent).

• Grupo IV→ VITA In-Ceram

Zircônia

Os corpos-de-prova foram confeccionados seguindo-se

rigorosamente as orientações de cada fabricante.

4.1 CONFECÇÃO DOS CORPOS-DE-PROVA

4.1.1 Fibras de Vidro

Confeccionaram-se dois grupos de tratamento, com 10 corpos-de-

prova cada, de fibras de vidro unidirecionais. Utilizou-se, para tanto, uma matriz

metálica bipartida com dimensões de 25 + 2 mm X 2 + 0,1 mm X 2 + 0,1 mm,

baseada na especificação 10477 da ISO (utilizada para realização de testes em

polímeros indiretos) (Figura 1 e 2).

Figura 1 – Vista superior da Matriz Metálica para confecção dos corpos-de-prova.

Figura 2 – Ilustração com as dimensões ideais dos corpos-de-prova em Fibra de Vidro.

Na Tabela 1 encontram-se descritos os materiais utilizados.

Tabela 1 – Grupos de Ensaio, Tipos de Fibras de Vidro, Materiais utilizados, Fabricantes e Lote.

GRUPO MATERIAL MARCA E FABRICANTE LOTE

GRUPO I

Fibra de vidro

Unidirecional

Vectris Pontic

-Ivoclar North

América, Inc.

E94038

GRUPO II

Fibra de vidro

Unidirecional

Fibrex Medial

- Angelus

Soluções Odontológicas

1509

4.1.1.1 Grupo I

Para o Grupo I utilizou-se Vectris Pontic

(Ivoclar/Vivadent) (Figura

3). Os corpos-de-prova foram confeccionados com fibras de vidro unidirecionais pré-

impregnadas, seguindo a orientação do fabricante, no laboratório credenciado

Romanini, Londrina-PR. Retirou-se o Vectris Pontic

da embalagem, cortando-o no

comprimento adequado com o auxílio do alicate Vectris Cutting Pliers

. Levou-se o

conjunto de fibras pré-impregnadas à matriz metálica, adaptado-as com leves excessos

laterais. As propriedades físicas do Vectris permitem que, através da aplicação de

vácuo, pressão e luz, possam ser obtidas estruturas com perfeito ajuste e sem

tensões. Este processo é realizado no interior do aparelho Vectris VS1 (Figura 4), de

modo automático e ordenado. A plataforma de trabalho do aparelho Vectris VS1 foi

ajustada de modo que a matriz ficasse situada 1cm abaixo do nível superior do

recipiente de adaptação, e nivelou-se o volume interno com pastilhas de plástico

(material de preenchimento). Colocou-se um celofane (Vectris Foil) sobre a matriz e

o aparelho realizou a adaptação e endurecimento do Vectris Pontic durante 9

minutos (programa P1). É importante respeitar as instruções de uso do aparelho

Vectris VS1. Retirou-se o corpo-de-prova da matriz metálica e levou-o para uma

fotopolimerização complementar no aparelho Targis Power no ciclo P1 (23 minutos).

Os excessos das margens foram removidos com brocas de carbeto de tungstênio e

o acabamento realizado com pontas de borracha abrasivas (EVE). Com um

paquímetro digital

aferiram-se as dimensões de todos os corpos-de-prova. Não

foram utilizados na pesquisa corpos-de-prova defeituosos (falhas detectáveis a olho

nu – porosidades e fraturas) ou que não respeitassem as dimensões ideais de 25 +

2 mm X 2 + 0,1 mm X 2 + 0,1 mm. Posteriormente, armazenaram-se os corpos-de-

prova em recipientes plásticos individuais identificados, secos, sem interferência de

luz e a temperatura ambiente por uma semana. (HIRATA, 2002, NAKAMURA et al.,

2003).

Figura 3 – Vectris Pontic

- Ivoclar/Vivadent.

Paquímetro digital Starrett

727-2001

Figura 4 – Aparelho Vectris VS1

para aplicação de Vácuo, Pressão e Luz.

4.1.1.2 Grupo II

Para o Grupo II

utilizou-se Fibrex

- Angelus Soluções Odontológicas

que são fibras de vidro unidirecionais (Figura 5). Os corpos-de-prova foram

confeccionados com fibras de vidro unidirecionais pré-impregnadas, seguindo a

orientação do fabricante, no laboratório credenciado Artes Dentárias Bergamini,

Rolândia-PR. Retirou-se o Fibrex Medial

- Angelus da embalagem, cortando-o no

comprimento adequado com uma tesoura Mundial

Serra Sharp bem afiada. Levou-

se o conjunto de fibras pré-impregnadas à matriz metálica, adaptado-as com leves

excessos laterais. A matriz foi levada ao equipamento Powerlux

EDG (Figura 6) e

posicionada centralmente. Utilizou-se o equipamento para prensagem e

fotopolimerização a vácuo da estrutura em um processo de tempo de 9 minutos.

Retirou-se o corpo-de-prova da matriz metálica e levou-o para uma

fotopolimerização complementar no aparelho Powerlux

EDG (9 minutos). Os

excessos das margens foram removidos com discos de carburundum e o

acabamento realizado com pontas de borracha abrasivas. Com um paquímetro

digital

aferiram-se as dimensões de todos os corpos-de-prova. Não foram utilizados

na pesquisa corpos-de-prova defeituosos ou que não respeitassem as dimensões

ideais. Armazenaram-se os corpos-de-prova em recipientes plásticos individuais

identificados, secos, sem interferência de luz e a temperatura ambiente durante uma

semana (HIRATA, 2002; NAKAMURA et al., 2003).

Figura 5 – Fibrex Medial

- Angelus.

Paquímetro digital Starrett

727-2001

Figura 6 – Aparelho Powerlux

EDG para aplicação de vácuo, pressão e luz.

4.1.2 Cerâmicas Odontológicas

Confeccionaram-se dois grupos de tratamento, com 10 corpos-de-

prova cada, com duas cerâmicas utilizadas para subestrutura de prótese fixa.

• Grupo III →IPS Empress

2 (Ivoclar/Vivadent).

• Grupo IV→ VITA In-Ceram

Zircônia.

Corpos-de-prova com as dimensões de 25 + 5 mm X 4 + 0,25mm X

1,2 + 0,2 mm, baseados na especificação 6872 da ISO (Figura 7), foram obtidos

seguindo as orientações dos fabricantes.

Figura 7 – Ilustração com as dimensões ideais dos corpos-de-prova em Cerâmicas.

Na Tabela 2 encontram-se descritos os materiais utilizados.

Tabela 2 – Grupos de Ensaio em Cerâmicas, Materiais utilizados, Fabricantes e Lote.

GRUPO MATERIAL MARCA E FABRICANTE LOTE

GRUPO III

Porcelana de vidro

ceramizado injetável –

Dissilicato de Lítio

IPS Empress

Ivoclar/Vivadent.

F50133

GRUPO IV

Porcelana aluminizada

– Óxido de Zircônio

VITA In-Ceram

Zircônia 5336

4.1.2.1 Grupo III

Para o Grupo III utilizou-se IPS Empress

2 (Ivoclar/Vivadent). Trata-

se de uma estrutura de Dissilicato de Lítio aplicada por injeção. Os corpos-de-prova

foram confeccionados seguindo a orientação do fabricante, no laboratório

credenciado Romanini, Londrina-PR. Para a confecção dos corpos-de-prova houve

a necessidade de se produzir um padrão em cera com as dimensões corretas e a ele

adaptar os sprues que são necessários para indicar o correto fluxo do material

cerâmico. Esse conjunto foi pesado em uma balança para avaliar o exato peso do

lingote de cerâmica (pastilhas de cerâmica –Ingots -200/IPS Empress

2) necessário

para uma adequada fundição. Para a confecção de cada um dos 10 corpos-de-

prova, foram realizados os seguintes procedimentos: Inicialmente confeccionou-se

um padrão em resina acrílica GC Pater

(Major) com as dimensões de 25mm X 5 mm

X 2 mm, baseados na especificação 6872 da ISO. O padrão em resina GC

Pater

(Major) recebeu então, a adaptação dos sprues que direcionam o fluxo da

cerâmica injetada. A seguir, este conjunto foi adaptado em anel de Empress e

recebeu, o revestimento IPS Empress

2 Special Investment

manipulado a vácuo.

Após a presa do revestimento, o anel estabilizador e o papel do cadinho foram

removidos. Levou-se, então, o cilindro obtido a um forno EDGCON-3P (EDG

Equipamentos) pré-aquecido a 360ºC para que o padrão em acrílico fosse

totalmente eliminado. Após a completa eliminação do padrão, o cilindro foi aquecido

à temperatura de 850ºC. As pastilhas de cerâmica (figura 8) necessárias para a

adequada fundição foram posicionadas no cilindro. Um lingote de cerâmica (êmbolo

em zircônio) aquecido também à temperatura de 850ºC foi, então, adaptado ao

cilindro e o conjunto levado a um forno a vácuo (EP 500) IPS Empress

– Ivoclar

(FIGURA 9) para que fosse efetuado o procedimento de aplicação da cerâmica sob

pressão. Após se completar programa P11, removeu-se o conjunto do forno e

aguardou-se o resfriamento. Eliminou-se, então, o revestimento cuidadosamente

com discos de separação e jatos de polimento médios (óxido de alumínio ou esferas

de vidro) de 4 bar de pressão. Subseqüentemente o objeto obtido foi

adequadamente limpo com Invex Liquid/IPS Empress

2 em ultra-som por 10

minutos. Os condutos de alimentação foram removidos com discos diamantados

flexíveis dupla face 22 mm (KG/ Sorensen), seguido de pedra montada G22

obtiveram-se os corpos-de-prova com a dimensão de 25+ 5 mm X 4+ 0,25 mm X

1,2+ 0,2 mm, conforme especificação 6872 da ISO. Todos os corpos-de-prova

tiveram suas dimensões conferidas com um paquímetro digital

. Não foram utilizados

na pesquisa corpos-de-prova com defeitos de produção (porosidades e trincas

visíveis a olho nu) e que não apresentassem as dimensões corretas.

Posteriormente, armazenaram-se os corpos-de-prova em recipientes plásticos

individuais identificados, secos, sem interferência de luz e a temperatura ambiente

até a realização do experimento (uma semana).

Figura 8 – Pastilhas de Cerâmica IPS Empress

2- Ivoclar/Vivadent.

Pedra montada G22-Pró-doctor Indústria e comércio de Importação e Exportação de Produtos

Odontológicos

Paquímetro digital Starrett

727-2001

Figura 9 – Forno Ep500/IPS Empress

- Ivoclar/Vivadent.

4.1.2.2 Grupo IV

Para o Grupo IV utilizou-se o VITA In-Ceram

Zircônia (Figura 10) Trata-se de

uma cerâmica de infiltração à base de óxido de zircônia. Os corpos-de-prova foram

confeccionados seguindo a orientação do fabricante, no laboratório credenciado

Atelier Dental Paula Cassiano, Londrina-PR. Os corpos-de-prova foram obtidos

através da sinterização do óxido de zircônia e infiltração do vidro. Produziu-se

inicialmente um padrão em resina acrílica GC Pater

(Major) com a dimensão de

25mm X 5 mm X 2 mm, conforme especificação 6872 da ISO. Este padrão de

acrílico foi, então, moldado com silicone Expresss

(3M) e recebeu vazamento com

gesso especial para VITA In-Ceram

(que é um revestimento refratário próprio da

VITA). Após a presa do revestimento (2 horas), houve a aplicação do Agente para

selar e uma espera de 30 minutos. O modelo recebeu, então, a aplicação do óxido

de zircônia com a técnica convencional de aplicação da cerâmica. O pó de

zircônia/alumina (VITA In-Ceram

ZIRCÔNIA POWER)

foi misturado com mixing

liquid e zircônia aditivo e aplicado no modelo com pincéis. Após a correta aplicação

desta barbotina, aplicou-se uma fina camada de estabilizador VITA In-Ceram

aguardaram-se 30 minutos. A estrutura foi pré-sinterizada em um forno especial

(Inceramat II / VITA, Bad Sackingen, Germany) por 15 min a 160º C para permitir a

remoção do gesso especial (feito delicadamente com uma serra para troquel).

seguir, realizou-se a primeira sinterização sobre manta acrílica no forno Inceramat II-

VITA (Figura 11) por 10 horas à temperatura de 120º C a 1120º C. Deixou-se esfriar

em forno à temperatura de 500º C para depois abrir. A segunda sinterização foi

realizada no forno Inceramat II-VITA por 3 horas à temperatura de 120º C a 1180º C.

A estrutura esfriou em forno à temperatura de 500º C para depois abrir. Com a

estrutura sinterizada finalizada realizou-se um ajuste grosseiro com disco sinterizado

e brocas diamantadas KG Sorensen

e um ajuste fino com discos de lixas. Através

da utilização de um líquido de controle VITA In-Ceram

, tornou-se possível avaliar a

presença de microfraturas na estrutura. Peças defeituosas foram descartadas. Para

a infiltração do vidro misturou-se o VITA In-Ceram

ZIRCONIA GLASS POWDER

(Z24) com água destilada até obter-se um líquido fluido possível de ser aplicado com

um pincel em uma espessura de 1-2mm. O conjunto então foi posicionado sobre

uma lâmina de platina e levado ao Inceramat II por 4 horas à temperatura de 200°C

a 1140°C. Após a infiltração do vidro realizou-se a remoção de sobras de vidro com

pedra Mizzi e o jateamento com óxido de alumínio com pressão máxima de 3,0 bar.

Em seguida, colocou-se no forno de cerâmica para controle de vidro a 1000°C por 5

min e realizou-se o jateamento novamente. Os corpos-de-prova tiveram suas

dimensões conferidas com paquímetro digital

. Foram descartados os corpos-de-

prova imperfeitos (porosidades e trincas visíveis a olho nu) ou que não

apresentassem as dimensões ideais. Armazenaram-se os corpos-de-prova em

recipientes plásticos individuais identificados, secos, sem interferência de luz e a

temperatura ambiente por uma semana, até a realização do experimento.

Figura 10 - Kit do sistema VITA In-Ceram

Zircônia.

Paquímetro digital Starrett

727-2001

Figura 11 - Forno Inceramat II / VITA, Bad Sackingen, Germany

4.2 TRATAMENTO EXPERIMENTAL

Conforme especificação da ISO 10477 e ISO 6872 para a realização

do teste de três pontos, necessita-se de um equipamento com velocidade constante

de 1 +

0,3 mm/min ou 50 + 16 N/min.

Utilizou-se, nesta pesquisa, uma máquina de Ensaio Universal

Instron

Corp. Modelo 4444 (Figura 12), pertencente à Universidade Federal de

Santa Catarina, SC, com carga de 2 KN. Levaram-se os corpos-de-prova à máquina

de ensaio e posicionou-os sobre um aparato para a aplicação de carga que consiste

em dois suportes paralelos, com 2 mm de diâmetro, com distância entre os centros

de 20 + 0,1mm, e um terceiro ponto com 2 mm de diâmetro, localizado entre os dois

suportes e adaptado à parte superior da máquina de ensaio, para que a força fosse

aplicada centralmente até o ponto de deformação permanente ou fratura completa

do corpo-de-prova. (Figura 13 e 14). A velocidade de carregamento aplicada foi de

0,75 mm/min.

Figura 12 – Máquina de Ensaio Universal Instron

Corp.Modelo 4444.

Figura 13 – Suporte metálico com cilindros de 2mm paralelos e distantes 20mm dos centros.

Figura 14 – Amostra posicionada para a realização do Teste de Três Pontos.

4.3 MEDIÇÃO

A força exercida foi registrada em KN, transformada em N (de

acordo com o Sistema Internacional de Medidas: 1KN = 1000N) e a resistência

flexural avaliada e transformada em MPa seguindo a fórmula:

3 FL

2 bh

Onde:

σ - é a resistência a flexão em MPa;

F - é a carga máxima no ponto de fratura em N;

L - é a distância entre os suportes em mm;

b - é a largura do corpo de prova em mm;

h - é a profundidade ou espessura do corpo-de-prova em mm

Exemplos:

A. Calculo da resistência flexural do corpo-de-prova(R3) Vectris

Pontic

(Ivoclar/Vivadent) com dimensões de: 25,28mm x 2,03mm x 1,99mm

Onde:

σ - é a resistência a flexão em MPa;

F - 156,2N é a carga máxima no ponto de deformação permanente;

L -20mm é a distância entre os suportes;

b - 2,03mm é a largura do corpo de prova;

h - 1,99mm é a espessura do corpo-de-prova.

3 FL

2 bh

3 x156,2 x 20 = 582,11MPa

2 x 2,03 x 1,99

B. Calculo da resistência flexural do corpo-de-prova(R3) VITA In-Ceram

Zircônia

com dimensões de: 25,61mm x 4,02mm x 1,31mm

Onde:

σ - é a resistência a flexão em MPa;

F - 126,7N é a carga máxima no ponto de fratura;

L -20mm é a distância entre os suportes;

b - 4,02mm é a largura do corpo de prova;

h - 1,31mm é a espessura do corpo-de-prova.

3 FL

2 bh

3 x126,7 x 20 = 550,87MPa

2 x 4,02 x 1,31

5 RESULTADOS E ESTATÍSTICA

5.1 FIBRAS DE VIDRO

Com base nos ensaios mecânicos realizados, o padrão de falha,

observado em 100% dos corpos-de-prova analisados, foi de fratura incompleta

(Figuras 15 e 16).

Figura 15 - Fratura incompleta observada na Fibra de Vidro Unidirecional Vectris Pontic

(Ivoclar/Vivadent).

Figura 16 - Fratura incompleta observada na Fibra de Vidro Unidirecional Fibrex Medial

(Angelus).

Os valores de resistência flexural (MPa), para os grupos de fibras de

vidro, encontram-se descritos nos Quadros 1 e 2.

Corpo-de-prova Dimensão(mm)

Força máxima

aplicada ( N)

Resistência Flexural

(MPa)

R1 25,38x 1,95x 2,08 127,3 451.95

R2 25,28x 2,00x 2,08 150,5 521.96

R3 25,28x 2,03x 1,99 156,2 582.11

R4 25,19x 1,98x 2,05 142,6 515.42

R5 25,20x 2,10x 1,99 153,1 550.06

R6 25,26x 2,10x 1,97 122,9 449.63

R7 25,34x 2,07x 1,98 161,3 597.10

R8 25,35x 1,90x 2,03 136,0 523.08

R9 25,30x 2,09x 1,99 150,7 548,00

R10 25,31x 1,95x 2,07 117,2 421.07

Quadro 1 – Corpos-de-prova: Repetições, Dimensões, Força Máxima aplicada e Resistência Flexural

no Grupo I - Vectris Pontic

-Ivoclar/Vivadent.

Corpo-de-prova Dimensão(mm)

Força máxima

aplicada ( N)

Resistência Flexural

(MPa)

R1 25,85x 2,10x 2,10 185,1 600.32

R2 25,37x 2,10x 2,10 177,5 575.68

R3 24,80x 1,90x 2,10 142,9 510.36

R4 24,07x 1,90x 2,10 125,4 447.86

R5 24,16x 1,93x 2,10 120,8 426.35

R6 25,18x 1,98x 2,10 149,3 511.89

R7 24,98x 2,09x 2,10 131,3 428.15

R8 24,14x 1,93x 2,09 110,7 393.02

R9 24,01x 2,04x 2,08 147,3 499.32

R10 24,28x 2,10x 2,07 197,8 659.33

Quadro 2 – Corpos-de-prova: Repetições, Dimensões, Força Máxima aplicada e Resistência Flexural

no Grupo II – Fibrex Medial

- Angelus.

Tabela 3 – Comparação dos valores médios de Resistência Flexural, número de corpos-de-prova e

Desvio Padrão nos grupos de Fibras de Vidro.

GRUPOS Nº Média (MPa) de

Resistência Flexural

Desvio

Padrão

GI (Vectris Pontic

-Ivoclar/Vivadent ) 10

516,038 58,440

GII (FibrexMedial

- Angelus) 10

505,228 85,572

Os valores obtidos, e apresentados na tabela 3 e gráfico 1, foram

submetidos à análise estatística

, teste Anova. O nível de significância adotado foi

menor que 5% (p<0,05).

Após a execução do teste para comparação de médias constatou-

se, pela análise do respectivo p-value (p=0.74), em relação às fibras de vidro

odontológicas, a inexistência de diferença estatística entre os grupos analisados.

450

460

470

480

490

500

510

520

(

)

GII

Gráfico 1 – Resistência Flexural nos Grupos de Fibras de Vidro.

Programa BioEstat 2.0 / Sociedade Civil Mamirauá / CNPq

5.2 CERÂMICAS ODONTOLÓGICAS

Com base nos ensaios mecânicos realizados, o padrão de falha,

observado em 100% dos corpos-de-prova analisados, foi de fratura completa (figuras

17 e 18).

Figura 17 – Fratura completa observada na Cerâmica IPS Empress

2 (Ivoclar/Vivadent).

Figura 18 – Fratura completa observada na Cerâmica VITA In-Ceram

Zircônia

Os valores de resistência flexural (MPa) para os grupos de

cerâmicas estão apresentados nos Quadros 3 e 4.

Quadro 3 – Corpos-de-prova: Repetições, Dimensões, Força aplicada e Resistência

Flexural no Grupo III - IPS Empress

2 (Ivoclar/Vivadent).

Quadro 4 – Corpos-de-prova: Repetições, Dimensões, Força aplicada e Resistência Flexural

no Grupo IV - VITA In-Ceram

Zircônia.

Corpo-de-prova Dimensão (mm)

Força aplicada

(N)

Resistência Flexural

(MPa)

R1 25,99x 4,25x 1,40 69,1 248,85

R2 26,04x 4,25x 1,40 70,5 253,90

R3 26,00x 3,99x 1,34 49,5 206,68

R4 25,75x 3,85x 1,33 34,7 152,75

R5 25,81x 3,91x 1,35 45,8 193,52

R6 25,71x 3,92x 1,31 42,9 190,66

R7 25,42x 3,98x 1,34 38,5 161,54

R8 25,85x 3,92x 1,30 44,4 201,06

R9 25,65x 4,06x 1,31 23,7 101,57

R10 25,71x 3,86x 1,40 29,4 116,82

Corpo-de-prova Dimensão (mm)

Força aplicada

(N)

Resistência Flexural

(MPa)

R1 25,06x 4,18x 1,38 122,9 463,77

R2 25,68x 4,08x 1,28 128,4 579,25

R3 25,61x 4,02x 1,31 126,7 550,87

R4 25,49x 4,13x 1,30 111,6 478,29

R5 25,17x 4,17x 1,28 89,0 398,51

R6 25,42x 4,01x 1,33 110,9 468,59

R7 25,49x 4,04x 1,29 106,4 476,42

R8 25,06x 4,05x 1,27 97,6 450,46

R9 25,64x 4,12x 1,37 74,5 288,39

R10 25,33x 4,06x 1,33 64,6 269,17

Tabela 4 – Comparação dos Valores Médios de Resistência Flexural, Número de corpos-de-prova e

Desvio Padrão nos Grupos de Cerâmicas.

GRUPOS Nº Média (MPa) de

Resistência Flexural

Desvio

Padrão

GIII (IPS Empress 2

- Ivoclar/Vivadent) 10

182,73 50,337

GIV (In-Ceram Zircônia

-VITA) 10

442,37 99,889

100

150

200

250

300

350

400

450

Resistência Flexural (MPa)

GIII

GIV

Gráfico 2 – Resistência Flexural nos Grupos de Cerâmicas.

Os valores obtidos, e apresentados na tabela 4 e gráfico 2, foram

submetidos à análise estatística

. O nível de significância adotado foi menor que 5%

(p<0,05). Após a execução da análise de variância (ANOVA) e considerando o teste

de Bonferroni, para contraste de médias, verificou-se a existência de diferenças

estatísticas significantes entre os grupos analisados. O Grupo IV apresentou maior

valor médio de resistência flexural.

Programa BioEstat 2.0 / Sociedade Civil Mamirauá / CNPq.

6 DISCUSSÃO

6.1 CONCEITOS

Para a recuperação estética e funcional de um elemento dental

perdido, a confecção de uma prótese fixa de três elementos é o tratamento mais

comumente utilizado. As próteses fixas são usualmente confeccionadas com uma

estrutura metálica fundida sobre a qual é aplicada a cerâmica ou resina; sendo que

esta estrutura deve fornecer resistência à fratura e rigidez suficientes para não

resultar em deformações permanentes. (ANUSAVICE, 1998a; FREILICH et al., 2000;

HIRATA, 2002; LACY, 2000).

Um fator importante no desenho de uma prótese dental é a

resistência, ou seja, a propriedade mecânica que assegura que a prótese sirva às

funções para as quais foi desenhada, de maneira adequada e segura, por um tempo

razoável. Uma análise do potencial de falha de uma prótese dental, sob forças

aplicadas (cargas mastigatórias) ou com distribuições de tensões, deve ser

relacionada com as propriedades mecânicas do material protético, pois são

respostas mensuradas, elásticas ou plásticas. (ANUSAVICE, 1998a).

Devido à sua característica dinâmica, as verdadeiras tensões,

durante a mastigação, são difíceis de se mensurar (ANUSAVICE, 1998a). A ação

mastigatória recebe interferência das forças representadas pelos músculos da

mastigação e dos dentes e, portanto, deve-se considerar: a intensidade das forças

que os músculos devem desenvolver para projetar os dentes inferiores contra os

superiores; a intensidade das forças que os dentes podem aceitar em oposição sem

que, contudo, se lesem ou deteriorem os tecidos de sustentação; e a intensidade da

força que requer cada tipo de alimento para ser fragmentado. Logo, a ação

mastigatória não depende somente da forma dos dentes, mas também da força que

este recebe através do trabalho da musculatura mastigadora. Quanto mais próximo

se encontra o dente do local de aplicação das forças que levam os dentes inferiores

contra os superiores, maior será potência. De acordo com isso, a pressão que se

exerce na zona dos molares é máxima e decresce gradualmente em direção aos

incisivos.

Os músculos mastigadores podem exercer uma pressão de 90 a 136

kgf, mas conceitua-se como excepcional quando sobre qualquer dente se produza

uma força que exceda 45 kgf. (FIGUN; GARINO, 1989). Inúmeros estudos têm sido

realizados para se determinar a força de mastigação. Forças normais, geradas

durante a mastigação e a deglutição, são de 40% da força oclusal máxima. As

forças, geradas pela oclusão forçada máxima na posição de intercuspidação, são

descritas na faixa de 244N (50 lb) a 1.250N (280 lb) com limite superior de 4.339N

(975 lb) (McNEILL, 2000). Gibbs (1986) determinou a força mastigatória de 20 a 127

kgf para indivíduos normais podendo ser 6 vezes maior em indivíduos com

parafunções. O limite dessa intensidade não reside nas possibilidades musculares,

mas, na capacidade do dente e do periodonto para suportar forças musculares

superiores sem se alterarem. (FIGUN; GARINO, 1989). As cargas mastigatórias

variam entre os indivíduos, em função do sexo, dos padrões facial e muscular, e,

numa mesma pessoa, depende da idade, do estado emocional e do tipo de alimento

a ser mastigado. (FANTINI, 2002).

Para análise da probabilidade de sobrevivência de um material

odontológico, considerar-se-á nesta pesquisa, o valor médio de 500N como carga

mastigatória normal aplicada no setor posterior, em concordância com Rosentritt;

Behr e Handel (2003). Os resultados de resistência flexural obtidos com os grupos

de fibras de vidro (516,04 + 58,44 MPa para GI, 505,23 + 85,57 MPa para GII)

sugerem, de acordo com a análise de probabilidade de sobrevivência, a

possibilidade de utilização das fibras de vidro como alternativa às ligas metálicas em

situações clínicas bem indicadas de próteses parciais fixas. Os valores médios

obtidos com o GIV (442,37+ 99,889MPa) sugerem de acordo com a probabilidade de

sobrevivência a necessidade da adição de revestimento cerâmico adequado para

melhorar os resultados de resistência à fratura (TINSCHERT et al., 2001). O GIII

apresentou resultados que contra-indicam sua utilização na região posterior

(182,73+ 50,33MPa) (GARBER et al., 2000; MITO; SORENSEM, 1999).

Infelizmente, as magnitudes das forças mastigatórias não são

conhecidas em nenhum paciente, para que o dentista possa predizer as tensões que

irão ser induzidas nos materiais restauradores. Entretanto, o conhecimento das

relações entre as propriedades dos materiais restauradores conhecidos por exibir

uma performance de sobrevivência, a longo prazo, é reforçado pela experiência

clínica. A profissão odontológica também está ciente de que o melhor teste de um

material restaurador é o teste do tempo.(ANUSAVICE, 1998a; BEHR; ROSENTRITT;

HANDEL, 2003; GUAZZATO et al., 2002).

Para que possa ser introduzido no mercado, um material

odontológico deve ser avaliado à medida que cumpra os requisitos mínimos

identificados na especificação e no padrão dos materiais dentários, tais como

aqueles desenvolvidos pela American Dental Association (ADA) e pela Internacional

Organization for Standardization (ISO). Se um novo material cumprir esses

requisitos, os dentistas poderão confiar de modo razoável que este irá comportar-se

de modo satisfatório clinicamente, se utilizado da maneira adequada. (BEHR;

ROSENTRITT; HANDEL, 2003). Por esta razão, optou-se nesta pesquisa pela

realização dos experimentos em concordância com os padrões da ISO para

polímeros e cerâmicas odontológicas.

Devido ao fato das propriedades físicas, descritas em testes in vitro,

serem obtidas através da utilização de tamanhos e formas muito distintos daqueles

das restaurações dentais, poder-se-ia questionar como os materiais dentários

podem ser selecionados pelo dentista com base nessas propriedades. Anusavice

(1989a) explica que os engenheiros aplicam um critério similar para a seleção de

materiais a serem utilizados para a construção de uma ponte, e têm uma vantagem

sobre os dentistas nesse aspecto, pois sabem de antemão a tensão “média” máxima

que as estruturas irão suportar antes que a fratura ocorra. Mais ainda, estes

esperados valores de tensão estimados, são multiplicados por um “fator de

segurança” para assegurar que a estrutura irá suportar uma certa quantidade de

tensões. Entretanto, os valores de resistência relatados para os materiais dentários

representam as tensões médias, abaixo das quais 50% dos corpos-de-prova

fraturaram e acima dos quais 50% destes sobreviveram aos testes. Como este é um

índice de falhas inaceitável na odontologia restauradora, o alcance da variação dos

valores mensurados deve ser conhecido. Sob um ponto de vista ultraconservador, os

valores mais baixos de resistência devem ser utilizados para se comparar os

materiais dentários e, também para se desenhar uma prótese para resistir à fratura

num alto nível de confiança. (ANUSAVICE, 1998a).

O aumento na procura por restaurações estéticas tem estimulado a

utilização de cerâmicas e fibras de vidro em substituição às ligas metálicas, em

áreas que estão sujeitas à grande estresse mastigatório. Novos sistemas metal-free

têm sido introduzidos no mercado como materiais alternativos, sendo, porém,

técnicas e materiais relativamente recentes. (ARMSTRONG; KIMBALL, 1999;

BARTSCH, 2000; GOMES; GOMES, 2002; GOMES et al., 2002; LACY, 2000). A

realização de testes em laboratório visa transpor resultados, prevendo situações

encontradas em clínica, oferecendo maior previsibilidade aos materiais

restauradores. (GUAZZATO et al., 2002; WANG et al.,2003).

Nesta pesquisa optou-se pela utilização do teste de flexão de três

pontos, que se mostra como o padrão mais comum para a distribuição de stress em

próteses fixas, sendo clinicamente mais relevante. (ANUSAVICE, 1998a; FELIPPE

et al., 2001; WANG et al, 2003). Testes de resistência flexural de quatro pontos e de

resistência biaxial são também sugeridos na literatura. As diferenças fundamentais

entre estes testes são a localização e distribuição da tensão sobre a barra, ou disco.

(MIYASHITA et al., 2003b).

6.2 FIBRAS DE VIDRO

As fibras de vidro são utilizadas por vários segmentos industriais

(como as indústrias aeroespacial, automobilística e náutica). (FELIPPE et al., 2001;

FIBREX-LAB, [2003]; FREILICH, 2000). Suas propriedades físicas, como a baixa

condutividade térmica e elétrica, além de sua alta resistência, chamaram a atenção

da área odontológica, que percebeu neste material uma alternativa estética para a

substituição de estruturas metálicas. (FIBREX-LAB, [2003]). O propósito básico do

uso de fibras na Odontologia é reforçar um grande volume ou uma grande extensão

de resina (composta ou acrílica), resina laboratorial ou qualquer outro material, com

características de aplicação semelhantes aos das resinas. (BARTSCH, 2000;

FELIPPE et al., 2001).

Os primeiros estudos visando o desenvolvimento de fibras de reforço

para uso odontológico datam de 35 anos atrás. Entre 1960 e 1970 foram feitas

investigações visando à criação de fibras de vidro e de carbono para reforçar

próteses totais confeccionadas com resinas acrílicas. Em 1980, surgiram as

primeiras pesquisas visando o desenvolvimento de fibras de reforço para emprego

em próteses sobre implantes, próteses parciais fixas, contenção ortodôntica e

splintagens periodontais. (FREILICH, 2000).

O uso dessas fibras, entretanto, sempre foi marcado por um grande

número de fracassos clínicos, muitos deles, atribuídos a erros de manipulação ou

desenvolvimento inadequado da técnica. Essas fibras tinham como principal

inconveniente à não incorporação da matriz resinosa, resultando num

enfraquecimento das suas propriedades mecânicas. No final da década de 80, os

pesquisadores chegaram à conclusão de que era extremamente importante a efetiva

união e impregnação das fibras pela resina. Com este objetivo passou-se a

recomendar a aplicação de uma resina de baixa viscosidade sobre as fibras, antes

de usá-las. Processo usado até hoje, no caso de algumas fibras, como por exemplo,

a Connect

(Kerr) e a Ribbond

(Ribbond). (FREILICH, 2000).

Bottino; Quintas e Bondioli (2000) relataram que as adições de fibras

entrelaçadas aumentaram consideravelmente a resistência à flexão por três pontos.

Entretanto, a análise da região fraturada por MEV, demonstrou que não ocorreu

reação química entre a resina composta e a fibra. Resultados semelhantes foram

obtidos por Bae et al. (2001).

Uma alternativa considerada bem mais satisfatória, uma vez que

diminuía substancialmente o índice de fracassos por falhas na manipulação, foi o

emprego de fibras pré-impregnadas com a resina, ainda durante o processo de

fabricação. Esta técnica de pré-impregnação é altamente complexa e exige um

rigoroso controle de qualidade, uma vez que pode influenciar marcadamente as

dimensões finais da fibra. (FREILICH, 2000). Os parâmetros de controle incluem,

entre outros, a viscosidade da resina usada, a velocidade do processo de

impregnação e a tensão exercida sobre as fibras. Após a criação do processo de

fabricação de fibras de vidro pré-impregnadas, novos horizontes se abriram para o

uso desses compostos. Estudos feitos por dezenas de pesquisadores em todo o

mundo concluíram que essas fibras, assim reforçadas, possuem largo potencial para

emprego como estruturas de reforço em coroas e pontes de até três elementos, em

substituição às ligas metálicas. (CHONG; CHAI, 2003, FREILICH, 2000). Esta é a

situação das fibras de marcas comerciais Vectris

(Ivoclar/Vivadent), Fibrekor

(Jeneric/Pentron) e Fibrex-Lab

(Angelus). O mesmo, entretanto, não se pode dizer

das fibras à base de polietileno ou mesmo das fibras de vidro impregnadas

manualmente, cujas indicações de uso se restringem a trabalhos temporários,

reparos, contenções ortodônticas e splintagens. (FELIPPE et al., 2001; FREILICH,

2000).

Esses compósitos reforçados com fibras (Fiber-Reinforced

Composites ou FRC) possuem, no mínimo, dois componentes distintos. O

componente de reforço garante resistência e dureza, enquanto a matriz circundante

o suporta e permite que o mesmo seja trabalhado. Na odontologia, matrizes

poliméricas ou resinosas são rotineiramente reforçadas com fibras de vidro,

polietileno ou carbono. (FELIPPE et al., 2001; FREILICH, 2000). Essas fibras podem

estar dispostas em diferentes configurações. As chamadas fibras unidirecionais

(longas, contínuas e paralelas), são as mais comuns, seguidas das trançadas e das

reticuladas. (FELIPPE et al., 2001; FREILICH, 2000, VECTRIS, 1998).

Comparadas com os materiais restauradores dentais tradicionais, as

propriedades mecânicas das fibras de reforço são complexas. Assim, enquanto as

ligas metálicas, por exemplo, são uniformes, homogêneas e isotrópicas, ou seja,

mantêm inalteradas as suas propriedades independentemente da direção em que

são testadas, o mesmo não acontece com as fibras. Suas propriedades mecânicas

dependem do sentido de aplicação das forças sobre as mesmas, bem como da

direção assumida pelas fibras, assim, por exemplo, para as fibras unidirecionais,

dispostas de formas paralelas, contínuas e em uma única direção, a capacidade de

suportar forças é muito maior quando essas forças são longitudinais e não

transversais, perpendiculares à direção das mesmas. (FELIPPE et al., 2001;

FREILICH, 2000).

Em razão disso, recomenda-se um reforço extra na região de

pôntico, com as fibras sendo dispostas perpendicularmente àquelas que unem um

retentor ao outro. A compreensão das propriedades mecânicas das fibras reforçadas

com vidro é de fundamental importância quando da confecção de uma coroa ou

ponte fixa sem suporte metálico. (FELIPPE et al., 2001; FREILICH, 2000).

As duas propriedades mecânicas mais importantes, relacionadas

com as fibras de reforço, são a resistência e a dureza ou rigidez do material, também

conhecida como módulo de elasticidade. (FELIPPE et al., 2001).

No caso específico das fibras de reforço à base de vidro, um alto

módulo de elasticidade é necessário, uma vez que elas irão suportar materiais de

revestimento estéticos, frágeis e quebradiços, como as resinas compostas

enriquecidas com filamentos cerâmicos (resinas laboratoriais de 2ª Geração). Esta

situação é parecida com as de estruturas metálicas que suportam as porcelanas,

nas próteses metalocerâmicas. (ARMSTRONG; KIMBALL, 1999; FREILICH, 2000;

KREJCI, et al., 1999).

Em uma fibra unidirecional considerada de boa qualidade, como o

Vectris

(Ivoclar/Vivadent), o módulo de elasticidade é proporcional ao volume de

fibras dispostas longitudinalmente e está na dependência das propriedades

individuais da fibra e da matriz de resina que a envolve. Como as propriedades de

resistência e dureza das fibras são muito maiores que as da matriz resinosa, quanto

maior o volume de fibras, maior será a sua capacidade de resistir às forças que

incidirão sobre a prótese. (FREILICH, 2000).

O sistema Vectris Pontic

(Ivoclar/Vivadent) incorpora 65 % de fibras

de vidro (KREJCI et al., 1999), enquanto o sistema Fibrex Medial

(Angelus)

incorpora 45% de fibras de vidro à matriz. (FIBREX-LAB, [2003]).

Diversas formulações de fibras de reforço à base de compósitos têm

sido introduzidas no mercado nos últimos anos. As suas propriedades e

características precisam ser cuidadosamente examinadas em função do seu uso

clínico, antes de optar por uma delas. Entre as propriedades mecânicas, os

principais fatores a serem analisados são, conforme já ressaltamos, o módulo de

elasticidade e a resistência à flexão. Dos produtos disponíveis até o presente

momento, as fibras de reforço que possuem o maior módulo de elasticidade e

resistência à flexão são: Fibrekor

(Jeneric/ Pentron) e Vectris

(Ivoclar/Vivadent).

(ALANDER et al., 2004; BAE et al., 2001; BEHR et al., 2000; FREILICH, 2000;

HIRATA, 2002; MOURA JR., 2002). Nesta pesquisa visou-se analisar também, o

sistema Fibrex -Lab

(Angelus) produzido em Londrina-PR (fabricação nacional).

O sistema Vectris Pontic

(Ivoclar/Vivadent) é um material reforçado

por camadas de fibras de vidro para a confecção de estruturas de coroas e pontes,

sem metal, translúcido e estético. O material é aglutinado com o mesmo tipo de

matriz (à base de BisGMA) de monômero Targis

(Ivoclar/Vivadent) que assegura

forte união e atua no sentido de distribuição homogênea das cargas mastigatórias.

As propriedades físicas permitem que, através da aplicação de vácuo, pressão e luz

possam ser obtidas estruturas com perfeito ajuste e sem tensões. (VECTRIS, 1998).

O sistema Fibrex-Lab

(Angelus) é composto por fibras de vidro

unidirecionais ou multidirecionais e resina à base de Bis-GMA, dimetacrilato de

uretano, cerâmica de vidro de bário, dióxido de silício altamente disperso,

catalisadores e pigmentos. No sistema existe também o adesivo-C e o adesivo-F, a

base de resina Bis-GMA, dimetacrilato de uretano, dióxido de silício altamente

disperso e um agente de união que consiste numa solução de silano sem álcool. As

fibras são impregnadas em uma matriz polimérica e não polimerizada na proporção

de 9:1 em peso. (FIBREX-LAB, [2003]).

Os fatores que afetam a resistência do compósito reforçado por fibra

são: orientação das fibras, quantidade de fibras, impregnação da fibra com a matriz

resinosa, adesão da fibra à matriz, propriedades da fibra e as propriedades da

matriz. (BEHR et al., 2000; FELIPPE et al., 2001; FREILICH, 2000).

A pré-impregnação existente nos sistemas de fibra de vidro

utilizadas na pesquisa, e sua manipulação feita em aparelhos a vácuo, também

pareceram ter influência sobre os resultados de resistência flexural. Fibras de vidro

unidirecionais pré-impregnadas como as utilizadas nesta pesquisa oferecem maior

facilidade de manipulação e permitem a inserção de alta densidade de fibras, o que

com o uso de fibras de polietileno se torna mais difícil por uma questão meramente

técnica, concordando com Behr et al. (2000), que concluíram que o processo de

fabricação de vácuo/pressão (Fibrex-LAB

(Angelus) e Vectris

(Ivoclar/Vivadent))

resultou em aumento significante no conteúdo das fibras, mas, não necessariamente

levou a um aumento da resistência flexural.

Fibras pré-impregnadas que são utilizadas em laboratório, como as

utilizadas em nossa pesquisa, apresentaram também a vantagem de obtenção de

um pré-molhamento (VALLITU, 1999), que assegura uma melhor qualidade desta

impregnação de adesivos em contato com a fibra.

Para testes de flexão com fibras de vidro, corpos-de-prova com

dimensões de 25mm X 2mm X 2mm, são considerados como padrão, baseados nas

especificações 4049 e 10477 da ISO. (BAE et al., 2001; FREILICH, 2000; HIRATA,

2002). Apesar de clinicamente serem sugeridas áreas maiores de conexão do

pôntico e pilares, um teste padronizado pode, também, transferir resultados

comparativos como os objetivados em nossa pesquisa. Outros exemplos de

dimensões utilizadas nas pesquisas obtidas como referências foram: 4mm x 4mm x

20mm (MOURA JR. et al., 2002), 2mm x 4mm x 25mm (BEHR et al.,2000), 2mm x

8mm x 22mm (CHONG; CHAI, 2003). Também estão descritos na literatura testes

de resistência à flexão com corpos-de-prova simulando próteses parciais fixas de

três elementos, com preparos parciais e totais, e cimentados em dentes humanos

extraídos. (ROSENTRITT; BEHR; HANDEL, 2003; SONG et al., 2003; TINSCHERT

et al., 2001).

Os testes de resistência flexural foram realizados sem imersão em

água, uma vez que resultados apontados em pesquisas de comparação de

resistência flexural em armazenagem em água mostraram efeitos deletérios em

todos os corpos-de-prova (LASSILA; NOHRSTRÖM; VALLITU, 2002; BEHR et al.,

2000; NAKAMURA et al., 2003), apesar de não coincidir com a opinião de Xu (2000)

que constatou que a resistência não foi afetada pela armazenagem e

envelhecimento por 100 dias.

Sendo este estudo conduzido com intenção de comparação de

sistemas, a imersão em água não induziria à diferenças entre os grupos comparados

uma vez que, se armazenados em água todos os grupos teriam seus valores

diminuídos.(HIRATA, 2002).

Avaliações clínicas realizadas a curto prazo demonstram resultados

promissores. (TARGIS/VECTRIS, 1998). Behr; Rosentritt e Handel (2003) relataram

que as pesquisas iniciais in vitro com os compósitos reforçados com fibras

demonstraram resultados promissores. Após simulações de estresse, resistência à

fratura e adaptação marginal de próteses unitárias ou parciais adesivas, os

resultados encontrados na literatura mostram-se melhores do que para coroas totais

cerâmicas. No entanto, um estudo clinico realizado durante 4 anos com o sistema

Targis/ Vectris

(Ivoclar/Vivadent) mostrou sinais excessivos de desgaste, fratura no

revestimento e descolorações o que limitaria a sua indicação para restaurações

permanentes. (BEHR; ROSENTRITT; HANDEL, 2003).

Uma fibra unidirecional típica pré-impregnada, que incorpora

aproximadamente 45% de fibras de vidro, pode apresentar resistência flexural de

600 a 1000 MPa. (FREILICH, 2000). Esses valores são cerca de dez vezes maiores

que aqueles apresentados pelas resinas laboratoriais. Nesta pesquisa, valores

médios de 516,04 + 58,44 MPa foram obtidos com Vectris Pontic

( Ivoclar/Vivadent)

e 505,23 + 85,57 MPa com Fibrex Medial

(Angelus). Hirata, 2002 obteve valores

médios de 421,26 + 33,53 MPa com Vectris Pontic

( Ivoclar/Vivadent) e 384,20 +

92,20 MPa com Fibrex Medial

(Angelus). Nakamura et al. (2003) obtiveram 634 +

27 MPa como valor médio de resistência a flexão por três pontos com o sistema

Vectris

(Ivoclar/Vivadent). O fabricante do sistema Fibrex-lab

apresenta resultados

de resistência flexural de 612MPa (seguindo a ISO 10477). Considerando 500N

(força mastigatória normal) como valor de probabilidade de sobrevivência, os

resultados sugeriram a possibilidade da utilização das fibras de vidro como

alternativa às ligas metálicas em situações clínicas bem indicadas de próteses

parciais fixas.

Alander et al. (2004), no entanto, descreveram que as falhas

causadas pelas forças externas podem ocorrer pela quebra da fibra, da matriz

polimérica e de sua interface. As quebras e fraturas internas nos corpos-de-prova

podem ser avaliadas pela emissão de sinais acústicos dos materiais. Foi relatado

que os valores de resistência flexural reportados na literatura, informam apenas a

força final aplicada e esses resultados podem ser questionados. Com a pesquisa,

os autores examinaram através de sinais acústicos, os valores iniciais e finais

relacionados às deformações dos compósitos reforçados por fibras. Os autores

concluíram com o estudo, que os valores de emissão acústica iniciam com níveis de

stress 19-32% mais baixos que os registrados na força final de fratura e

normalmente reportados na literatura.

Nas últimas décadas, apesar da grande melhoria nas versões de

resinas compostas, a contração de polimerização, a resistência à tração e a força

coesiva do material ainda não atingiram o nível desejado e parecem ser uma grande

limitação no desenvolvimento do material, uma vez que, nos últimos anos, essas

propriedades não foram significativamente melhoradas. Como resultado, existe uma

grande limitação de uso em estruturas extensas como pontes e pônticos. (FELIPPE

et al., 2001; MANDIKOS et al., 2001).

100

6.3 CERÂMICAS ODONTOLÓGICAS

Os sistemas totalmente cerâmicos também são promissores, e cada

sistema disponível apresenta vantagens e desvantagens, sejam em relação à

translucidez, opacidade, resistência durante a função mastigatória ou necessidade

de equipamento especial de laboratório. (ANUSAVICE, 1998b; GARBER et al., 2000;

GOMES, 2002). A utilização de sistemas cerâmicos de elevada resistência flexural,

recentemente desenvolvidos, tem se mostrado como uma alternativa de excelente

resultado estético para a resolução de ausências dentais. Buscando atender aos

padrões estéticos, cada vez mais requintados, as porcelanas odontológicas vêm

sofrendo algumas modificações estruturais nos últimos anos, com o objetivo de

elevar o padrão de resistência flexural, para que possam ser utilizados sem a

necessidade de uma subestrutura metálica. (GARBER et al., 2000; GOMES, 2002;

MITO; SORENSEM, 1999; MENDES; PEGORARO; BASTOS, 2003; WIRZ; JÄGER,

1999).

Uma das evoluções apresentadas recentemente foi o sistema IPS

Empress

2 (Ivoclar/Vivadent), que é basicamente uma porcelana vítrea de

dissilicato de lítio com teor cristalino superior a 60% em volume e que apresenta

resistência flexural de aproximadamente 350MPa (valores superiores aos de

cerâmicas à base de leucita). (DELLA-BONA; MECHOLSKY; ANUSAVICE, 2003;

HÖLAND,1998; IPS EMPRESS

2, 1998; MITO; SORENSEM, 1999; SCHWEIGER et

al., 1999). Trata-se de uma cerâmica vítrea pré-ceramizada em forma de cilindro que

é aquecida e injetada sob pressão e alta temperatura em um molde.

(ANUSAVICE,1998b; HÖLAND,1998; HÖLAND et al., 2000; IPS EMPRESS

1998; MITO; SORENSEN, 1999; SCHWEIGER et al., 1999). O processo de injeção

101

do material demora mais de 45 minutos sob alta temperatura para produzir a

subestrutura cerâmica. (HÖLAND et al., 2000; IPS EMPRESS

2, 1998). Esta forma

de coroa pode ser tanto caracterizada por pigmentos e glazeada ou construída

utilizando-se uma técnica convencional de incrementos de camadas de porcelana.

(HÖLAND,1998; HÖLAND et al.,2000; OLIVEIRA et al., 2002; SCHWEIGER et al.,

1999). A justeza de adaptação encontrada deve-se à metodologia de fabricação.

Apesar de ser utilizada a técnica da cera perdida, o forno empregado, Ivoclar EP500,

é especial e, além disso, a cerâmica é injetada sob pressão, o que elimina a

contração de fundição e aumenta a resistência da porcelana, distribuindo de forma

homogênea os cristais na matriz vítrea. (ANUSAVICE, 1998b; HÖLAND et al., 2000;

IPS EMPRESS

2, 1998). Essa porcelana apresenta melhor translucidez, brilho e

dispersão de luz, quando comparada às porcelanas feldspáticas (HÖLAND, 1998;

OLIVEIRA et al., 2002; SCHWEIGER et al., 1999).

Atribui-se o resultado estético bastante harmonioso à cerâmica de

recobrimento utilizada, que é um material à base de cristais de fluorapatita. A

translucidez do sistema é muito maior do que a das próteses metalocerâmicas,

eliminando-se pontos de opacidade e de baixa refletividade. (HÖLAND, 1998;

NISHIOKA; CARVALHO; ALMEIDA, 2002; OLIVEIRA et al., 2002; WIRZ; JÄGER,

1999). Além disso, esse sistema é biocompatível e possui capacidade abrasiva

compatível com as dos dentes naturais. (SORENSEN, 1999). Considera-se este

sistema uma ótima solução para próteses anteriores e posteriores de três elementos

até pré-molar com preparos periféricos totais nos retentores (GARBER et al., 2000;

MITO; SORENSEN, 1999). Fradeani e Barducci (2000), no entanto, extrapolaram as

indicações do fabricante sugerindo e confeccionando uma prótese parcial fixa

experimental de três elementos com preparos parciais.

102

O sistema In-Ceram

começou a ser produzido pela VITA Zahnfabrik

em escala comercial a partir de 1989. Esse sistema é composto pelo In-Ceram

Alumina, In-Ceram

Spinell e In-Ceram

Zircônia. (HÜLS, 1995).

O In-Ceram

Alumina apresenta uma melhora considerável nas

propriedades mecânicas com relação às cerâmicas odontológicas convencionais,

alcançando uma resistência flexural de aproximadamente 500 MPa, que é também

mais alta do que a das cerâmicas injetadas. (HÜLS, 1995). Sua estrutura básica é

composta de 80% de óxido de alumínio (Al

) e 20% de vidro. O núcleo de alumina

ligeiramente sinterizado é infiltrado com vidro para eliminar porosidades e reforçar o

núcleo. (ANUSAVICE, 1998b). O processo de sinterização inicial para o núcleo de

alumina produz uma mínima diminuição de volume, visto que a temperatura e o

tempo são suficientes apenas para unir as partículas em pequenas áreas. Portanto,

a adaptação marginal desse material para subestrutura deve ser excelente uma vez

que ocorre pouca contração. (HÜLS, 1995). Apesar de sua alta resistência, falhas

ainda podem ocorrer em coroas unitárias, bem como nas próteses parciais fixas.

Embora sua indicação primária seja para coroas anteriores e posteriores, as

recomendações do fabricante incluem seu uso para pontes anteriores de três

elementos. (ANUSAVICE, 1998b; HÜLS, 1995).

Uma cerâmica mais translúcida chamada In-Ceram

Spinell foi

introduzida como uma alternativa à In-Ceram

Alumina. Esta cerâmica possui uma

resistência à flexão mais baixa, porém sua maior translucidez fornece uma melhor

estética nas situações clínicas onde dentes adjacentes ou restaurações são bem

translúcidos. (HÜLS, 1995). O núcleo da In-Ceram

Spinell é composto de óxido de

alumínio (Al

) e magnésio e infiltrado com vidro sendo confeccionado similarmente

à In-Ceram

Alumina. É indicada para inlay, onlay, facetas e coroas unitárias

103

anteriores, nos casos de maior necessidade de transmissão de luz, permitindo que a

cor do dente irradie-se pela coroa. (HÜLS,1995).

No sistema In-Ceram

Zircônia houve acréscimo de 20% de

moléculas de zircônia (ZO

) (HÜLS, 1995). Com esse acréscimo, o In-Ceram

ganhou ainda mais resistência, atingindo uma resistência flexural em torno de

700MPa, o que permitiu seu emprego em coroas unitárias anteriores e posteriores,

próteses fixas anteriores e posteriores, e próteses fixas sobre implantes. (CANDO,

2001; CHONG et al., 2002; GARBER et al., 2000; McLAREN; WHITE, 2000). O

material é contra-indicado, porém, para dentes que apresentam espaço interoclusal

insuficiente, preparo dentário inadequado e, principalmente, para pacientes

portadores de parafunção. (CANDO, 2001; HÜLS, 1995; McLAREN; WHITE, 2000).

O In-Ceram

Zircônia apresenta como vantagens a biocompatibilidade, ausência de

margem metálica, alta fidelidade marginal, elevada resistência à flexão e ruptura

(suportando alto estresse funcional devido às excelentes propriedades físicas), e

baixa condutibilidade térmica. (CANDO, 2001; McLAREN; WHITE, 2000; ROSA;

GRESSLER, 2001).

As vantagens das estruturas infiltradas por vidro são sua alta

resistência à flexão e sua excelente adaptação. As desvantagens incluem a

opacidade do núcleo, não permitirem condicionamento ácido pela técnica

convencional, e a necessidade de equipamento especial. (ANUSAVICE, 1998b;

GARBER et al., 2000; McLAREN; WHITE, 2000).

As experiências clínicas com VITA In-Ceram

já ultrapassam 12

anos, possibilitando muita segurança quanto à sua utilização. (RIZKALLA; JONES,

2004). É claro que, como todo material existente na Odontologia, deve ter suas

indicações respeitadas. (ROSA; GRESSLER, 2001).

104

Para a realização desta pesquisa seguiram-se rigorosamente as

orientações dos fabricantes quanto à produção e acabamento dos corpos-de-prova.

Para o teste de resistência flexural por três pontos (que se mostra

como o padrão mais comum para a distribuição de stresses em próteses fixas,

sendo mais relevante (ANUSAVICE, 1998a; FELIPPE et al., 2001; WANG et al.,

2003)) as amostras devem apresentar comprimento de pelo menos 20mm, largura

de 4,0 + 0,25 mm e espessura de 1,2 + 0,2mm. O equipamento para teste deve

apresentar velocidade de 1 + 0,5 mm/min. Devido à comprovada estabilidade

química das cerâmicas não se torna necessária à armazenagem dos corpos-de-

prova em meio úmido. (INTERNATIONAL ORGANIZATION FOR

STANDARDIZATION, 1998).

Testes de resistência biaxial e de quatro pontos também são

sugeridos na literatura, no entanto, Miyashita et al. (2003b) descreveram que os

testes biaxiais e de quatro pontos mostraram-se com diferenças estatisticamente

significantes, enquanto que os valores do ensaio de três pontos não diferiram dos

outros dois. CHOI et al. (2004) investigaram a resistência flexural do IPS Empress

(Ivoclar/Vivadent) em corpos-de-prova com diferentes formas (hastes com 25 X

4,8mm, barras com 25 mm X 4 mm X 1,2mm e discos com 15 X 1,6mm) e não

encontraram diferenças estatísticas significantes entre as médias de resistência

flexural quando comparadas às várias formas dos corpos-de-prova.

Corpos-de-prova com dimensões de 3mm x 4mm x 13 mm (APHOLT

et al.,2001); 3mm x 4mm x 36mm (NAKAMURA et al.,2002), 25mm x 4mm x 3mm

(HILGERT et al., 2003; MIYASHITA et al., 2004) bem como, testes com ciclagem

mecânica (MOURA et al., 2004) também são encontrados na literatura. Guazzato et

105

al. (2002) utilizaram discos com 16 mm diâmetro por 1,0 mm de espessura para

testar a resistência flexural biaxial.

Della-Bona; Mecholsky; Anusavice, 2003 obtiveram valores de

resistência flexural de 215 + 40 MPa para o sistema IPS Empress

(Ivoclar/Vivadent) seguindo a ISO 6872. Schweiger et al. (1999) descreveram os

resultados, obtidos através do teste de três pontos para análise da resistência

flexural, do sistema IPS Empress

2 (Ivoclar/Vivadent) como sendo 350+ 50 MPa. Na

pesquisa de Höland et al.(2000) os valores obtidos para o IPS Empress

2 foram 400

+40 MPa. Enquanto no trabalho de Miyashita et al. (2003a) foram 192,9 ± 20,97 MPa

com corpos-de-prova de 25,0mm X 2,0mm X 1,5mm. Nakamura et al. (2002)

encontraram resultados IPS Empress

2 de 329,2 + 42,6 MPa com corpos-de-prova

de 3,0mm x 4,0mm x 36,00. Guazatto el al. (2004a) encontraram valores médios de

306+ 29 MPa (ISO 6872) Hilgert et al. (2003) avaliaram a resistência à flexão do

VITA In-Ceram

Zircônia obtendo valores médios de 469,11+ 66,62 MPa. Buso et al.

(2004) obtiveram valores médios de resistência flexural com VITA In-Ceram

Zircônia de 436,07 ± 54,81 MPa. Guazzato et al. (2004b) encontraram valores

médios de 630 +58 MPa para VITA In-Ceram

Zircônia seguindo a ISO 6872.

Mendes; Miyashita et al. (2004) com corpos-de-prova de 25mm x 4mm x 3mm

obtiveram 469,11±66,62 MPa. Pegoraro e Bastos (2003), no entanto, realizaram um

estudo com corpos-de-prova que simulavam uma prótese fixa de três elementos e

obtiveram resultados de resistência superiores do IPS Empress

2 em relação ao

VITA In-Ceram

Zircônia. Os valores obtidos nesta pesquisa foram: IPS Empress

(Ivoclar/Vivadent) 182,73+ 50,33MPa e VITA In-Ceram

Zircônia 442,37 + 99,89

MPa.

106

O comportamento de friabilidade das cerâmicas e sua baixa

resistência à tensão, comparada com aquelas previstas das uniões entre átomos,

podem ser compreendidos, considerando-se a concentração ao redor de defeitos

superficiais. Enquanto metais podem ceder a altas tensões por se deformarem

plasticamente, as cerâmicas tendem a não possuir um mecanismo para ceder às

tensões sem se fraturarem. Portanto, as fraturas podem propagar-se através de um

material cerâmico sob baixos ou médios níveis de tensões.(ANUSAVICE, 1998b;

CHOI et al., 2004).

Embora as próteses dentais sejam projetadas para resistir à

deformações plásticas e fratura, ocorrem ocasionalmente inesperadas fraturas,

mesmo quando materiais de alta qualidade são utilizados. (ALBAKRY; GUAZZATO;

SWAIN, 2004; ANUSAVICE, 1998b). Estas falhas resultam de altas tensões

localizadas em áreas específicas, embora a tensão média na estrutura seja baixa. A

causa desta redução em resistência é a presença de pequenos defeitos

microscópicos ou defeitos estruturais na superfície ou na estrutura interna.

(ALBAKRY; GUAZZATO; SWAIN, 2004; ANUSAVICE; 1998a; CHOI et al., 2004;

HABEKOST et al., 2003). Estes defeitos são especialmente críticos em materiais

friáveis nas áreas de tensão de tração, porque as tensões nas pontas desses

defeitos são em muito aumentadas e podem levar à iniciação de fraturas e quebra

das uniões. (ANUSAVICE, 1998a; HABEKOST et al., 2003; PAGANI; MIRANDA;

BOTTINO, 2003).

Os defeitos apresentam dois aspectos importantes: a intensidade de

tensão aumenta de acordo com a extensão do defeito, especialmente quando este é

orientado perpendicular à direção de tensões de tração; e defeitos na superfície

estão associados a tensões mais altas do que os defeitos de mesmo tamanho nas

107

regiões internas. Portanto, o acabamento superficial de materiais friáveis como as

cerâmicas, é extremamente importante em áreas sujeitas a tensões de tração.

(ALBAKRY; GUAZZATO; SWAIN, 2004; ANUSAVICE, 1998a; CHOI et al., 2004;

HABEKOST et al., 2003; PAGANI; MIRANDA; BOTTINO, 2003).

Não apenas os defeitos microscópicos na superfície ou no interior do

material podem resultar em aumento de tensões em áreas localizadas. Áreas de alta

concentração de tensão também podem ser causadas por grandes defeitos

superficiais ou internos (tais como porosidade, rugosidade proveniente do desgaste,

e defeitos causados durante o torneamento); bruscas alterações de formato (tais

como um ângulo vivo na linha do ângulo pulpoaxial de um dente preparado); região

de interface de uma estrutura adesiva onde o módulo de elasticidade dos dois

componentes seja bem diferente; região de interface de uma estrutura adesiva onde

os coeficientes de contração e expansão térmicas dos dois componentes sejam

muito diferentes ou uma carga aplicada em um ponto da superfície de um material

friável. (ALBAKRY; GUAZZATO; SWAIN, 2004; ANUSAVICE, 1998a).

Existem vários meios clínicos de se minimizar a concentração de

tensões e, portanto, reduzir o risco de fratura clínica. A superfície pode ser

criteriosamente polida para se reduzir a profundidade dos defeitos.

(ALBAKRY;

GUAZZATO; SWAIN, 2004; ANUSAVICE, 1998b; CATTELL et al., 2002). Pouco

pode ser feito com relação aos defeitos internos, além de melhorar a qualidade da

estrutura ou aumentar o tamanho do objeto, fator este responsável pela grande

exigência dos fabricantes quanto à espessura dos conectores.

(ALBAKRY;

GUAZZATO; SWAIN, 2004; SCHWEIGER et al., 1999). O desenho de qualquer

prótese deve variar gradualmente em vez de abruptamente. Ângulos internos de

preparos dentais devem ser arredondados para se minimizar o risco de fratura. A

108

ponta da cúspide de uma coroa ou dente antagonista deve ser bem arredondada de

modo que as áreas de contato oclusal em materiais friáveis sejam largas.

(ANUSAVICE, 1998a).

Tinschert et al. (2001) descreveram que com a utilização de

revestimento cerâmico, os resultados de resistência à fratura seriam melhorados e

sugeriram estudos clínicos para avaliar a aplicabilidade dos sistemas totais

cerâmicos. Cattell et al. (2002) concluíram que o tratamento térmico e a adição de

revestimento não afetaram a resistência flexural e a confiabilidade da cerâmica de

subestrutura. No entanto, o tratamento da superfície submetida tração promoveu um

aumento significativo na resistência flexural em concordância com Choi et al. (2004).

Suärez et al. (2004) avaliaram a performance clínica do VITA In-

Ceram

Zircônia em próteses parciais fixas no setor posterior após 3 anos de

utilização e concluíram que, apesar dos resultados aceitáveis a curto prazo, análises

clínicas a longo prazo, devem ser realizados para que o sistema possa ser

recomendado como alternativa às próteses parciais fixas metalocerâmicas

convencionais.

Os resultados da pesquisa demonstram que fraturas sob tensões

médias ocorrem ocasionalmente mesmo quando materiais de alta qualidade são

utilizados, devido ao comportamento de friabilidade das cerâmicas e sua baixa

resistência à tensão. (ALBAKRY; GUAZZATO; SWAIN, 2004; ANUSAVICE, 1998b;

CHOI et al., 2004). Estes fatores podem justificar os resultados obtidos com o

sistema IPS Empress

2. Os valores médios obtidos com o GRUPO IV (mesmo

inferiores aos reportados pelo fabricante) sugerem de acordo com a probabilidade

de sobrevivência (500N como carga mastigatória de acordo com Rosentritt; Behr e

Handel (2003)) e aliando-se ao fato do revestimento cerâmico melhorar os

109

resultados de resistência à fratura (TINSCHERT et al., 2001), que o sistema VITA In-

Ceram

Zircônia apresenta-se como uma alternativa viável às ligas metálicas em

situações clínicas bem indicadas de próteses parciais fixas de três elementos com

preparos totais, inclusive nas regiões de molares.

110

7 CONCLUSÃO

Com base nos ensaios mecânicos realizados, foi possível concluir:

1. Fibras de vidro:

 Os grupos analisados apresentaram desempenhos de resistência

flexural semelhantes quando submetidos ao teste de três pontos.

 O padrão de falha observado foi de fratura incompleta em 100% dos

corpos-de-prova.

2. Cerâmicas odontológicas:

 As cerâmicas apresentaram diferentes desempenhos de resistência

flexural, sendo o sistema VITA In-Ceram

Zircônia capaz de resistir a maior

carga aplicada quando comparada ao sistema IPS Empress

Ivoclar/Vivadent.

 O padrão de falha observado foi de fratura completa em 100% dos

corpos-de-prova.

111

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