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UNIVERSIDADE DE SÃO PAULO
ESCOLA DE ENGENHARIA DE SÃO CARLOS
INSTITUTO DE FÍSICA DE SÃO CARLOS
INSTITUTO DE QUÍMICA DE SÃO CARLOS
ESTUDO DA FOTOATIVAÇÃO DE RESINA
COMPOSTA VARIANDO O COMPRIMENTO DE ONDA
COM LASER DE ARGÔNIO, POR MEIO DOS TESTES
DE MICRODUREZA, VARIAÇÃO TÉRMICA, GRAU DE
CONVERSÃO E ABLAÇÃO.
DENIS PABLO JACOMASSI
Dissertação apresentada à Área de
interunidades em Ciências e
Engenharia, da Universidade de São
Paulo, como parte dos requisitos para
a obtenção do Título de Mestre em
Ciências e Engenharia dos Materiais.
Orientador: Prof. Dr. Vanderlei
Salvador Bagnato
São Carlos
2007
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Milhares de livros grátis para download.
Jacomassi, Denis Pablo
Estudo da fotoativação de resina composta variando o
comprimento de onda com laser de argônio, por meio dos
testes de microdureza, variação térmica, grau de conversão e
ablação / Denis Pablo Jacomassi.-- São Carlos, 2007.
Dissertação (Mestrado) – Escola de Engenharia de
São Carlos / Instituto de Física de São Carlos / Instituto de
Química de São Carlos, 2007.
Área: Ciência e Engenharia de Materiais.
Orientador: Prof. Dr. Vanderlei Salvador Bagnato
1. Laser de Argônio. 2. Fotoativação. 3.
Compósito dental. 4. Polimerização
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i
DEDICATÓRIA
Aos meus pais, João e Helena, que
são meus grandes exemplos de
vida. À minha esposa Ana Paula
pelo amor, apoio e incentivo a essa
caminhada. Aos meus irmãos pelos
incentivos. Reconheço todos os
esforços, sacrifício e compreensão
de vocês para que eu tivesse essa
oportunidade.
ii
AGRADECIMENTOS
Ao Prof. Vanderlei Salvador Bagnato, meu orientador, pela orientação. Pela
oportunidade e confiança, que depositou em mim para obtenção do título de
Mestre. Obrigado por permitir que eu faça parte do prestigiado grupo de Óptica.
Obrigado pelos exemplos de honestidade, dedicação e trabalho.
A todos os meus familiares que me ajudaram e me incentivaram a correr atrás das
minhas metas pessoais, em especial aos meus irmãos.
A minha amiga, parceira, professora e “co-orientadora”, Alessandra Rastelli, pela
confiança e carinho de sempre, por ter acreditado tanto em mim, em qualquer
circunstância. Obrigado por ter guiado meus passos no início desta minha
trajetória.
Às minhas amigas e colegas de trabalho, Cristina Kurachi, Juliana Ferreira, Lilian
Moriyama pelo apoio que sempre me deram e por serem sempre companhias tão
agradáveis em tantos momentos.
Aos meus amigos e colegas de trabalho, Emery Lins, José Dirceu, Fernando Florez,
Augusto Figueiredo pelo apoio que sempre me deram e por serem sempre
companhias tão agradáveis em tantos momentos.
Ao amigo Clóvis Grecco, que sempre me ajudou em todos os momentos, pela sua
ajuda, empenho e dedicação.
Aos demais amigos e colegas de laboratório não citados, por fazerem do
Laboratório de Biofotônica, o “Lab. 29” um lugar tão prazeroso para se trabalhar.
Às secretárias do Grupo de Óptica, Isabel e Benê, pelo profissionalismo e respeito
do dia-a-dia.
Às secretárias do Serviço de Pós-Graduação, Wladerez e Cristiane, por sempre
estarem dispostas a tirar dúvidas e ajudar a resolver os problemas burocráticos.
Ao Departamento de Dentística e Materiais Dentários da FOAr-UNESP, pelo uso do
Microdurômetro.
Ao Químico Mauro Fernades, da Espectroscopia, pela disposição e consideração.
A todos os professores e funcionários do IFSC-USP, em especial aos que fazem
parte do Grupo de Óptica, pela dedicação, carinho e respeito.
iii
SUMÁRIO
DEDICATÓRIA ...........................................................................................................i
AGRADECIMENTOS................................................................................................ii
SUMÁRIO..................................................................................................................iii
LISTA DE FIGURAS................................................................................................iv
LISTA DE TABELAS................................................................................................vi
LISTA DE TABELAS................................................................................................vi
ABSTRACT ...............................................................................................................ix
1. INTRODUÇÃO ......................................................................................................1
2. REVISÃO DO TEMA ............................................................................................ 6
2.1. Resinas compostas .................................................................................. 8
2.2. Fotoativação de Resinas compostas:..................................................... 12
2.3. O Laser de argônio................................................................................. 16
2.4. Microdureza Vickers:.............................................................................. 19
2.5. Espectroscopia no infravermelho. .......................................................... 19
2.5.1. Espectroscopia por transformada de Fourier no infravermelho
(FTIR) e Grau de conversão................................................................. 20
2.5. Termistor de alta precisão para medição da temperatura ...................... 21
2.6. O Laser de Er:YAG ................................................................................ 23
2.7. Ablação com pulsos ultracurto ............................................................... 25
3. MATERIAIS E MÉTODOS................................................................................. 32
3.1. Material utilizado .................................................................................... 32
3.2. Preparo dos corpos-de-prova:................................................................ 32
3.3. Fotoativação........................................................................................... 33
3.4. Teste de Microdureza Vickers ................................................................ 35
3.5. Grau de conversão................................................................................. 36
3.6. Variação de temperatura........................................................................ 38
3.7. Ablação com Er:YAG ............................................................................. 40
3.8. Medição do threshold com Laser Libra-S (femtossegundos) ................. 43
3.8.1. Cálculo do threshold utilizando a equação do feixe Gaussiano
focado para o Laser no regime de femtossegundos............................. 44
4. RESULTADOS: ...................................................................................................50
4.1. Teste de Microureza Vickers:................................................................. 50
4.2. Teste de Grau de Conversão: ................................................................ 51
4.3. Teste de variação de temperatura durante a fotoativação: .................... 53
4.4. Teste de ablação com Er:YAG:.............................................................. 54
4.5. Teste de medição da intensidade threshold com Laser Libra-s: ............ 59
5. DISCUSSÃO........................................................................................................61
6. CONCLUSÃO:.....................................................................................................70
7. REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS: ...............................................................71
iv
LISTA DE FIGURAS
Figura 1: Bis-GMA: 2,2-bis[4-(2-hidroxi-3-metacriloxipropil-1-oxi)
fenil]propano. .....................................................................................................9
Figura 2: TEGDMA :Trietilenoglicol dimetacrilato..............................................10
Figura 3: BisEMA: Bisfenol A dimetacrilato etoxilado ....................................... 11
Figura 4: Espectro de emissão do íon de argônio .............................................16
Figura 5: Diagrama do nível de energia mostrando as principais transições
para o argônio..................................................................................................17
Figura 6: Matriz metálica........................................................................................33
Figura 7: Preparo dos corpos-de-prova...............................................................33
Figura 8: Laser de argônio.....................................................................................34
Figura 9: Fotoativação dos corpos-de-prova de resina composta ..................35
Figura 10: Medidor de Microdureza. ....................................................................36
Figura 11: (A) corpo-de-prova sendo mascerada e (B) pastilhador utilizado.37
Figura 12: (A) Corpo-de-prova sendo prensado e (B) corpo-de-prova pronto.
............................................................................................................................37
Figura 13: Espectrofotômetro FTIR BOMEM, modelo MB-102 .......................38
Figura 14: Termistor de alta precisão ..................................................................39
Figura 15: Curva de calibração para o termistor de alta precisão...................39
Figura 16: Laser de Er:YAG (Twin Light, Fotona Medical Lasers, Slovenia) 41
Figura 17: Corpo-de-prova sendo irradiado........................................................41
Figura 18: Lupa com micrometro e relógio comparador acoplado..................42
Figura 19: Corpo-de-prova sendo irradiada no Laser de Libra-S
(femtossegundos)............................................................................................43
Figura 20: (A) Imagem obtida no SEM para amostra de resina ablacionada
no foco e (B) imagem tratada para processamento para cálculo do
diâmetro............................................................................................................44
Figura 21: Microdureza Vickers versus comprimentos de onda para os
tempos de fotoativação de 15, 40, 60, 300 e 900 segundos. ..................50
Figura 22: Microdureza em função do tempo de fotoativação para os
comprimentos de onda de 476.5, 488.0, 501.7 e 514.5 nm.....................51
Figura 23: Grau de conversão em função do comprimento de onda para os
tempos de 10 e 20 segundos........................................................................52
Figura 24: Variação de temperaturas versus tempos de fotoativação para os
comprimentos de onda de 476.5, 488.0, 501.7 e 514.5 nm.....................53
Figura 25: Variação de temperatura versus tempos de fotoativação para os
comprimentos de onda de 476.5, 488.0, 501.7 e 514.5 nm.....................54
Figura 26: Volume removido versus Energia por pulso para resina Z-250
fotoativada durante 15 segundos e ablacionada com Laser Er:YAG com
comprimento de onda 2.94µm e freqüência de 2 Hz por 10 segundos.55
Figura 27: Volume removido versus Energia por pulso para resina Z-250
fotoativada durante 40 segundos e ablacionada com Laser Er:YAG com
comprimento de onda 2.94µm e freqüência de 2 Hz por 10 segundos.56
Figura 28: Volume removido versus Energia por pulso para resina Z-250
fotoativada durante 60 segundos e ablacionada com Laser Er:YAG com
comprimento de onda 2.94µm e freqüência de 2 Hz por 10 segundos.57
Figura 29: Volume removido versus Energia por pulso para resina Z-250
fotoativada durante 300 segundos e ablacionada com Laser Er:YAG
v
com comprimento de onda 2.94µm e freqüência de 2 Hz por 10
segundos. .........................................................................................................58
Figura 30: Volume removido versus Energia por pulso para resina Z-250
fotoativada durante 900 segundos e ablacionada com Laser Er:YAG
com comprimento de onda 2.94µm e freqüência de 2 Hz por 10
segundos. .........................................................................................................59
Figura 31: Intensidade threshold versus comprimento de onda, para resina
Z-250 fotoativada com laser de argônio durante 15, 40, 60, 300 e
900segundos e ablacionada com Laser Libra-S com comprimento de
onda centrado em 800 nm com freqüência de 1 KHz durante 5
segundos, para subsequente calculo. .........................................................60
vi
LISTA DE TABELAS
Tabela 1: Propriedades do Bis-GMA, BisEMA, UDMA, TEGDMA..................12
Tabela 2: Classificação dos compósitos de acordo com o tamanho médio
das partículas...................................................................................................12
Tabela 1: Os valores de potência máxima para cada comprimento de onda33
vii
LISTA DE ABREVIATURAS
Er:YAG –ítrio-alumínio-granada dopado com érbio
CW – continuous wave
GC – grau de conversão
FTIR – Fourier Transform Infra-red Spectrometer
VHN – microureza Vickers
TEG-DMA – trietileno glicol dimetacrilato
EDGMA – etileno glicol dimetacrilato
BIS-GMA – bisfenol A glicidil metacrilato
BisEMA – bisfenol A dimetacrilato etoxilado
∆t
p
– duração temporal do pulso ou tempo do pulso
ZTA – Zona termicamente afetada.
π - pi (3,1415)
D – diâmetro
h – profundidade
X – vezes (aumento)
viii
RESUMO
O objetivo deste trabalho foi investigar a variação do comprimento de onda na
fotoativação de resina composta com Laser de argônio, por meio, dos testes de
microdureza Vickres, variação de temperatura durante o processo de
polimerização, grau de conversão e ablação. Os experimentos de microdureza
foram conduzidos utilizando o aparelho MMT-3 Hardness Tester (Buehler Lake
Bluff, Illinois USA) equipado com diamante Vickers. Para medir a temperatura foi
utilizado um termistor de alta precisão conectado a multímetro onde foram medidos
valores de resistência em Ω (Ohm). Para medir o grau de conversão utilizou-se o
Espectrofotômetro FTIR BOMEM, modelo MB-102, na faixa espectral de 4000 a
400cm
-1
. As amostras foram ablacionadas com o laser de Er:YAG pulsado, no
regime de microssegundos, após a ablação os diâmetros e profundidades foram
medidos com uma lupa com aumento de 40X e um relógio comparador. As
amostras foram ablacionadas com Laser Libra-S (Coherent, Palo Alto, CA, EUA),
no regime de femtossegundos, e medidos os diâmetros das microcavidades por
meio de uma imagem gerada pelo microscópio eletrônico de varredura MEV (DSM
960, Zeiss, Jena, Germany). As imagens foram processadas em um programa
matemático, onde foram calculados os diâmetros e com isso, calculada a
intensidade threshold de ablação. As amostras foram confeccionadas em resina
composta do tipo microhíbrida Z-250 (3M-Espe) fotoativada com o laser de argônio
(Coherent, Innova 200-20, USA). Foram utilizados os comprimentos de ondas de
476.5, 488.0, 501.7 e 514 nm, com tempos de exposições de 15, 40, 60, 300, 900
segundos. Considerando os testes realizados o melhor comprimento de onda para
a fotoativação foi 488.0 nm, conforme pôde ser visto nos experimentos abordados
nessa dissertação.
ix
ABSTRACT
The aim this work was to investigate the variation of the wavelength in the photo-
activation of composite resin with argon Laser, by means, them tests of
microhardness Vickres, variation of temperature during the polymerization process,
degree of conversion and ablation. The microhardness experiments were lead using
device MMT-3 Microhardness Tester (Buehler Lake Bluff, Illinois the USA) equipped
with Vickers diamond. To measure the temperature rise the multimeter was used a
thermister of high precision hardwired where values of resistance in Ω (Ohm) were
measured. To measure the degree of conversion was used Spectrophotometer
FTIR BOMEM, model MB-102, in the spectral band of 4000 to 400cm
-1
. The
samples were ablateds with the Er:YAG Laser, in the regimen of microseconds, the
ablation the diameter and depths had been after measured with a magnifying glass
with increase of 40X and a comparing clock. The samples were ablated with Libra-S
Laser (Coherent, High Palo, CA, U.S.A.), in the regimen of femtoseconds, and
measured the diameter of the microcavities, by means, of an image generated for
the electron microscope of sweepings SEM (DSM 960, Zeiss, Jena, Germany). The
images were processed in a mathematical program, where the diameters were
calculated and with this, calculated the threshold intensity of ablation. The samples
had been confectioned in composed resin of the photo-activad Z-250 (3M-ESPE)
microhybrid type with the argon laser (Coherent, Innova 200-20, the USA). The
wavelengths of 476.5, 488.0, 501.7 and 514.5 nm were used, with exposure times of
15, 40, 60, 300, 900 seconds. Considering the five carried through tests optimum
wavelength for the photo-activation was 488.0 nm, o it could be seen in the boarded
experiments in this dissertation.
1
1. INTRODUÇÃO
O desenvolvimento dos materiais nas diversas áreas é extremamente
importante para a obtenção de melhores propriedades e conseqüentemente maior
confiabilidade e durabilidade. Com isto, muitas vezes, ocorre a substituição dos
materiais tradicionais devido às qualidades superiores ou menor custo dos novos
materiais. Para o desenvolvimento dos produtos, com relação ao material
empregado, existem duas possibilidades, a confecção de novos materiais ou a
alteração do processamento, que podem conferir melhores propriedades.
A odontologia restauradora tem se voltado principalmente para o
desenvolvimento de materiais que recuperam a anatomia e função do tecido dental
remanescente, além de restabelecer a estética. Os pacientes são exigentes
principalmente no que se refere à cor da restauração, busca por menor desconforto,
ou seja, materiais que não causem irritação e dor e maior durabilidade.
As áreas médicas têm sofrido grandes avanços, algumas vezes, atribuídos à
junção interdisciplinar com as áreas das ciências exatas como a física, química e
engenharia. A odontologia, neste contexto, obteve enormes ganhos, principalmente,
com relação aos materiais dentários. As resinas compostas sofreram grandes
melhorias desde as primeiras formulações introduzidas por Bowen no início da
década de 70.
2
Atualmente existem vários tipos e marcas comerciais de resinas compostas,
que são constantemente introduzidas no mercado odontológico e amplamente
pesquisadas. Este processo fez com que melhores propriedades fossem
alcançadas, aumentando assim, a vida média das restaurações. O aprimoramento
das resinas compostas, em relação à sua composição, tipo, formato e quantidade
das partículas inorgânicas, e também modificações na porção orgânica, elevaram
seu desempenho à satisfatório. [1]
Mesmo com toda evolução, alguns problemas como, desgaste, contração de
polimerização, microinfiltração marginal e sensibilidade pós-operatória, ainda
persistem. A grande maioria desses problemas está diretamente relacionada à
polimerização inadequada das resinas compostas. [2]
Na odontologia, não se devem tratar separadamente as resinas compostas
e os aparelhos para fotoativação. Visto que o desempenho desses materiais
depende diretamente de uma adequada polimerização. [2] Com isso, os aparelhos
e métodos de fotoativação são partes agregadas desse conceito. Assim sendo,
nesse contexto, faz-se necessário o conhecimento sobre os mecanismos que
atuam na polimerização dessas resinas compostas, bem como os fatores externos
envolvidos e suas implicações sobre suas propriedades mecânicas, físicas,
químicas e biológicas.
A reação de polimerização das resinas compostas depende da ativação do
seu fotosensibilizador, sendo o mais comum a canforoquinona, que necessita, de
intensidade luminosa suficiente para excitá-la. Assim, somente quando a
canforoquinona encontrar-se em estado de excitação, poderá reagir com o agente
redutor, também presente na composição das resinas compostas, formando
radicais livres os quais iniciarão e promoverão a polimerização, uma reação rápida
com a formação de cadeias poliméricas. [4-7] De acordo com Fan et al. [8], Cook [9]
e Pradhan et al. [10], o espectro de absorção da canforoquinona encontra-se no
3
intervalo de 400 a 520 nm, com pico máximo de absorção da canforoquinona entre
468 a 470 nm, sendo que a região mais adequada para a fotoativação, situa-se
entre 450-490 nm.
Entretanto, o espectro de absorção da canforoquinona sozinho ou imerso
num compósito, não necessariamente será o mesmo, podendo deslocar-se
levemente, alterando assim a região de máxima eficiência para fotoativação, além
do mais, outros fatores como absorção da matriz polimérica, espalhamento devido
a tamanhos e quantidade de cargas e refletância interferem na quantidade de luz
que o fotoiniciador absorverá resultando em propriedades diferentes.
As propriedades das resinas compostas são influenciadas pelo grau de
polimerização ou grau de conversão. Este depende do tipo de fonte de luz que está
sendo utilizada, da intensidade de luz ou densidade de energia emitida pelo
aparelho de fotoativação, do espectro ou comprimento de onda e do tempo de
exposição à luz. Fatores intrínsecos à própria composição das resinas compostas
também influenciam nas propriedades, como por exemplo, a cor, tipo e tamanho
das cargas inorgânicas, tipo e quantidade de fotoiniciador. E por fim, a fatores
externos influenciam as propriedades, como temperatura do material no início da
fotoativação e presença de oxigênio. [4,11-14]
Com o intuito de melhorar as propriedades das resinas e conseqüentemente
as restaurações pesquisaram e laçaram no mercado diversas alternativas de
aparelhos fotoativadores os quais utilizam: diferentes fontes de luz para promover a
fotoativação, variações na região espectral ou comprimento de onda, diferentes
valores de intensidade de luz ou densidade de potência, além de utilizarem tempos
de exposição diferentes. [15]
As fontes de luz, que utilizam lâmpadas halógenas, foram às pioneiras, e
sendo assim, as mais tradicionais para ativar a reação de polimerização das resinas
compostas, sendo bastante utilizadas até os dias atuais. Essas fontes apresentam
4
na sua estrutura uma lâmpada com filamento de tungstênio no interior de um bulbo
com gás inerte e flúor, além de um conjunto de filtros acoplados. Os filtros permitem
a emissão de mais ou menos de 100 nm na região espectral visível, próximo ao
azul e também são emitidos espectros na região do infravermelho próximo.
Devido ao extenso espectro de emissão, esses aparelhos provocam
aquecimento do material restaurador e tecido dental, provocando sensibilidade pós-
operatória e até mesmo injúrias à polpa dentinária. [16]
O aquecimento provocado pelos aparelhos de luz halógena motivou a busca
por novas fontes de iluminação como, por exemplo: laser de argônio, arco de
plasma de xenônio e LEDs. [17]
Vários trabalhos na literatura têm demonstrado a eficiência dos aparelhos de
fotoativação à base de LEDs com reais vantagens sobre as demais fontes. [18-20]
As fontes de luz à base de LEDs apresentam espectro de emissão estreito de
aproximadamente 20 nm, que geralmente estão próximos ao pico máximo de
absorção da canforoquinona. [15, 19] Esses aparelhos por apresentar espectro de
emissão estreito, provocam menor aumento de temperatura das estruturas dentais
e das resinas compostas, quando comparados com outras fontes.[15,19]
Entretanto, considerando somente os trabalhos com LEDs, há uma enorme
divergência nos modelos de fotoativadores comerciais, no que se refere a espectro
de emissão, intensidade ou densidade de potência e tempo de exposição.
Mesmo possuindo espectro de emissão mais estreito, em relação às
lâmpadas halógenas, os espectros de emissão dos LEDs ainda são largos para
avaliar quais comprimentos de onda são mais apropriados para fotoativação das
resinas compostas. Sendo assim, o laser de argônio é mais apropriado para tal
verificação, pois possuem espectros de emissão muito estreitos, comumente
chamados de linhas de emissão.
5
Com isso, o laser de argônio é o melhor fotoativador para estudos da
variação do comprimento de onda, na polimerização dos compósitos dentais. Nesta
dissertação será abordadas a variação do comprimento de onda com laser de
argônio com a finalidade de verificar os efeitos nas propriedades mecânicas e
físico-químicas.
O objetivo desta dissertação foi verificar qual comprimento de onda é melhor
para a fotoativação de compósitos dentais e o efeito de altos tempos de exposição.
Os testes de microdureza, variação de temperatura, grau de conversão, ablação
com laser de Er:YAG e ablação com laser, em regime de femtossegundos, para
cálculo da intensidade “threshold” foram utilizados neste estudo.
6
2. REVISÃO DO TEMA
Com relação à variação do comprimento de onda ou espectro de emissão
não existem muitos estudos enfocando o efeito da variação do espectro de
emissão, mas sim estudos comparativos entre aparelhos com espectros de
emissão diferentes. Muitas vezes esses aparelhos utilizam também intensidade
luminosa e tempos de exposição diferentes. [19, 21-23] Sendo assim, há a
necessidade de estudos que indiquem qual comprimento de onda é melhor para a
fotoativação. Usando dois LEDs por exemplo, os espectros de emissão muitas
vezes se sobrepõem, não sendo possível caracterizar muito bem. O laser de
argônio possui linhas estreitas de emissão, muito boas para este tipo de pesquisa.
O laser de argônio é uma opção para a fotoativação de compósitos dentais.
Muitos estudos avaliaram a eficiência do laser de argônio, comparados com outras
fontes. Alguns estudos são dignos de muitos comentários. Como por exemplo, os
estudos que avaliaram e compararam a fotoativação de resina composta com o
laser de argônio e outras fontes de iluminação. Cobb et al [24], compararam as
propriedades mecânicas de tensão diametral, tensão de compressão e tensão de
flexão, para amostras polimerizadas com lâmpadas halógenas e laser de argônio
no modo multiline, ou seja, com todas as linhas de emissão. Os autores reportaram
que as propriedades mecânicas das amostras fotoativadas com laser de argônio
eram superiores ou iguais, com tempo de irradiação menor e com densidade de
energia menor. Já Vargas et al [25] analisaram a propriedade mecânica de
7
Microdureza Knoop da resina, fotoativada com lâmpadas halógenas e laser de
argônio (multiline), verificaram que para tal propriedade mecânica, as amostras
polimerizadas com laser de argônio requerem tempo menor de exposição. St-
Georges et al [26] verificaram o efeito de altas e baixas intensidades nas
propriedades mecânicas de tensão diametral, tensão de compressão, tensão de
flexão biaxial, resistência à fratura e microdureza Vickers para amostras
polimerizadas com lâmpadas halógenas, laser de argônio (multiline) e arco de
plasma. Verificou-se que os efeitos de altas intensidades para as propriedades
mecânicas são benéficos. Os autores também relataram que as propriedades das
amostras polimerizadas com laser de argônio estiveram entre as melhores, porém,
para a propriedade de microdureza polimerizada com Laser de argônio com alta
intensidade verificaram-se efeitos negativos.
As propriedades ópticas também foram pesquisadas para os diferentes
comprimentos de onda, como pode ser visto no estudo de Pradhan et al [10] que
compararam a profundidade de penetração para o laser de argônio com dois
comprimentos de onda (488.0 e 514.5 nm) e multiline com lâmpada halógena e
filtros acoplados que permitiam a emissão de uma banda com mais ou menos 10
nm centrados em 468.0 e 488.0 nm. Os autores reportaram que a maior penetração
de luz ocorreu para laser de argônio com comprimento de onda de 488.0 nm,
seguidos pelo multiline e 514.5 nm. A penetração de luz foi menor para os dois
comprimentos de onda da lâmpada halógena, quando comparada ao laser.
Kluger et al [27] compararam o grau de conversão utilizando-se lâmpadas
halógenas e laser de argônio (multiline). Verificaram que o grau de conversão da
resina composta fotoativada com laser de argônio foram maiores, com tempo de
exposição menor. Já Soares et al [28] compararam o grau de conversão para resina
composta fotoativadas com lâmpadas halógenas e laser de argônio com
8
comprimento de onda de 488.0 nm. Verificaram que os valores de grau de
conversão para o Laser de argônio foram maiores.
Cobb et al [29] analisaram o aquecimento na interface polpa/dentina para
fotoativação com lâmpada halógena e laser de argônio. Para todas as amostras os
aumentos de temperatura foram menores para o laser de argônio. No caso das
amostras polimerizadas com laser de argônio, os autores avaliaram o aumento de
temperatura com laser de argônio (multiline) com intensidade aproximada de 1000
mW/cm2 para os tempos de 5, 10 e 20 segundos. As resinas foram fotoativadas em
cima de pastilhas de 01 e 02 mm de dentina, para todos os casos com
dentina/resina o aumento de temperatura na interface polpa/dentina foram inferiores
a 5
o
C, para as amostras de apenas dentina os aumentos de temperatura na
interface foram maiores que 5,5
o
C podendo causar danos irreparáveis à polpa do
dente (num caso clínico).
Pradhan et al [10] também analisaram o aumento de temperatura. Em seu
trabalho, os autores, avaliaram o aumento de temperatura para o laser de argônio
multiline e com 488.0 nm. A intensidade utilizada foi 20 mW/cm
2
por 60 segundos, o
comprimento de onda de 488.0 nm aqueceu mais a resina do que o multiline.
2.1. Resinas compostas
As resinas compostas são materiais amplamente utilizados nas
restaurações de dentes anteriores, por serem insolúveis, estéticas, insensíveis à
desidratação, de baixo custo e, relativamente, de fácil manipulação. [30]
O termo compósito ou material composto é definido como um composto de
dois ou mais materiais diferentes com propriedades superiores ou intermediárias
àquelas dos constituintes individuais. O esmalte dentário e a dentina são exemplos
de compósitos naturais. [31]
9
Os compósitos odontológicos foram desenvolvidos por Bowen no início da
década de 1960, em resposta à necessidade de um material restaurador durável e
estético. Ao invés de usar monômeros de cadeia curta, como o metilmetacrilato
(resina acrílica utilizada até então). Foi desenvolvido um reagente longo,
multifuncional, a partir da reação entre monômeros vinílicos e epóxicos, chamado
de Bis-GMA (bisfenil glicidil metacrilato). Este material resinoso diminuiu a
contração de polimerização, expansão térmica e sorção de água. A adição de
partículas de quartzo silanizadas aumentou o módulo de elasticidade e a dureza de
superfície.
Desde então, muitos progressos tecnológicos foram alcançados, conduzindo
à melhoria das propriedades físicas e mecânicas dos compósitos dentais e
ampliando sua aplicação clínica e laboratorial.
Atualmente, os compósitos são constituídos basicamente por um monômero
multifuncional de cadeia longa que polimeriza-se por adição do tipo vinílica e com
um diluente tetrafuncional, resultando em uma rede tridimensional de ligações
cruzadas. Esta rede se cerca e se ligam a partículas inorgânicas revestidas.
Além dos monômeros, a matriz resinosa também apresenta outros
componentes como: iniciadores, estabilizadores e pigmentos. O monômero BIS-
GMA é o monômero mais usado em odontologia e caracteriza-se por uma molécula
longa e rígida com duplas ligações de carbono reativas em ambas extremidades.
[32] (Figura 1)
Figura 1: Bis-GMA: 2,2-bis[4-(2-hidroxi-3-metacriloxipropil-1-oxi) fenil]propano.
10
O extenso comprimento da cadeia molecular diminui a contração de polimerização
e a estrutura aromática no centro da molécula confere rigidez à massa resultante.
[33] A longa separação entre os grupamentos reativos vinílicos, presentes em
ambas extremidades da molécula, promove maior reatividade. O Bis-GMA é um
monômero de alto peso molecular e se apresenta como um líquido altamente
viscoso à temperatura ambiente, com temperatura de transição vítrea (Tg) em torno
de -7
o
C. [34] Um dos monômeros mais usados como diluente do Bis-GMA é o
TEGDMA (trietilenoglicol dimetacrilato) (Figura 2), uma molécula linear
relativamente flexível, que assim como o Bis-GMA possui ligações insaturadas de
carbono nas duas extremidades. A Tg deste monômero fica em torno de -83
o
C. [34]
O TEGDMA funciona não somente como um diluente, mas também como um
agente de ligação cruzada, melhorando grandemente a polimerização do
monômero e as propriedades físicas da resina. [33] A proporção de cada um dos
monômeros em uma formulação resinosa é crítica às propriedades do compósito.
Se a concentração de Bis-GMA aumentar, a quantidade de monômeros residuais
após a fotopolimerização também aumentará. [33,35] Em contrapartida, se é
incorporado diluente em excesso para facilitar a manipulação da resina, a contração
de polimerização será maior. Entretanto, como a densidade de ligações cruzadas é
maior, a sorção de água e o escoamento viscoso serão diminuídos. [33,36]
Figura 2: TEGDMA :Trietilenoglicol dimetacrilato.
O BisEMA (bisfenol A dimetacrilato etoxilado) é outro monômero
multifuncional usado em formulações de resina composta (Figura 3). Este
11
monômero é estruturalmente análogo ao Bis-GMA, possuindo os anéis benzênicos
no centro da molécula, o que conferem rigidez à cadeia. O BisEMA é obtido por
uma modificação na molécula de Bis-GMA através da substituição dos
grupamentos pendentes de hidroxila por um átomo de hidrogênio. [34] Os
grupamentos hidroxila são responsáveis pela sorção de água e principalmente pela
viscosidade extremamente alta do Bis-GMA, pois formam ligações moleculares por
pontes de hidrogênio. Estas ligações aumentam a interação intermolecular do Bis-
GMA, dificultando a mobilidade ou o deslizamento entre as cadeias. [34]
Figura 3: BisEMA: Bisfenol A dimetacrilato etoxilado
Outras formulações resinosas com diferentes combinações entre
monômeros e diluentes são encontradas em resinas compostas comerciais. Para
citar um exemplo, o UDMA (Uretano dimetacrilato) é um líquido pouco viscoso à
temperatura ambiente e obtido como produto da reação entre a porção alifática do
Bis-GMA com um di-isocianato. [33] Esse monômero tem peso molecular próximo
ao Bis-GMA, porém baixa viscosidade e pode ser utilizado sem a necessidade de
adicionar um diluente. A cadeia alifática de alto peso molecular produz baixa
contração de polimerização, além de ser altamente flexível devido à ausência dos
anéis aromáticos. [34, 37]
As principais propriedades físicas e químicas dos monômeros mais
utilizados nas formulações de resina composta estão dispostas na Tabela 1.
12
Tabela 1: Propriedades do Bis-GMA, BisEMA, UDMA, TEGDMA [38]
Monô-
meros
Peso
Molecular
(g/mol)
Viscosi-
dade
(Pa.s
25
o
C)
TG
(
o
C)
Índice
de
refra-
ção
Contração
de
polimeriza-
ção (% vol)
Grau de
conver-são
(%máx)
Bis-GMA 512 1200 -7 1.54 6.1 39
BisEMA 540 0.9 -46 1.53 5.7 52
UDMA 470 23 -35 1.48 6.7 70
TEGDMA 286 0.011 -83 1.46 14.3 76
Um dos sistemas de classificação das resinas compostas é baseado no
tamanho médio das partículas e encontra-se na Tabela 2.
Tabela 2: Classificação dos compósitos de acordo com o tamanho médio das
partículas. [39, 40]
Categoria Tamanho médio das partículas
Compósito tradicional 8-12 µm
Compósito de partículas pequenas 1-5 µm
Compósito microparticulado 0.04 µm
Compósito híbrido 8.8 µm
Compósito micro-híbrido 0.4 µm
Compósito nanoparticulado 40 nm
2.2. Fotoativação de Resinas compostas:
A polimerização dos compósitos odontológicos ativados por luz visível se
processa por uma reação de adição exotérmica do tipo vinílica desencadeada via
radicais livres e promove a formação de uma rede polimérica tridimensional através
de ligações cruzadas intermoleculares. O termo polimerização vinílica se refere à
abertura das duplas ligações de carbono e subseqüente ligação de moléculas para
formar cadeias poliméricas. A maioria das reações nos compósitos odontológicos
ocorrem via radicais livres e requer algumas etapas para formar as espécies
reativas que iniciarão a reação de polimerização. [31] Estas etapas incluem as
fases de iniciação, propagação e terminação que serão descritas a seguir.
13
A iniciação da reação envolve a ativação de um agente que se quebra para
formar um radical livre. Este radical é uma molécula elevada a um nível de energia
mais alto, com um elétron não pareado na sua camada de valência e pode conferir
este estado à outra molécula por colisão. O radical livre age extraindo um elétron de
um monômero para então formar um complexo monômero radical ou radical cadeia
que vai, novamente, extrair outro elétron de outro monômero e assim por diante. O
radical livre é formado a partir da absorção de algum tipo de energia (luz
ultravioleta, luz visível, ou decomposição espontânea). [41]
A radiação de energia luminosa de 400 a 520 nm é absorvida uma α dicetona,
como a canforoquinona, levando-a a um estado excitado, chamado estado tripleto.
Na faixa visível do espectro eletromagnético, o perfil de absorção da
canforoquinona tem os maiores valores próximos a 470 nm. Para melhorar a
quebra desta molécula adiciona-se uma amina terciária alifática, que funciona como
um agente redutor e reage com a canforoquinona por colisão aleatória formando o
estado excipleto, resultando em dois radicais livres: o radical cetila e o radical
amino. [42] Somente o radical derivado da amina dá início à reação. O radical
cetila, derivado da canforoquinona é inativo, e geralmente, se une a outro radical
semelhante ou a uma cadeia em propagação, podendo levar à terminação da
cadeia [32]. A iniciação em sistemas fotoativados depende da quantidade suficiente
de luz (fótons) à dicetona, do comprimento de onda (fótons com eficiência quântica
diferente) bem como ao balanceamento das concentrações de canforoquinona e
amina. [42] Ao mesmo tempo em que o aumento da concentração de amina
favorece a iniciação, trata-se de um agente tóxico, com potencial alergênico,
mutagênico e carcinogênico. [43]
A primeira etapa da reação de polimerização pode ser representada por:
14
Iniciação:
LUZ Agente de Redução
Dicetona triplete Exciplete (R*)
amina terciária
A próxima etapa é a Propagação. Uma vez formados, os radicais livres
reagem de maneira preferencial, dependendo do tipo de moléculas presentes. Para
evitar que o sistema se autopolimerize, adicionam-se agentes inibidores, que
combinam preferencialmente com radicais livres. A taxa de propagação, kp,
depende diretamente da quantidade e reatividade de inibidores. [31]
Inibição:
RM• + X RMX• (inativo)
onde: RM• é um radical cadeia e X um inibidor
Uma vez que os agentes inibidores são consumidos, os radicais livres estão
disponíveis para reagir com moléculas de monômeros. Quando isso ocorre, uma
radical cadeia é formada e poderá continuar a reagir com outros monômeros.
Entende-se neste contexto por radical cadeia a união de vários monômeros
(polímero) dispostos em cadeia linear ou unidos por ligações cruzadas, que
possuem um elétron desemparelhado na sua camada de valência e por isso
procuram estabelecer ligações com outras moléculas a fim de se tornarem estáveis.
Conforme a polimerização continua, as cadeias vão formando estruturas
emaranhadas. A habilidade dos radicais em encontrar duplas ligações vai
diminuindo progressivamente. Com a estrutura rígida, a molécula de Bis-GMA não
consegue girar e expor suas duplas ligações para que a reação ocorra. Este
15
fenômeno é conhecido por steric hidrance (impedimento estérico). [32] O co-
monômero e também diluente TEGDMA é mais flexível e consegue se dobrar e
reagir mais, uma vez que a maioria das moléculas de Bis-GMA se ligaram ou estão
presas em função da diminuição da mobilidade do sistema. O diluente reage mais
tardiamente e faz ligações inter e intramoleculares.
A etapa de propagação pode ser representada por:
Propagação:
R• + M RM•
RMn• + M RMn+1
onde: R• é um radical livre, M é um monômero de dimetacrilato, RM• é um
radical cadeia e n é o número de monômeros que formam a cadeia
A última etapa do processo de polimerização chamada terminação é a reação
química que ocorre entre dois macrorradicais. Tal interação pode gerar um polímero
morto ou um novo radical, dependendo do modo de terminação, que pode ocorrer
por terminação bimolecular ou por transferência de cadeia. A terminação
bimolecular ocorre quando dois macrorradicais se encontram, podendo ser por
combinação, na qual uma longa cadeia se forma, ou por desproporcionamento,
quando o encontro dos radicais, forma dois polímeros mortos, um com ligação
insaturada e o outro com ligação saturada. A transferência de cadeia ocorre quando
um radical encontra um monômero e transfere o seu elétron para o mesmo. O
monômero passa a ser radical enquanto que o radical vira um polímero morto. [32]
Os mecanismos de terminação podem ser descritos por:
16
Terminação bimolecular.
- combinação de cadeia longa: Rj• + Rk• Pj+k
- desproporcionamento:Rj• + Rk• Pj + Pk
Transferência de cadeia
:
Rj• + X Pj + X•
onde: R é um radical, P é um polímero morto, j e k são o tamanho da cadeia e
X é um monômero. O sinal • denota um radical.
2.3. O Laser de argônio
Os lasers de gases nobres como Argônio constituem uma das classes as
mais importantes de lasers. Estes lasers produzem alta potência no regime
contínuo (CW), múltiplas linhas no visível, ultravioleta próximo e infravermelho. O
espectro de emissão pode ser visto na Figura 4. Em conseqüência, estes lasers
encontraram aplicações nos diversos campos, como por exemplo: cirurgia de retina,
espectroscopia de alta resolução e fotoativação de resinas dentais.
Figura 4: Espectro de emissão do íon de argônio
17
A ação dos íons de argônio ocorre entre níveis de energia altamente
excitados, em um ou dois átomos ionizados. O principal mecanismo de excitação
ocorre por colisão dos elétrons nas altas correntes de descargas. Átomos ionizados
podem sofrer diversas colisões sendo excitados para estados altamente
energéticos. Os íons relaxam, decaindo para estados mais baixos. Há diversos
caminhos para possíveis relaxações. Um diagrama simplificado do nível de energia
para o argônio é mostrado na Figura 5, e diversas transições importantes são
demonstradas.
Figura 5: Diagrama do nível de energia mostrando as principais transições do
argônio.
O tempo de vida nos níveis superiores é de aproximadamente cinco
nanossegundos. As populações dos níveis excitados mais baixos decaem
rapidamente ao estado fundamental. A diferença de energia entre o nível excitado
mais baixo e do estado fundamental é de 14 eV. Os íons no estado fundamental
recombina-se rapidamente para dar forma a átomos neutros. A rápida
18
despopulação dos níveis mais baixos minimiza a competição entre as diferentes
transições. (Note que dois níveis de energia agem como níveis mais baixos de
todas as principais transições do íon Ar
2+
). Isso, porque o efeito da competição das
linhas é muito pequeno. A seleção de uma única linha pelo prisma na intracavidade
rende a potência similar à linha seleção na extracavidade. A linha seleção de
intracavidade transforma-se em padrão, principalmente porque é mais conveniente
em quase todas as aplicações. Nota-se, entretanto, que as linhas de parte azul de
496.5 e 472.7 nm têm o mesmo nível superior e conseqüentemente competem
fortemente.
A maioria das transições laser dos gases nobres tem baixos ganhos.
Tipicamente, a transmissão de saída é de aproximadamente 5% - estas baixas
transmissões ocorrem para algumas linhas, que são chamadas de linhas fracas. A
principal exceção é a linha em 488.0 nm. A intensidade de emissão e a potência
para esta linha são aproximadamente equivalentes à soma das
intensidades/potências de todas as outras linhas de transição do laser. O alto
ganho faz a operação do laser em 488.0 nm fácil e altamente tolerante às
mudanças no Q. do laser. Entretanto, isto tem um efeito negativo na obtenção da
operação de uma única freqüência ou “mode-locked” nesta linha, o que é devido às
freqüências ou pulsos secundários que alcançarão prontamente o limiar de
funcionamento do laser.
As linhas dos lasers têm tipicamente 10 GHz de largura. Esta largura, na qual
abrange cerca de 20 ou mais modos longitudinais, são a soma de diversos
processos diferentes. Os principais mecanismos de alargamento são alargamento
Doppler não homogêneo e Zeeman. Há, entretanto, um considerável resíduo do
alargamento homogêneo devido às transições natural do tempo de vida. A
conversão à operação de uma única freqüência, conseguida introduzindo um
etalon, é eficiente, tipicamente em 50%.
19
2.4. Microdureza Vickers:
Dureza é uma medida da resistência de uma material a uma deformação
plástica localizada (por exemplo, uma pequena impressão ou um risco). A Dureza
Vickers consiste na penetração de uma pirâmide de diamante de base quadrada e
ângulo entre faces de 136º. As cargas padrões podem variar de 1 a 120 Kg.
Para materiais mais macios podem-se realizar os testes de microdureza
Vickers e Knoop. A microdureza Vickers e Knoop envolvem o mesmo procedimento
prático que o ensaio Vickers, só que utilizam cargas menores que 1 kgf e o
penetrador Knoop possui uma pirâmide com formato em losango com ângulos de
172,3 e 130º. [44]
Os compósitos odontológicos são geralmente avaliados por microdureza
Vickers e Knoop. [45-49]
2.5. Espectroscopia no infravermelho.
A região infravermelha do espectro eletromagnético é dividida em três regiões:
infravermelho próximo, infravermelho médio e infravermelho distante. Elas são
nomeadas em relação ao espectro visível. O infravermelho distante encontra-se
entre 400 a 10 cm
-1
que se encontram próximo à região de microonda, têm a
energia baixa e podem ser usados para espectroscopia rotatória. O infravermelho
médio situa-se de 4000 a 400 cm
-1
. Podendo ser usado para estudar as vibrações
fundamentais e a estrutura rotatório-vibracional associada. O infravermelho
próximo situa-se dentre 14000 a 4000 cm
-1
, possuindo as energias mais elevadas,
podendo excitar vibrações harmônicas. A espectroscopia no infravermelho baseia-
se nas vibrações das ligações químicas com freqüências e níveis de energia
20
específicas. As freqüências ressonantes ou as freqüências vibracionais são
determinadas pela quantidade de energia potencial na superfície da molécula,
massas dos átomos e, eventualmente pelas vibrações associadas. Para que uma
modalidade vibracional em uma molécula possa ser ativa no infravermelho, ela
deve ter associada mudanças no dipolo permanente.
As vibrações das moléculas são descritas, com aproximações, pela função de
onda de Born-Oppenheimer (química quântica) e funções harmônicas. As
freqüências ressonantes podem estar em uma primeira aproximação relacionadas à
força da ligação, e à massa dos átomos. A freqüência das vibrações pode ser
associada com um tipo de ligação particular.
2.5.1. Espectroscopia por transformada de Fourier no infravermelho
(FTIR) e Grau de conversão.
Espectroscopia por transformada de Fourier no infravermelho é uma técnica
de medida para coletar espectros no infravermelho. Em vez de gravar a quantidade
de energia absorvida quando a freqüência, de luz infravermelha, é variada. A luz
infravermelha é guiada para um interferômetro. Depois de passar pela amostra o
sinal medido é um interferograma. Aplicando a transformada Fourier sobre o sinal
(interferograma) o resultado é idêntico àquele da espectroscopia no infravermelho
convencional.
Os espectrômetros de FTIR são mais baratos do que os espectrômetros
convencionais porque a construção dos interferômetros é mais fácil do que a
fabricação de um monocromador. Além do mais, a medida de um único espectro é
mais rápida pela técnica de FTIR, isso porque a informação em todas as
freqüências é coletada simultaneamente. Isto permite que as amostras sejam
coletadas e calculadas com várias leituras, resultando em uma média, melhorando
21
a sensibilidade. Por causa de suas várias vantagens, virtualmente todos os
espectrômetros infravermelhos modernos são instrumentos de FTIR.
O grau de conversão é medido pelo percentual de ligações duplas de
carbono consumidas. Para compósitos à base de Bis-GMA é de 50 a 60%. Isso não
implica que 40 a 50% de moléculas de monômeros sejam deixados na resina,
porque um ou dois grupos metacrilato por moléculas de dimetacrilato podem ter
reagido e ficando covalentemente ligados à resina. [31]
Algumas técnicas são capazes de quantificar o grau de conversão (DC (%))
dos monômeros em polímeros. Espectroscopia no infravermelho com transformada
de Fourier, espectroscopia no infravermelho próximo, Espectroscopia Raman e
calorimetria exploratória diferencial (DSC), representam as técnicas mais utilizadas
na determinação do DC (%). [50-53]
Nesta dissertação foi medido o grau de conversão por meio de FTIR,
observando os picos nas regiões de 1637 cm
-1
(ligação dupla alifática C=C) e 1608
cm
-1
(ligação dupla do grupo aromático C=C) do polímero, sendo possível verificar e
calcular a porcentagem do grau de conversão para os corpos-de-prova de resina
composta. [54]
2.5. Termistor de alta precisão para medição da temperatura
Termistores são semicondutores sensíveis à temperatura. Existem
basicamente dois tipos de termístores:
• NTC (do inglês Negative Temperature Coefficient) - termistores cujo
coeficiente de variação de resistência com a temperatura é negativo: a
resistência diminui com o aumento da temperatura.
22
•
PTC (do inglês Positive Temperature Coefficient) – termistores cujo
coeficiente de variação de resistência com a temperatura é positivo: a
resistência aumenta com o aumento da temperatura.
Conforme a curva característica do termistor, o seu valor de resistência
pode diminuir ou aumentar em maior ou menor grau em uma determinada faixa de
temperatura.
Assim, alguns podem servir de proteção contra sobreaquecimento, limitando
a corrente elétrica quando determinada temperatura é ultrapassada. Outra
aplicação corrente é a medição de temperatura (em motores, por exemplo), pois se
pode com um termistor obter uma variação de uma grandeza elétrica em função da
temperatura a que este se encontra.
A variação térmica não pode ser excessiva em uma restauração, pois o
aquecimento pode causar injúrias ao tecido dental. O termistor mede a variação de
temperatura com alta precisão sendo assim um bom instrumento de medição da
variação de temperatura.
Segundo Zach e Cohen [55], a termogênese pulpar, durante os
procedimentos restauradores, são dependentes das variações de temperatura. Até
um aumento da temperatura pulpar em 2,2
0
C nenhuma mudança histológica
aparente foi observada com relação ao grupo controle. Até uma variação de 5,5
0
C a
aspiração de núcleos odontoblásticos para dentro dos túbulos dentinários, vasos
sanguíneos intensamente hiperêmicos e estroma edemaciado puderam ser
observados, denotando uma intensa inflamação pulpar podendo evoluir para
necrose do tecido. Com uma variação de 11
0
C ocorre completa destruição pulpar.
Portanto, segundo esse clássico estudo de 1965, a elevação de temperatura pulpar
durante os procedimentos em tecidos duros, esmalte e dentina, não deve
23
ultrapassar 5,5
0
C. Assim, qualquer aplicação envolvendo laser e elemento dental
ou material restaurador precisa de um estudo térmico prévio.
2.6. O Laser de Er:YAG
O laser de Er:YAG constitui-se de um laser de estado sólido, cujo meio ativo
é um “garnet” (material que localmente tem alguma ordem estrutural) de ítrio e
alumínio, dopado com érbio, sua linha de emissão é em 2.940 nm. O laser de érbio
é o único dispositivo capaz de acessar essa região do espectro.
O laser Er:YAG foi descrito como um laser capaz de ablacionar esmalte e
dentina através do efeito fotomecânico, ou seja, a luz promove um efeito mecânico
através do aquecimento da água do tecido irradiado, que expande, e vaporizando,
remove partes desse tecido. É bem absorvido pela água e pela hidroxiapatita,
sendo, portanto o laser mais indicado para os tecidos duros dentais quando a
intenção primeira for à confecção de preparos cavitários seletivos e pontuais. [30,
56, 57]
O sistema laser de Er:YAG está estabelecido como um instrumento capaz
de promover uma remoção seletiva de tecidos dentais cariados e compósitos
dentais. Esse tipo de remoção ou ablação minimiza a perda de tecido sadio, por ser
seletivo, e promove uma sessão mais confortável aos pacientes, pela ausência de
vibração e aquecimento. O dano térmico excessivo é um dos maiores problemas
associados com outros sistemas laser como Nd:YAG e CO
2
quando usados para
preparos cavitários devido à baixa absorção destes lasers pelo tecido. Porém, a
taxa de ablação com laser de érbio é mais baixa do que a resultante do uso de
brocas em canetas de alta rotação. [30, 56, 57]
Nesta dissertação, o fenômeno de ablação com laser de Er:YAG foi utilizado
para quantificar qual comprimento de onda é melhor para fotoativação do material
24
odontológico. Ou seja, foi medida uma espécie de “resistência à ablação”, quanto
menor a remoção de material, maior a resistência.
No processo de ablação, as mudanças nas propriedades do material podem
ser causadas devido à alta temperatura gerada no local da interação laser-material.
Uma fragilização pode ocorrer como resultado da fusão e re-solidificação do
material onde este foi suficientemente aquecido e resfriado suficientemente rápido.
Estas mudanças nas propriedades do material podem acarretar alterações na
subseqüente ablação e também no desempenho do material. A extensão destas
alterações depende de fatores como duração do pulso e das propriedades do
material tais como condutividade térmica e calor específico, dependendo da
distância que o calor é conduzido dentro do material e varia com o material e com o
comprimento de onda do laser.
Os principais tipos de interações podem ser classificados em:
• Ablação térmica por vaporização explosiva: ocorre quando a luz laser
incidente no material é absorvida e transformada em calor tão rapidamente
que provoca a vaporização, e conseqüentemente expansão de material com
o aumento da pressão interna do meio. Há a ocorrência de expulsão das
gotas fundidas de material aquecido acima do ponto de fusão e vaporização
à pressão atmosférica. A fusão é quase instantânea, uma vez que o ponto
de fusão tenha sido atingido. A vaporização, em contraste, tem uma taxa
cinética limitada, e ocorre somente na interface, durante o rápido
aquecimento pelos lasers pulsados e somente na área restritamente
irradiada. Se o sólido não é poroso, a temperatura interna se eleva acima da
temperatura de vaporização, resultando em uma expansão explosiva. [39,
58]
25
• Ablação por ejeção hidrodinâmica ou ablação ‘melt’: ocorre geralmente em
metais quando ablacionados por lasers de pulsos curtos. A rápida fusão cria
grandes forças de expansão devido à mudança de volume do material sob
fusão. A expansão do material na fase líquida se opõe à energia e tensão de
superfície do líquido, resultando em ejeção de material fundido. [39, 58]
• Ablação explosiva termo-mecânica (mediada por água) é o mecanismo mais
comum de ablação dos tecidos duros dentais. Durante o rápido
aquecimento, a água inertemente confinada pode criar pressões
subsuperficiais enormes que resultam em uma remoção explosiva da matriz
mineral ao redor. Esse fato pode ocorrer a temperaturas abaixo do ponto de
fusão da fase mineral e, portanto, provavelmente, não ocorre mudança da
estrutura cristalina do tecido irradiado. [39, 58]
• Ablação medida por plasma ou ablação induzida por plasma: ocorre quando
há interação luz-material para pulsos com duração muito curto menor que
10 ps. É um mecanismo de ablação governado pela formação de plasma
ionizado. [59]
2.7. Ablação com pulsos ultracurtos
Vários experimentos têm demonstrado que pulsos no regime ultracurto
(picossegundos (ps = 10
-12
s) e femtossegundos (fs = 10
-15
s) promovem uma
combinação de efeitos termomecânicos e de formação de plasma que superam
algumas das objeções ao uso de um laser como instrumento removedor. [60, 61]
Usando os parâmetros apropriados de operação, lasers com pulsos ultracurtos
26
podem se comportar melhor do que instrumentos convencionais, incluindo alguns
dos lasers pulsados comerciais, amplamente utilizados pelos profissionais da área
de saúde. O uso de lasers com pulsos ultracurtos para ablação de dentes e
compósitos dentais previnem o superaquecimento e são uma alternativa para a
remoção mecânica de material. [56, 57, 62]
A ablação de tecidos dentais usando laser em regime de 30 ps mostra-se
muito superiores aos sistemas lasers convencionais de pulsos de µs e ns quando
comparadas formas e qualidade das microcavidades e a ausência de danos no
material remanescente. [61, 63 ,64]
A maior vantagem da aplicação com duração temporal do pulso ou tempo
do pulso (∆t
p
) tão curta é o fato de que o limiar da energia (ou threshold) para
acorrer ablação dos tecidos é pequeno, reduzindo os efeitos colaterais térmicos e
mecânicos indesejáveis. [60] O limiar pequeno, com menor energia depositada no
material, gera menos aquecimento.
Apesar do ∆t
p
reduzido, e com isso menores efeitos colateriais a formação
de fraturas foi mencionada nas primeiras publicações. [61, 65] Não foi mais relatada
nas publicações posteriores, pois estas trataram de possíveis mecanismos
responsáveis pelos danos. [66-68] Estas fraturas originalmente encontradas nas
aplicações de lasers com pulsos ultracurtos de ps foram causadas principalmente
por estresse térmico, os quais foram muito minimizados com a escolha de
parâmetros mais adequados prevenindo a formação das mesmas.
Com a utilização dos lasers com pulsos ultracurtos, observa-se, para alguns
∆t
p
de ps, interessantes fenômenos ópticos. Quando a transição de sólido para
líquido ocorre, a superfície remanescente fica com as propriedades ópticas da fase
líquida após a irradiação. [59]
Algumas pesquisas concluíram que, mesmo com a aplicação de água e/ ou
ar e com o uso de altas freqüências (Hz), os lasers de ps não podiam cortar o
27
tecido com a mesma eficiência dos sistemas de alta rotação (mecânico). Porém,
selecionados os parâmetros ideais, uma completa ausência de danos foi
observada, o que estimulou os pesquisadores a dar continuidade às pesquisas. [69]
A ablação no regime de pulsos ultracurtos em femtossegundo envolve o
mecanismo mediado por plasma. Nesse processo as ondas de choque associadas
e o acúmulo térmico são significantemente muito menores. [65, 66]
A interação de fóton no processo de ablação ocorre principalmente após o
pulso, em um caminho similar à ablação térmica com lasers de pulsos mais longos.
[70, 71] Neste processo, o corte ocorre sem o aquecimento do material adjacente,
portanto, sem fusão dos materiais inorgânicos. O que ocorre é a sublimação, ou
seja, a transição direta do estado sólido para o estado de vapor, em uma escala
menor que o tempo de formação da fase líquida. Isto torna a porção líquida do
material praticamente inexistente, permitindo eficiente ablação com características
superficiais boas e uma ZTA (Zona termicamente afetada) desprezível, ou seja,
sem danos térmicos e mecânicos colaterais significantes e indesejáveis aos
materiais irradiados. [72, 73]
A energia é depositada na amostra numa escala de tempo menor que a
necessária para qualquer transformação estrutural, até mesmo da desnaturação
protéica, preservando a estrutura e as propriedades do material irradiado.
Esta ablação não depende mais da ressonância do laser com o tecido-alvo,
não levando em consideração as características lineares específicas de absorção
do tecido, como ocorre nos fenômenos com lasers de pulsos mais longos. Portanto,
é uma interação que depende levemente do tipo de tecido-alvo, ocorrendo em
todos os materiais de forma muito semelhante, inclusive nos materiais
transparentes. [74]
28
Isto quer dizer que a duração típica do processo de expulsão do material e
formação da cavidade é quase que totalmente independente da estrutura e
composição molecular dos tecidos [75]
Pesquisas com um laser de ∆t
p
de 350 fs, obtiveram um “threshold” de
ablação para o esmalte de 0.7 J/cm
2
e para a dentina de 0.5 J/cm
2
. [74] Para pulsos
de ∆t
p
de 1 ns o limiar de ablação ficou em 20 J/cm
2
. [61] Além dos limiares, as
altas freqüências ou taxa de repetição (Hz) estão invariavelmente associadas à
variação da temperatura tecidual.
Os lasers no regime ultracurto entregam uma potência de pico muito alta, da
ordem de 5 a 10GW. O desenvolvimento de potência média alta e alta freqüência
em fs mostrou-se importante para aplicações cirúrgicas, com estes lasers, devido à
sua precisão e capacidade de ablação altamente efetiva e dano colateral térmico e
de ondas de choque mínimo. [66, 71, 74-78]
A onda de choque, vibração e o aumento da temperatura no interior no
material podem ser levados a valores desprezíveis, ou mesmo eliminados com a
diminuição ∆t
p
para a ordem de fs e conseqüentemente a intensidade do laser. [71]
Os tecidos Biológicos e os compósitos dentais podem ser considerados
como dielétricos de banda larga “wide bandgap dieletrics”. [74,79] Quando a alta
densidade de fótons do feixe laser é depositada sobre o tecido biológico, e no
material restaurador, ocorre uma forte absorção de luz. Como toda energia
absorvida é concentrada nesta finíssima camada, a densidade de energia é muito
maior que a energia de ligação das moléculas do tecido (bandgap), ou seja, pela
absorção de alguns fótons, a energia dos elétrons excede a separação entre
bandas. Durante o pequeno tempo de irradiação do pulso, os elétrons ganham
energia além da quantidade necessária para deixar a matéria. Entretanto não há
nenhuma energia trocada entre os elétrons e os íons. [74, 75, 79]
29
Este fenômeno de absorção de fótons no regime de pulsos ultracurto é
chamado de absorção multifotônica (MPA), ou ionização multifotônica. A maior
parte da energia depositada não é utilizada para romper as ligações interatômicas,
mas para a parte acelerada e ejetada. [79]
Mesmo quando o número de elétrons livres produzidos por essa absorção é
pequeno o feixe ainda provê a semente inicial para a avalanche de elétrons. Como
resultado, o threshold de ablação é independente, ou seja, não é sensível à
absorção linear e aos defeitos e impurezas do material. [79] Neste ponto, o material
se assemelha a um metal.
A quebra de ligação de tecido ou material resulta na formação de plasma de
alta temperatura, 4
o
estado da matéria, o qual é uma mistura de íons e elétrons
livres. [77] O elétron energético que escapa e cria um grande campo elétrico devido
à mudança na separação com o íon parente. Portanto a física desse regime de
ablação envolve a aceleração de íons no campo eletrostático causado pela
mudança de separação criada quando o elétron energético escapa do material alvo.
[71]
Os elétrons são ainda mais acelerados pelo campo elétrico do feixe laser e
isto cria o que chamamos de elétrons quentes. Portanto a energia absorvida vai
com a energia térmica do elétron, e o íon permanece frio, fazendo a inibição da
expansão térmica convencional. [80]
O campo eletromagnético criado pela energia de separação pelo elétron que
escapou puxa os íons para fora do tecido. Este processo ocorre durante o pulso em
tempo menor que 200 fs e intensidade da ordem de 10
13
– 10
14
W/cm
2
.
Estes elétrons com energia cinética colidem com os átomos circundantes,
induzindo novos elétrons a se libertarem. Esta ionização de impacto gera uma
avalanche de elétrons livres em um crescimento exponencial. [74, 79] A ionização
30
continua até que este plasma se torna altamente refletivo à luz laser incidente. [64,
74, 75]
Este plasma que permanece localizado no limite da microcavidade pode
absorver o feixe laser incidente fazendo com que energia chegue à superfície. [76,
81] Ocorrendo assim a expansão da pluma de ablação. Como resultado, a
refletividade aumenta e a profundidade de penetração cai. [79]
Quando todos os elétrons do plasma são ionizados, a profundidade de
penetração óptica não cai mais e toda a energia subseqüentemente absorvida
resulta no aumento da energia do elétron livre e a refletividade do plasma também
continua subindo. [79]
O aspecto mais fundamental da interação laser-material no regime de
pulsos ultracurtos é que o tempo de relaxação térmica, ou transporte de calor, que
durante o pulso são tão rápidos que o material não tem tempo para uma resposta.
Portanto, a energia entregue pelo feixe laser é grande. Quebra a ligação do material
e vaporariza o tecido. [61, 79] O restante da energia que seria gasto no
aquecimento do material (pulsos longos) não o aquece. O tecido vizinho fica frio
pela rapidez com que ocorre a transferência de energia. [79, 82]
A absorção e a ablação ocorrem sem uma significante condução térmica ou
movimentação hidrodinâmica. [74,75] O aquecimento ocorre somente na região de
profundidade de penetração óptica, ou região de interação ou ponto de trabalho.
[74]
O aumento da energia do pulso não leva ao aumento linear da profundidade
de penetração, mais sim ao aumento da refletividade do plasma. Portanto quanto
maior a intensidade dentro do pulso, mais cedo a reflexão ocorre. [74]
Depois, a energia terminal do pulso vindo do elétron é transferida para os
íons dentro da trama do tecido e a ejeção do material acontece. Este processo leva
31
cerca de 10 ps. [74, 75, 79] O plasma expandido expelido esfria e recombina-se
num intervalo de aproximadamente 100 ps. [75]
O plasma e as partículas ejetadas causam ondas de choque. Através da
dissipação da energia das ondas de choque, ocorre um aumento na pressão e a
temperatura nas camadas mais profundas. Este fenômeno de ondas de choque
acústico da ablação tem a características de produzir pequenos ruídos e tem como
resultado um clarão avermelhado. [74]
O processo de ablação em regime ultracurto é bem conhecido, conforme
descrito anteriormente. A intensidade threshold ou limiar de ablação pode ser
calculada conforme escrito na sessão 3.8.1. A intensidade threshold foi utilizada
para avaliar o quão o material em questão resiste à ablação, ou qual é a menor
intensidade capaz de remover material.
32
3. MATERIAIS E MÉTODOS
3.1. Material utilizado
A resina composta microhíbrida fotopolimerizável, Filtek Z-250 (3M/ESPE
lote n°: 1370) na cor A
2
foi utilizada na confecção das amostras. O material utilizado
é composto por matriz polimérica baseada em dois metacrilatos (Bisfenol glicidil
metacrilato – BIS-GMA e Bisfenol etileno metacrilato – BIS-EMA) e um dimetacrilato
(Uretano dimetacrilato – UDMA), com um fotoiniciador, a canforoquinona, com 60
vol% de cargas inorgânicas de sílica e zircônia com tamanho médio de 0,19 a 3,3
micrometros.
3.2. Preparo dos corpos-de-prova:
Utilizando-se matriz metálica, foram confeccionadas pastilhas de resina
composta com dimensões padronizadas de 05 e 08 mm de diâmetro e 2 mm de
espessura. A matriz metálica pode ser visualizada na Figura 6
A resina composta foi inserida na matriz metálica, em incremento único.
Uma tira de poliéster foi colocada sobre a resina e um peso (1 Kg) sobre a tira de
poliéster, permanecendo sobre o corpo-de-prova durante 30 segundos e retirado
antes da fotoativação. Conforme pode ser visualizado na Figura7
33
Figura 6: Matriz metálica
Figura 7: Preparo dos corpos-de-prova
3.3. Fotoativação
Utilizou-se o laser de argônio (Coherent, Innova 200-20 serial number 3240,
USA), Figura 8. O laser opera no modo contínuo (CW) podendo ser ajustado para o
sistema multiline ou singleline. Na Tabela 3, estão os valores de potência máxima
para cada comprimento de onda.
Tabela 3:
Os valores de potência máxima para cada comprimento de onda
Comprimento de onda (nm) Potência (W)
476.5 2.4
488.0 6.5
501.7 1.4
514.5 8.5
Multilinha 20.0
34
Foi utilizada uma lente convergente com distância focal em torno de 3 cm. A
lente foi colocada, de modo que, o diâmetro do feixe fosse aproximadamente 0.8
cm.
Os corpos-de-prova foram fotoativados com laser de argônio, nos
comprimentos de onda de 476.5, 488.0, 501.7 e 514.5 nm, ambos padronizados
com densidade de potência de 400 mW/cm
2
conforme pode ser visto na Figura 9.
Os corpos-de-prova foram fotoativados durante 15, 40, 60, 300 e 900 segundos
para os teste de microdureza, variação térmica e ablação (Er:YAG e Libra-S);
durante 10 e 20 segundos para o teste de grau de conversão. Para cada tempo e
comprimento de onda foram confeccionados três corpos-de-prova.
Figura 8: Laser de argônio
35
Figura 9: Fotoativação dos corpos-de-prova de resina composta
3.4. Teste de Microdureza Vickers
Após a fotoativação todos os corpos-de-prova foram armazenados por 24
horas. A microdureza foi medida no topo da pastilha de resina composta. O
aparelho de dureza utilizado denomina-se MMT-3 Microhardness Tester (Buehler
Lake Bluff, Illinois USA) equipado com diamante Vickers (VHN), onde utilizou-se
carga de 50 gf, durante o intervalo de tempo de 30 segundos. Na Figura 10, pode
ser visto o aparelho em que foi medida a microdureza Vickers.
Em cada superfície de topo foram realizadas quatro impressões. Os
resultados foram expressos primeiramente em micrometros, sendo em seguida
transformados em valores de microdureza Vickers (VHN), diretamente pelo
aparelho de microdureza.
36
Figura 10: Medidor de Microdureza.
3.5. Grau de conversão
A pastilha de resina composta foi fotoativada, conforme já descrito
anteriormente, e após 24 horas de polimerização a resina foi macerada com pistilo
num gral de ágata. A resina em pó foi pesada e misturada com KBr em proporção
de 10:1.
O KBr foi misturado com a resina por apresentar 90% de transmitância no
infravermelho médio, pois, uma pastilha somente de resina apresentaria
transmitância de praticamente zero sendo muito difícil de medir um espectro com
uma qualidade boa por espectroscopia de transmissão. Com a resina e o KBr
pesados e misturados, o pó foi prensado com pressão de 10 tonelas num
pastilhador, conforme pode ser visualizado nas Figuras 11 e 12
37
(A) (B)
Figura 11: (A) corpo-de-prova sendo mascerado e (B) pastilhador utilizado.
(A) (B)
Figura 12: (A) Corpo-de-prova sendo prensado e (B) corpo-de-prova pronto.
Para medir o grau de conversão utilizou-se o Espectrofotômetro FTIR
BOMEM, modelo MB-102 com resolução de 4 cm
-1
na faixa espectral de 4000 cm
-1
a 400cm
-1
com 32 varreduras. O espectrofotômetro pode ser visualizado na Figura
13.
38
Figura 13: Espectrofotômetro FTIR BOMEM, modelo MB-102
Para calcular a porcentagem do grau de conversão foram observadas as
intensidades dos picos de absorção nas regiões de 1637 cm
-1
(ligação dupla
alifática C=C) e 1608 cm
-1
(ligação dupla do grupo aromático C=C) do polímero e
calculado com a formula (1):
(1)
onde: GC é igual ao grau de conversão, I é igual a intensidade, o índice C é
igual à resina curada e o índice NC é à resina não curada.
3.6. Variação de temperatura
Para medir a variação de temperatura foi utilizado termístor, (Model 120-202
EAJ, Fenwal Electronic, Milford, MA) NTC, com precisão de 1 miligrau inserido na
amostra de resina composta que foi fotoativada. O termístor estava conectado a um
multímetro (Minipa model ET-2060) onde foram medidos valores de resistência.
100.
nc
1608I
1637I
c
1608I
1637I
1%
pico
pico
pico
pico
⎥
⎥
⎥
⎥
⎦
⎤
⎢
⎢
⎢
⎢
⎣
⎡
−=GC
39
Esses valores de resistência foram transformados em valores de temperatura graus
Celsius (
o
C) por meio da fórmula matemática (equação 2).
A fórmula matemática que permite transformar valores de resistência em
valores de temperatura, pode ser visualiza na equação (2). A calibração do sistema
termistor mais resina composta foi feita previamente em recipiente com água, um
aquecedor e um termômetro digital (Minipa - model MV370). Para cada valor de
resistência foi aferido um valor de temperatura. O termístor pode ser visualizado na
Figura 14.
Figura 14: Termístor de alta presição
0.2 0.4 0.6 0.8 1.0 1.2 1.4 1.6 1.8 2.0 2.2
20
30
40
50
60
70
Temperatura (
o
C)
Resistência (Ω)
Figura 15: Curva de calibração para o termistor de alta precisão
40
1.045.13
832.0
x-
exp82.46 ±+
⎟
⎠
⎞
⎜
⎝
⎛
×=T
(2)
onde: T é a temperatura em graus Celsius e x o valor da resistência.
3.7. Ablação com Er:YAG
Depois da fotoativação, as amostras foram estocadas, em meio seco, com
temperatura de 37
o
C por 24 horas. O laser usado, nesta parte, desse estudo foi o
laser de Er:YAG (Twin Light, Fotona Medical Lasers, Slovenia), operado no regime
de microssegundos e com pulsos com duração entre 200 e 450 µs emitindo no
comprimento de onda de 2.940 nm, com energia por pulso máxima de 500mJ, taxa
de repetição ou freqüência de 2 a 15 Hz. O sistema de entrega possui braços
articulados com janela de Safira, em não contato, com feixe focado com sessão
transversal de aproximadamente de 0.0038 cm
2
com sistema de resfriamento com
spray de ar/água. O sistema laser de Er:YAG pode ser visualizado na Figura16. O
experimento foi feito com a entrada do feixe perpendicular a superfície do corpo-de-
prova e posicionada a 13.0 ± 1.0 mm.
41
Figura 16: Laser de Er:YAG (Twin Light, Fotona Medical Lasers, Slovenia)
Cada corpo de prova foi ablacionado com o laser de Er:YAG com energia
por pulso de 100, 200 e 300mJ e freqüência fixa em 2 Hz, o fluxo de spray de água
foi 0.12 ml/s, durante 10 s. Nove microcavidades foram feitas em cada situação. Um
corpo-de-prova sendo irradiado pode ser visto na Figura 17.
Figura 17: Corpo-de-prova sendo irradiado.
Os diâmetros das microcavidades foram medidas com auxílio de uma lupa
de reflexão de luz, sob o aumento de 40 vezes, através de micrômetros acoplados
à lupa. As profundidades foram medidas com auxílio de um relógio comparador
42
com escala micrométrica acoplado ao microscópio, medindo-se a distância
percorrida entre a focalização da superfície da amostra, seguida da focalização do
fundo da cavidade resultante da irradiação. A precisão das medidas de
profundidade foi de aproximadamente 0,01 mm. A lupa com o micrômetro e relógio
comparador pode ser visualizado na Figura 18.
Figura 18: Lupa com micrometro e relógio comparador acoplado.
Os valores do diâmetro e da profundidade de cada microcavidade foram
utilizados para a determinação do volume ablacionado. O volume ablacionado foi
calculado, por meio, da fórmula do volume de um cone conforme, descrito por
Moriyama [39] e mostrado na equação (3).
(3)
onde: D é o diâmetro da microcavidade e h é a profundidade.
12
..
.
4
.
.
3
1
22
hD
h
D
V
ππ
==
43
3.8. Medição do threshold com Laser Libra-S (femtossegundo)
Após a fotoativação, os corpos-de-prova foram armazenados a seco por 24
horas. O laser usado nesta parte do estudo foi o laser Libra-S (Coherent, Palo Alto,
CA, EUA) – laser de Ti:Safira Q-switched e mode-locked com pulsos com duração
de 70 fs (femtosegundos), com espectro de emissão em 800 nm e freqüência fixa
em 1KHz. Cada trem de pulso contém 1000 pulsos separados por 1ms.
A resina composta foi fixada em um transladador com eixos x-y-z. O Corpo-
de-prova foi irradiado na posição focada (distância focal 18 cm) e não focada em -3
e +3cm, produzindo 09 microcavidades em cada superfície. A potência do laser foi
mantida em 500 mW e o tempo de exposição 5 segundos para cada microcavidade.
Na Figura 19 pode-se visualizar um corpo-de-prova de resina composta sendo
irradiado.
Figura 19: Corpo-de-prova sendo irradiada no Laser de Libra-S
(femtossegundos)
Os corpos-de-provas ablacionados foram revestidos com ouro, camada de 20
nm. Cada diâmetro das microcavidades foi medido por meio de uma imagem
gerada pelo microscópio eletrônico de varredura MEV (DSM 960, Zeiss, Jena,
Germany).
44
As imagens foram processadas em um programa matemático, onde foram
calculados os diâmetros. Para o processamento das imagens, as mesmas foram
convertidas para a escala de cinza. Após, a conversão tornou-se possível detectar
com clareza a área ablacionada e as bordas das microcavidades. Com isso, as
imagens foram segmentadas e analisadas por meio de um histograma. Com posse
do histograma foi possível verificar e limitar a área ablacionada. E por fim, foi
traçado um vetor horizontal do centro da microcavidade até a borda da
microcavidade e calcular o raio removido. Para calcular o diâmetro da área
ablacionada o vetor foi rotacionado em múltiplos de 15º entre 0 e 180º. O resultado
final foi à média dos diâmetros.
(A) (B)
Figura 20: (A) Imagem obtida no SEM para amostra de resina ablacionada no foco
e (B) imagem tratada para processamento para cálculo do diâmetro.
Com os valores do diâmetro, basta substituí-los na equação 20 em função
da posição e resolvê-la para obter os valores de intensidade threshold.
3.8.1. Cálculo do threshold utilizando a equação do feixe Gaussiano focado
para o Laser no regime de femtossegundos.
45
Considerado um corpo-de-prova colocado com superfície ortogonalmente ao
feixe Gaussiano, na posição onde ablação ocorre, em coordenadas cilíndricas, a
distribuição radial da intensidade (densidade de potência) de um feixe Gaussiano é
dada por:
ou (4)
onde: P
0
é Potência do pulso, r = coordenada radial do feixe, z = coordenada
longitudinal do feixe e W(z) = raio do feixe onde a intensidade do ponto central é
1/e
2
do valor do pico.
O W(z) é dado por:
(5)
onde: =
λ
Comprimento de onda do laser e W
0
= cintura do feixe (raio mínimo de
feixe)
O parâmetro confocal para um feixe Gaussiano perfeito em z = 0 é dado
pela equação (6)
(6)
2
1
2
2
0
1)(
⎥
⎥
⎦
⎤
⎢
⎢
⎣
⎡
⎟
⎟
⎠
⎞
⎜
⎜
⎝
⎛
+=
o
W
z
WzW
π
λ
()
2
)(
2
2
2
0
.
)(.
2
,
zW
r
e
zW
P
zrI
−
=
π
∫∫
∞
=
0
0
2
0
),( PzrrdrId
π
θ
λ
π
2
0
.W
z
r
=
46
Na posição z da amostra, dada a distribuição radial I(r) e o ponto inicial da
intensidade de ablação da amostra threshold I
t
, a intensidade do feixe igualará este
valor de ponto inicial em um p(z) do raio de ablação da amostra p(z) de modo que:
(7)
Para resolver esta equação, deve-se isolar
2
0
W da equação (6) e substituir
na equação (5), resultando em:
(8)
Substituindo a equação (8) na equação (7), tem-se:
⎥
⎥
⎦
⎤
⎢
⎢
⎣
⎡
⎟
⎟
⎠
⎞
⎜
⎜
⎝
⎛
+
−
⎥
⎥
⎦
⎤
⎢
⎢
⎣
⎡
⎟
⎟
⎠
⎞
⎜
⎜
⎝
⎛
+
=
2
1
2
0
2
)(
2
2
2
0
0
.
1.
2
r
z
z
W
zp
r
t
e
z
z
W
P
I
π
(9)
Para utilizar o diâmetro da área ablacionada substitui-se p(z)
2
por D (z)
2
/4,
então:
2
)(
2
)(
2
2
0
)(
2
zW
zp
t
e
zW
P
I
−
=
π
2
1
2
0
1)(
⎥
⎥
⎦
⎤
⎢
⎢
⎣
⎡
⎟
⎟
⎠
⎞
⎜
⎜
⎝
⎛
+=
r
z
z
WzW
47
⎥
⎥
⎦
⎤
⎢
⎢
⎣
⎡
⎟
⎟
⎠
⎞
⎜
⎜
⎝
⎛
+
⎟
⎟
⎠
⎞
⎜
⎜
⎝
⎛
−
⎥
⎥
⎦
⎤
⎢
⎢
⎣
⎡
⎟
⎟
⎠
⎞
⎜
⎜
⎝
⎛
+
=
2
1
2
0
4
2
)(
2
2
2
0
0
.
1.
2
r
z
z
W
zD
r
t
e
z
z
W
P
I
π
(10)
Analisando a equação (10) concluí-se que deve-se isolar
2
0
W
da equação
(6) e substituir na equação (10), resultando em:
(11)
A partir da equação (11) pode-se determinar o I
t
. Isolando D(z)
2
em função
de Z
2
,e com isso, pode-se determinar o I
t
.
Desenvolvendo a equação (11) tem-se:
(12)
Isolando D(z)
2
, temos:
⎥
⎥
⎥
⎥
⎥
⎥
⎦
⎤
⎢
⎢
⎢
⎢
⎢
⎢
⎣
⎡
⎥
⎥
⎦
⎤
⎢
⎢
⎣
⎡
⎟
⎟
⎠
⎞
⎜
⎜
⎝
⎛
+
−
⎥
⎥
⎦
⎤
⎢
⎢
⎣
⎡
⎟
⎟
⎠
⎞
⎜
⎜
⎝
⎛
+
=
2
1...2
2
)(.
2
0
.
1.
2
r
z
z
r
Z
zD
r
r
t
e
z
z
Z
P
I
λ
π
λ
⎥
⎥
⎦
⎤
⎢
⎢
⎣
⎡
⎟
⎟
⎠
⎞
⎜
⎜
⎝
⎛
+
=
⎪
⎪
⎪
⎭
⎪
⎪
⎪
⎬
⎫
⎪
⎪
⎪
⎩
⎪
⎪
⎪
⎨
⎧
⎥
⎥
⎦
⎤
⎢
⎢
⎣
⎡
⎟
⎟
⎠
⎞
⎜
⎜
⎝
⎛
+
2
2
2
0
1...2
)(.
1..
2
ln
r
r
r
rt
z
z
Z
zD
z
z
ZI
P
λ
π
λ
48
⎭
⎬
⎫
⎩
⎨
⎧
⎥
⎥
⎦
⎤
⎢
⎢
⎣
⎡
⎟
⎟
⎠
⎞
⎜
⎜
⎝
⎛
+=
λπ
λ
..
2
ln1
..2
)(
0
2
2
rtr
r
ZI
P
z
zZ
zD (13)
Desenvolvendo a equação (13) temos:
2
00
2
.
..
2
ln.
.
2
..
2
ln.
..2
)( Z
ZI
P
ZZI
P
Z
zD
rtrrt
r
⎭
⎬
⎫
⎩
⎨
⎧
+
⎭
⎬
⎫
⎩
⎨
⎧
=
λπ
λ
λπ
λ
(14)
A B
(
)
2
2
.ZBAzD += (15)
Pode-se através da equação (14) e ou (15) observar que:
2
r
Z
B
A
=
ou
B
A
Z
r
= (16)
Por meio da equação (16) pode-se calcular o I
t
de duas maneiras:
⎭
⎬
⎫
⎩
⎨
⎧
−
=
λ
π
λ
.2
0
.
.
2
r
Z
A
r
t
e
Z
P
I
(17)
ou
⎭
⎬
⎫
⎩
⎨
⎧
−
=
λ
π
λ
.2
.
0
.
.
2
r
ZB
r
t
e
Z
P
I
(18)
Para maior confiabilidade dos resultados experimentais acrescerão-se aos
cálculos a propagação dos erros.
49
Cálculos dos erros do I
t
e Z
r
:
Aplicando a propagação do erro na equação (17), obtemos a equação (19)
⎭
⎬
⎫
⎩
⎨
⎧
⎟
⎟
⎠
⎞
⎜
⎜
⎝
⎛
∆±
∆±
−
⎟
⎟
⎠
⎞
⎜
⎜
⎝
⎛
∆±
=∆±
r
Z
r
Z
AA
rr
tt
e
ZZ
P
II
.
.2
0
.
1
.
2
λ
π
λ
(19)
Resolvendo e simplificando a equação (20) tem-se:
..
.
2
.
.
2
..2
0
..2
0
⎟
⎟
⎠
⎞
⎜
⎜
⎝
⎛
−
⎟
⎟
⎠
⎞
⎜
⎜
⎝
⎛
−
±=
r
Z
A
r
r
Z
A
r
t
e
Z
P
e
Z
P
I
λ
π
λ
π
λλ
()
⎥
⎦
⎤
⎢
⎣
⎡
∆−
⎟
⎟
⎠
⎞
⎜
⎜
⎝
⎛
−∆+∆
r
r
rr
Z
Z
A
AZZA
..2
....
λ
π
(20)
50
4. RESULTADOS:
Nesta dissertação todos os resultados foram sobmetidos a análise
estatística. Os testes ANOVA e Tukey foram aplicados aos resultados, que
apresentaram-se significantes (p<0.05).
4.1. Teste de Microdureza Vickers:
Os resultados dos testes de microdureza podem ser visualizados nas
Figuras 21Figura 21 e 22. Na Figura 21, estão representados os valores de
microdureza Vickers versus comprimentos de onda para os tempos de fotoativação
de 15, 40, 60, 300 e 900 segundos. Na Figura 22 estão os valores de microdureza
em função do tempo de fotoativação para os comprimentos de onda de 476.5,
488.0, 501.7 e 514.5 nm.
488
20
30
40
50
60
70
80
Microdureza (VHN)
Comprimento de onda (nm)
15s
40s
60s
300s
900s
476.5 501.7
514.5
Figura 21: Microdureza Vickers versus comprimentos de onda para os tempos de
fotoativação de 15, 40, 60, 300 e 900 segundos
.
51
Na Figura 21 pôde-se observar que os maiores valores de microdureza
Vickers estão no comprimento de onda de 488.0 nm para todos os tempos de
fotoativação. As diferenças entre os tempos de exposição não são significativas. Os
valores de microdureza para os comprimentos de onda de 476.5 e 501.7 nm
apresentaram valores de microdureza próximos, não sendo diferentes
estatisticamente,
independentemente do tempo de exposição. Já os valores de
microdureza para o comprimento de onda de 514.5 nm apresentaram-se inferiores
aos demais e os tempos de 15, 40 e 60 segundos mostraram-se inferiores, sendo
estatisticamente diferentes aos outros tempos de exposição.
0 100 200 300 400 500 600 700 800 900
30
35
40
45
50
55
60
65
70
75
80
476.5 nm
488.0 nm
501.7 nm
514.5 nm
Microdureza (VHN)
tempo (s)
Figura 22: Microdureza em função do tempo de fotoativação para os comprimentos
de onda de 476.5, 488.0, 501.7 e 514.5 nm.
4.2. Teste de Grau de Conversão:
52
Os resultados do grau de conversão podem ser vistos na Figura 23, onde
estão expostos os graus de conversão para os tempos de fotoativação de 10 e 20
segundos.
475 480 485 490 495 500 505 510 515
45.0
45.5
46.0
46.5
47.0
47.5
48.0
48.5
49.0
49.5
50.0
10s
20s
Grau de conversão (%)
Comprimento de onda (nm)
Figura 23: Grau de conversão em função do comprimento de onda para os tempos
de 10 e 20 segundos.
Na Figura 23 observa-se que no comprimento de onda de 488.0 nm
encontraram-se os maiores valores de grau de conversão para os dois tempos de
exposição. Para os comprimentos de ondas de 476.5 e 514.5 nm com 20 segundos
de exposição, os valores
do grau de conversão foram levemente menores que o
comprimento de onda de 488.0 nm. Para os tempos de 10 segundos os valores do
grau de conversão são menores, mas não apresentaram diferença significante
entre si. Os valores do grau de conversão para o comprimento de onda de 501.7
nm foram menores em relação ao 488.0 nm (para os dois tempos de exposição). E
menores em relação aos comprimentos de onda de 476.5 e 514.5 nm (com 20
segundos de exposição). Entretanto, não apresentaram diferenças significativas
entre os dois tempos de exposição.
53
4.3. Teste de variação de temperatura durante a fotoativação:
Na Figura 24, pode-se verificar as variações de temperaturas em função dos
tempos de fotoativação para os comprimentos de onda de 476.5, 488.0, 501.7 e
514.5 nm. Na Figura 25, estão as variações de temperatura para os tempos de
fotoativação de 15, 40 e 60 segundos. Na Figura 25, já estão expressos os valores
de variações de temperaturas, entretanto para melhor visualização foram colocados
também na Figura 25.
0 60 120 180 240 300 800 850 900 950
0
2
4
6
8
10
12
14
16
18
20
22
24
26
28
30
32
34
36
38
40
476.5 nm
488.0 nm
501.7 nm
514.5 nm
∆T (
o
C)
tempo (s)
Figura 24: Variação de temperaturas versus tempos de fotoativação para os
comprimentos de onda de 476.5, 488.0, 501.7 e 514.5 nm.
54
0 102030405060
0
5
10
15
20
25
30
∆T (
o
C)
Tempo (s)
476.5 nm
488.0 nm
501.7 nm
514.5 nm
Figura 25: Variação de temperatura versus tempos de fotoativação para os
comprimentos de onda de 476.5, 488.0, 501.7 e 514.5 nm.
Nas Figuras 24 e 25, pode-se visualizar as variações de temperatura para
os comprimentos de onda examinados. A linha do 488.0 nm sofreu a menor
variação térmica para todos os tempos de exposição, seguidas pelas linhas de
514.5, 476.5 e 501.7 nm, respectivamente. Contudo, as variações térmicas para 15
segundos de exposição para os comprimentos de onda de 488.0 e 514.5 nm não
foram estatisticamente diferentes.
4.4. Teste de ablação com Er:YAG:
Os resultados podem ser visualizados nas Figuras 33 a 37. Os valores
foram expressos em volume (mm) ablacionado versus energia por pulso (mJ),
sendo que cada Figura representa um tempo de fotoativação. A freqüência utilizada
foi 2 Hz e o tempo de exposição à irradiação para a ablação foi de 10 segundos.
55
0 50 100 150 200 250 300
0.00
0.02
0.04
0.06
0.08
0.10
0.12
0.14
Volume (mm
3
)
Energia por pulso (mJ)
476.5nm
488.0nm
501.7nm
514.5nm
[15s]
Figura 26: Volume removido versus Energia por pulso para resina Z-250
fotoativada durante 15 segundos e ablacionada com Laser Er:YAG com
comprimento de onda 2.94µm e freqüência de 2 Hz por 10 segundos.
Na Figura 26, pôde-se observar que os volumes ablacionados (removidos)
para energia por pulso de 100mJ foram praticamente iguais, não apresentando
diferenças significativas. Para a energia de 200mJ, o maior volume ablacionado foi
para o comprimento de onda de 514.5 nm. Para as linhas de 488.0 e 501.7 nm os
volumes ablacionados foram semelhantes e para 476.5 nm o volume ablacionado
foi o menor. Para a energia por pulso de 300mJ, o volume ablacionado para o
comprimento de onda de 514.5 nm, foi o maior. Para os comprimentos de onda
501.7 e 476.5 nm os volumes apresentaram-se semelhantes e o menor volume
ablacionado foi para a linha de 488.0 nm, com diferença estatisticamente
significante.
56
0 50 100 150 200 250 300
0.00
0.02
0.04
0.06
0.08
0.10
0.12
0.14
Volume (mm
3
)
Energia por pulso (mJ)
476.5nm
488.0nm
501.7nm
514.5nm
[40s]
Figura 27: Volume removido versus Energia por pulso para resina Z-250
fotoativada durante 40 segundos e ablacionada com Laser Er:YAG com
comprimento de onda 2.94µm e freqüência de 2 Hz por 10 segundos.
Na Figura 27, observa-se que os volumes ablacionados para energia de
100mJ também foram praticamente iguais não apresentando diferenças
significativas. Os volumes ablacionados com a energia de 200mJ, foram maiores
para os comprimentos de onda de 514.5, 488.0 e 501.7 nm. O volume ablacionado
para o comprimento de onda de 476.5 nm foi o menor. Para a energia de 300mJ, os
volumes ablacionados com as linhas de 501.7 e 514.5 nm apresentaram-se entre
os maiores valores. As linhas de 488.0 e 476.5 nm mostraram os menores volumes
ablacionados, com diferença estatisticamente significante.
57
0 50 100 150 200 250 300
0.00
0.02
0.04
0.06
0.08
0.10
0.12
0.14
0.16
0.18
Volume (mm
3
)
Energia por pulso (mJ)
476.5nm
488.0nm
501.7nm
514.7nm
[60s]
Figura 28: Volume removido versus Energia por pulso para resina Z-250
fotoativada durante 60 segundos e ablacionada com Laser Er:YAG com
comprimento de onda 2.94µm e freqüência de 2 Hz por 10 segundos.
Na Figura 28, pôde-se ressaltar que os volumes ablacionados para a
energia de 100mJ foram similares, não apresentando diferenças significativas. Com
a energia de 200mJ, a linha de 501.7 nm apresentou o maior volume ablacionado.
Com as linhas de 488.0 e 514.5 nm, os volumes ablacionados foram levemente
menores e não apresentaram diferenças significantes relevantes, o volume
ablacionado para o comprimento de onda de 476.5 nm foi o menor. Para a energia
de 300mJ, o maior volume ablacionado foi para o comprimento de onda de 501.7
nm, seguido pelos comprimentos de onda de 514.5, 476.5 e 488.0 nm,
respectivamente, com diferença estatisticamente significante.
58
0 50 100 150 200 250 300
0.00
0.02
0.04
0.06
0.08
0.10
0.12
0.14
Volume (mm
3
)
Energia por pulso (mJ)
476.5nm
488.0nm
501.7nm
514.5nm
[300s]
Figura 29: Volume removido versus Energia por pulso para resina Z-250
fotoativada durante 300 segundos e ablacionada com Laser Er:YAG com
comprimento de onda 2.94µm e freqüência de 2 Hz por 10 segundos.
Na Figura 29, pôde-se analisar que os valores de volume ablacionado para
energia a por pulso de 100mJ foram novamente análogos não apresentando
diferenças significativas. Para a energia de 200mJ, os maiores volumes foram para
os comprimentos de onda de 476.5, 501.7 e 514.5 nm, não apresentando diferença
significativa. O volume ablacionado para o comprimento de onda de 488.0 nm foi o
menor. Com a energia de 300mJ, o volume ablacionado foi maior para 501.7 nm,
seguido por 514.5 e 476.5 nm e o menor volume ablacionado foi para 488 nm, com
diferença estatisticamente significante.
59
0 50 100 150 200 250 300
0.00
0.02
0.04
0.06
0.08
0.10
0.12
Volume (mm
3
)
Energia por pulso (mJ)
476.5nm
488.0nm
501.7nm
514.5nm
[900s]
Figura 30: Volume removido versus Energia por pulso para resina Z-250
fotoativada durante 900 segundos e ablacionada com Laser Er:YAG com
comprimento de onda 2.94µm e freqüência de 2 Hz por 10 segundos.
Na Figura 30, pôde-se observar que os volumes ablacionados para energia
de 100mJ foram parecidos não apresentando diferenças significativas. Os volumes
ablacionados com a energia de 200mJ, mostraram-se maiores para o comprimento
de onda de 476.5 e 501.7 nm, e menores para os comprimentos de onda de 488.0
e 514.5 nm. Para a energia de 300mJ por pulso, os volumes ablacionados foram
levemente maiores para o comprimento de onda de 501.7 nm, seguidos por 476.5,
514.5 e 488.0 nm, respectivamente.
4.5. Teste de medição da intensidade threshold com laser Libra-s:
Os resultados obtidos foram colocados sob a forma de gráfico, podendo ser
visualizados na Figura 31. Os valores foram expressos em Intensidade threshold
(mW/µm
2
) versus tempo de fotoativação (s), sendo que cada figura representa um
60
tempo de fotoativação. A freqüência utilizada foi 1KHz (Hertz) e o tempo de
exposição à irradiação para a ablação foi de 5 segundos.
Figura 31: Intensidade threshold versus comprimento de onda, para resina Z-250
fotoativada com laser de argônio durante 15, 40, 60, 300 e 900segundos e
ablacionada com Laser Libra-S com comprimento de onda centrado em 800 nm
com freqüência de 1 KHz durante 5 segundos.
Na Figura 31, pôde-se observar que as intensidades threshold para ablação
foram parecidas, para os comprimentos de onda de fotoativação, fixando tempos de
exposição, não apresentando diferenças significativas.
475 480 485 490 495 500 505 510 515
100
110
120
130
140
150
160
170
180
190
200
15s
40s
60s
300s
900s
Intensidade Threshold (mW/µm
2
)
Comprimento de onda
61
5. DISCUSSÃO
O laser de argônio como fonte alternativa para fotoativação de resinas
compostas foi investigado por diversos autores como: Cobb et al (1996) [24],
Vargas et al (1998) [25] e St-Georges et al (2003) [26]. Estes autores compararam a
polimerização das resinas compostas com laser às fontes tradicionais, por meio de
testes mecânicos. Já Pradhan et al (2002) [10] compararam a profundidade de
penetração para o laser de argônio com as fontes tradicionais. Kluger et al (2003)
[27] e Soares et al (2003) [28] compararam o grau de conversão para resinas
compostas fotoativadas por laser de argônio e com fontes tradicionais. Cobb et al
(2000) [29] compararam o aumento de temperatura na interface polpa/dentina com
laser e fontes tradicionais.
Ao compararem-se aparelhos fotoativadores devem-se considerar alguns
fatores como: espectro de emissão, densidade de potência e custo. O espectro
deve coincidir com a absorção do fotoiniciador e a densidade de potência deve ter
um valor mínimo para garantir penetração no material restaurador. Peutzfeldt &
Asmussen (2005) [83] demonstraram que a relação densidade de potência e tempo
de exposição (densidades de energias ou dose) não conferem as mesmas
propriedades mecânicas aos compósitos dentais, ou seja, a dose que é definida
como densidade de potência vezes o tempo de exposição, não conferirá as
mesmas propriedades mecânicas. Em outras palavras, não pode-se comparar
aparelhos com densidade de potências diferentes igualando simplesmente a
62
densidade de energia ou dose. Os autores recomendam baixas densidades de
potência e exposição alta para obtenção de melhores propriedades.
Em praticamente todos estudos, nos quais compararam o uso do laser de
argônio com fontes convencionais, os autores concluíram que a polimerização com
laser de argônio é uma boa opção para fotoativação, por apresentar propriedades
mecânicas iguais ou melhores com menor tempo de exposição. O fator negativo
está relacionado ao custo elevado do equipamento [84].
Neste estudo, pôde-se verificar na Figura 21, o efeito da variação do
comprimento de onda na propriedade mecânica de microdureza. Os valores de
microdureza para o comprimento de onda de 488.0 nm estão entre os maiores, com
uma diferença mínima, em torno, de 10 % (por cento) em relação a demais.
Teoricamente, os maiores valores de microdureza estariam no comprimento de
onda de 476.5 nm (mais próximo ao pico de absorção da canforoquinona) e de
acordo com Peutzfeldt & Asmussen (2005) [83] para as maiores densidades de
energia ou tempo de exposição. Esperar-se-ia, portanto os maiores valores de
microdureza, fato não observado.
Na Figura 22, observa-se que, para o comprimento de onda de 514.5 nm, o
comportamento da microdureza em função do tempo de exposição aumenta até o
tempo de 300s. Quando atinge o tempo de 900s, nota-se uma pequena queda no
valor de microdureza. Já para os comprimentos de 476.5, 488.0 e 501.7 nm os
valores de microdureza oscilam em função do tempo de exposição. Entretanto,
pode-se verificar que os maiores valores de microdureza estão para o comprimento
de onda de 488.0 nm, independente do tempo de exposição. Os comprimentos de
onda de 476.5 e 501.7 nm oscilam em função do tempo de exposição,
apresentando uma diferença maior para o tempo de 900s. Contudo, pode-se dizer
que a eficiência para a fotoativação com os dois comprimentos de onda é
praticamente a mesma.
63
De acordo com a literatura, baixas densidades de potências resultam em
menor contração de polimerização, menor stress e menor aquecimento [85, 86, 87]
contudo, considerando a Figura 22, os corpos-de-prova fotoativados com baixas
densidades de potências obteram propriedades inferiores, pois para compensar as
de baixas densidades potências, aumenta-se a densidade de energia (ou tempo de
exposição). Altos tempos de exposição não conferem melhores propriedades
mecânicas (microdureza), conforme mostrado.
É importante ressaltar que menor contração de polimerização, menor
“stress“ de polimerização e menor aquecimento são extremamente importantes.
Contudo ao zelar por esses cuidados, as propriedades mecânicas não devem ser
esquecidas. Deve-se otimizar todas as propriedades. Ou seja, ter uma microdureza
não tão alta para não afetar as demais propriedades.
Com isso, observando as Figuras 21 e 22, têm-se os maiores valores de
microdureza para o comprimento de onda de 488.0 nm. Entretanto não se deve
desprezar os comprimentos de onda de 476.5 e 501.7 nm. Deve-se verificar outras
propriedades como, por exemplo, grau de conversão.
Ao avaliar-se qual comprimento de onda é mais eficaz deve-se preocupar
com a absorção do fotoiniciador e com as propriedades ópticas do material
restaurador. Como pode ser visto no estudo de Pradhan et al (2002) [10], os
autores compararam a profundidade de penetração para o laser de argônio com
dois comprimentos de onda (488.0 e 514.5 nm) e multiline com lâmpada halógena
com filtros acoplados que permitiam a emissão de uma banda com mais ou menos
10 nm centrados em 468.0 e 488.0 nm. Os autores verificaram que a maior
penetração de luz ocorreu para o laser de argônio com comprimento de onda de
488.0 nm, seguidos pelo multiline e 514.5 nm. A penetração de luz foi menor para
os dois comprimentos de onda da lâmpada halógena, quando comparada ao laser.
A diferença de penetração de luz para o laser de argônio e a lâmpada halógena
64
atribui-se a coerência, isto é, para o laser coerente à penetração de luz é maior.
Todavia a diferença de penetração entre os comprimentos de ondas do laser de
argônio (488.0 e 514.5 nm) não pode ser atribuída à coerência, pois ambos são
coerentes e possuíam praticamente a mesma densidade de potência. É importante
ressaltar que a penetração de luz e o espectro de absorção da canforquinona são
fenômenos distintos. A maior penetração não necessariamente estará concordando
com o espectro de absorção da canforquinona Clewel [88] demonstrou que o
espalhamento de luz é diferente para comprimentos de onda distintos e tamanhos
de partículas, (estudo realizado com partículas em solução), cujo efeito também
podem ser observados e extrapolados a partículas em matriz polimérica. Com isso,
pode-se dizer que: se a penetração e espalhamento de luz são diferentes, a
absorção também é diferente, fato medido indiretamente pela variação térmica.
Os comprimentos de onda influenciam as propriedades ópticas, mecânicas
e químicas. As propriedades químicas que neste estudo são investigadas por meio
do grau de conversão, também são influenciadas pela variação do comprimento de
onda durante a fotoativação, conforme pode ser visto na Figura 23, evidencia-se
que o grau de conversão é maior para o comprimento de onda de 488.0 nm, com
diferença mínima, em torno, de 7 % em relação a demais. Concordando com o
teste mecânico.
De acordo com a literatura as propriedades mecânicas e o grau de
conversão aumentam juntamente ao aumento da temperatura. [89, 92] Analisando
as Figuras 21, 23 e 24, pode-se verificar que a propriedade mecânica de
microdureza superficial não se alterou com o aumento da temperatura durante a
fotoativação, isso, deve-se ao fato da reação de polimerização que confere as
propriedades mecânicas e grau de conversão ser uma reação extremamente
rápida. A variação de temperatura aumenta as propriedades, quando os compósitos
estão à uma temperatura superior a temperatura ambiente (no mínimo 10
o
C), pois,
65
aumenta-se a vibração das moléculas aumentando-se assim a mobilidade dos
fotoiniciados e monômeros, conferindo melhores propriedades [85, 86, 93] Com
isso pode-se afirmar que a variação térmica sofrida durante a fotoativação não
aumenta as propriedades.
Nas Figuras 24 e 25, observa-se que a menor variação térmica ocorreu para
o comprimento de onda de 488.0 nm. Para o comprimento de onda 476.5 nm a
variação térmica esteve entre as maiores, sendo menor apenas que o comprimento
de onda de 514.5 nm. A junção desses dois parâmetros leva a crer que a energia
fornecida para a fotoativação da resina foi absorvida e transformada em calor de
maneiras distintas. Para o comprimento de onda de 488.0 nm a luz foi menos
absorvida do que para 476.5 nm, ou seja, uma maior excitação de fotoiniciadores
ocorreu para o comprimento de onda de 488.0 nm apesar de estar mais distante do
pico de excitação da canforquinona.
Observando a variação de temperatura nas Figuras 24 e 25 Figura 25, nota-
se que para qualquer comprimento de onda e tempo de exposição à variação
térmica excede 5,5
o
C, temperatura limite relatada por Zach e Cohen [55].
Considerando o estudo de Baldissara et al [94] todos os comprimentos de onda
com exposição de 15 segundos promoveram alteração de temperatura menor a
temperatura limite (12,2
o
C). É lógico que a temperatura limite ocorre na polpa
dental, e a medida neste estudo ocorre no material restaurador. Entretanto, deve-se
tomar cuidado para não aquecer excessivamente a polpa dental. Cobb et al [29]
analisaram aquecimento na interface polpa/dentina para fotoativação com fontes
tradicionais e laser de argônio. Para todas amostras os aumentos de temperaturas
foram menores para o laser de argônio. No caso das amostras polimerizadas com
laser de argônio, os autores avaliaram o aumento de temperatura com laser de
argônio (multiline) com intensidade aproximada de 1000 mW/cm
2
para os tempos
de 5, 10 e 20 segundos. As resinas foram fotoativadas sobre pastilhas de 1 e 2 mm
66
de dentina. Para todos os casos com dentina/resina o aumento de temperatura na
interface polpa/dentina foram inferiores a 5
o
C. Para as amostras de apenas dentina
os aumentos de temperatura na interface foram maiores que 5,5
o
C. O que permite
dizer que o aumento de temperatura não afetará prejudicialmente a polpa dental.
Com isso, a preocupação restringe ao efeito da temperatura nas propriedades em
função da variação do comprimento de onda.
A fotoativação adequada das resinas compostas é extremamente importante
para obtenção de uma restauração bem sucedida, pois, caso contrário, segundo
Martin [95], a polimerização inadequada resulta em propriedades físicas inferiores,
alteração de coloração, maior solubilidade no meio bucal, reincidência de cárie,
aumento da microinfiltração e irritação pulpar acarretando em prejuízos à qualidade
da restauração e insatisfação dos pacientes.
As altas densidades de energia ou altos tempos de exposição não
apresentam mellhores propriedades mecânicas, conforme pode ser visto na Figura
21.
No caso da ablação dos materiais restauradores, no regime de pulsos
longos, o volume removido também sofre influência da maneira como as resinas
são fotoativadas (densidade de potência e comprimento de onda). Neste estudo
observa-se a variação do comprimento de onda, conforme pode ser visto nas
Figuras 26 a Figura 30, que nesta dissertação denomina-se de “resistência à
ablação”.
Lizarelli el al [96] reportaram as diferenças no volume ablacionado para três
resinas com composições e cargas diferentes (híbrida, microparticulada e
compactável). Para a resina híbrida foram removidos os maiores volumes,
independente da energia por pulso, seguidos pelas resinas microparticulada e
compactável. Os autores relacionaram as diferenças de volume ablacionado com a
67
dificuldade em remover o material, devido às composições de cada material, ou
seja, quanto menor o volume removido maior a dificuldade ao processo de ablação.
As Figuras 26 a 30 mostraram que para a energia por pulso de 100 mJ os
volumes removidos não diferenciaram-se, ou seja, para baixas energias não há
diferenças nos volumes removidos. Na Figura 26, nota-se para energia de 200mJ
que os maiores volumes removidos foram para a linha de 514.5 nm e os menores
volumes foram para 476.5 nm. Para a energia de 300mJ, os maiores volumes
removidos também foram para a linha de 514.5 nm, entretanto, os menores para
488.0 nm. A resistência à ablação, é diretamente proporcional ao menor volume
removido no processo de ablação, isto é, quão maior é à força de ligação entre as
próprias cadeias poliméricas e também as cargas inorgânicas, mais difíceis são tais
remoções. Com isso, ainda na Figura 26, a maior resistência à ablação ocorreu
para 476.5 nm com a energia de 200mJ. Para a energia de 300mJ a linha de 488.0
nm obteve a maior resistência.
Na Figura 27, pode-se observar que para a energia de 200mJ a maior
resistência à ablação ocorreu para 476.5 nm, para ambas as energias, 200 e
300mJ. Na Figura 28, também pôde-se observar que para a energia de 200mJ que
a maior resistência foi para 476.5 nm. Para a energia de 300mJ, a maior resistência
ocorreu para 488.0 nm. Na Figura 29, também pôde-se notar que para a energia de
200mJ e 300mJ que as maiores resistências ocorreram para 488.0 nm. Na Figura
30, verificou-se que para a energia de 200mJ e 300mJ as maiores resistências
ocorreram em 488.0 nm.
Observando os mesmos parâmetros de fotoativação como, por exemplo,
nas Figura 26 e Figura 28 esperar-se-ia que a maior resistência à ablação se
mantivesse em função da energia por pulso não havendo a inversão entre 476.5 e
488.0 nm para as energias de 200 e 300mJ. Segundo Lizarelli et al [56] conforme
aumenta-se a energia por pulso aumenta-se também a ejeção do material orgânico.
68
Esse mesmo absorve a energia do pulso diminuindo a eficiência da ablação, ou
seja, inicialmente o volume removido durante o processo de ablação aumenta
proporcionalmente com o aumento da energia, alcançando uma eficiência máxima.
Depois desse máximo há um decaimento no volume ablacionado, pela competição
da absorção do material com as partículas ejetadas.
No caso das Figuras 26 a 30, com baixa dose, os valores máximos de
volume ablacionado foram deslocados em função do comprimento de onda de
fotoativação, alterando, assim, o volume ablacionado. Nas Figuras 29 e Figura 30,
com altas doses, as maiores resistências à ablação estão em 488.0 nm, não
ocorrendo tal mudança. A resistência à ablação parece em algum momento, estar
levemente deslocada em relação ao espectro absorção da canforoquinona, 400 a
520 nm com pico próximo a 470 nm [42] para doses de irradiação altas, pois, se
esperaria que a resistência à ablação concordasse com o espectro da
canforquinona, assim como são esperados para as demais propriedades.
A avaliação da eficácia do comprimento de onda de fotoativação por meio
do volume ablacionado ou resistência à ablação mostra-se eficaz para avaliar a
polimerização ou o quanto fortemente as moléculas das resinas estão ligadas.
Na Figura 31, pode-se observar que as intensidades “threshold” para
ablação, em regime de femtossegundos, foram parecidas para todos os
comprimentos de onda, quando fixado o tempo de exposição. Ou seja, os
comprimentos de onda não influnciam a intensidade threshold de ablação, em
regime de femtossegundos. O tempo de fotoativação ou densidade de energia
influenciam no valor de intensidade threshold. Para os tempos de 15 e 300s estão
os maiores valores de threshold. Indicando uma ligação molecular mais forte entre
as moleculas poliméricas. Pois o maior valor de threshold está associado a uma
maior dificuldade dos elétrons em ultrapassar a barreira energética para formar
plasma.
69
Os tempos de 40 e 60s os valores do thresholdmostraram-se menores aos
tempos de 15 e 300s. Já o tempo de 900s mostrou-se inferior a todos. As altas
densidades de energia (ou altos tempos de exposição), durante a fotoativação, não
melhoram as propriedades mecânicas (microdureza), comforme mostrado nas
Figuras 21 e 22. Do ponto de vista de intensidade threshold pode ter fragilizado o
material, pois os resultados obtidos com 900s foram inferiores. A analisado as
Figuras 24 e 31 juntas, pode-se verificar a fragilização do material, que ocorre
simutaneamente com a alta variação de temperatura. Indicando, prejuízos ao
material a altas temperaturas.
De acordo com a literatura, mesmo quando o número de elétrons livres
produzidos por essa absorção do material é pequeno, o feixe de luz, em regime de
femtossegundos, ainda é capaz de promover o início para a avalanche de elétrons.
Como resultado, a intensidade threshold de ablação, no regime de
femtossegundos, é independente da energia de ligação dos elétrons, ou seja, não é
sensível à absorção linear, mas sim aos defeitos de fragilização e impurezas do
material. [79] Em relação ao comprimento de onda de fotoativação também não é
sensível. A intensidade threshold, no regime de femtossegundos, não difencia a
polimerização, como os demais testes as propriedades em função do comprimento
de onda. Isso deve-se ao mecanismo da interação da luz com o meteial, com esta
potência e duração do pulso. A energia necessária para ionizar um elétron e
acelerá-lo é praticamente a mesma, seja para um monômero ou para um polímero,
com isso, a intensidade “threshold” de ablação não é capaz de diferenciar qual
fotoativação foi melhor.
70
6. CONCLUSÃO:
Com o presente trabalho pode-se concluir que a melhor região espectral
para a fotoativação da resina composta está entre 476.5 e 488.0nm, com o laser de
argônio. O comprimento de onda de 488.0 nm é mais vantajoso, quando analisados
os testes de microdureza, grau de conversão e variação de temperatura.
Quando analisada a ablação com pulso longo, o comprimento de onda e
altas doses de fotoativação interferem no volume removido durante o processo de
ablação com laser de Er:YAG. Os volumes removidos são diferentes em função do
comprimento de onda e doses de fotoativação, conforme demonstrado. Tal
diferença pode ser utilizada para avaliar a fotoativação da resina composta. Para
doses baixas de fotoativação, os melhores comprimentos de onda, para
polimerização, foram 476.5 e 488.0 nm, dependendo da energia utilizada para
ablação. Para doses altas de fotoativação, o melhor comprimento de onda para a
polimerização foi 488.0 nm. A intensidade threshold, em regime de
femtossegundos, não é capaz de difenciar qual comprimento de onda é melhor para
a fotoativação em função do comprimento de onda.
As altas doses de energia ou altos tempos de exposição não conferem
melhores propriedades mecânicas e fisico-químicas.
71
7. REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS:
1.
Leinfelder, K.F., Posterior composite resins: the materials and their clinical
performance. J Am Dent Assoc, 126(5): p. 663-4, 667-8, 671-2 passim.
1995.
2.
Suh, B.I., Controlling and understanding the polymerization shrinkage-
induced stresses in light-cured composites. Compend Contin Educ Dent
Suppl, (25): p. S34-41. 1999
3.
Dunn, W.J.; Bush A.C., A comparison of polymerization by light-emitting
diode and halogen-based light-curing units. J Am Dent Assoc, 133(3): p.
335-41. 2002.
4.
Blankenau, R.J., et al., Wavelength and intensity of seven systems for visible
light-curing composite resins: a comparison study. J Am Dent Assoc, 106(4):
p. 471-4.1983.
5.
Caughman, W.F.; Rueggeberg F.A.; Curtis, Jr. J.W., Clinical guidelines for
photocuring restorative resins. J Am Dent Assoc, 126(9): p. 1280-2, 1284,
1286. 1995.
6.
Lee, S.Y., et al., Leached components from dental composites in oral
simulating fluids and the resultant composite strengths. J Oral Rehabil,
25(8): p. 575-88. 1998.
7.
Nelson, S.K., et al., Effect of glutaraldehyde cold sterilants on light
transmission of curing tips. Quintessence Int, 28(11): p. 725-30. 1987.
8.
Fan, P.L., et al., Irradiance of visible light-curing units and voltage variation
effects. J Am Dent Assoc, 115(3): p. 442-5. 1987.
9.
Cook, W.D., Photopolymerization Kinetics of Dimethacrylates Using the
Camphorquinone Amine Initiator System. Polymer, 33(3): p. 600-609. 1992.
10.
Pradhan, R.D., Melikechi, N.; Eichmiller, F., The effect of irradiation
wavelength bandwidth and spot size on the scraping depth and temperature
rise in composite exposed to an argon laser or a conventional quartz-
tungsten-halogen source. Dent Mater, 18(3): p. 221-6. 2002.
11.
Atmadja, G.; Bryant, R.W., Some factors influencing the depth of cure of
visible light-activated composite resins. Aust Dent J, 1990. 35(3): p. 213-8.
12.
Christensen, R.P., et al., Resin polymerization problems--are they caused by
resin curing lights, resin formulations, or both? Compend Contin Educ Dent
Suppl, (25): p. S42-54; quiz S74. 1999.
13.
Whitters, C.J.; Girkin, J.M.; Carey, J.J., Curing of dental composites by use
of InGaN light-emitting diodes. Optics Letters, 1999. 24(1): p. 67-68.
14.
Yearn, J.A., Factors affecting cure of visible light activated composites. Int
Dent J, 35(3): p. 218-25. 1985.
15.
Kurachi, C., Estudo comparativo do laser, do led azul e da lâmpada
convencional no processo de polimerização da resina composta dental. in
Ciência e Engenharia de Materiais ESSC/IFSC/IQSC-USP: Programa
interunidades, Universidade de São Paulo, São Carlos,: p. 80. 2000
16.
Rastelli, A.N.S., Avaliação de um aparelho de luz halógena e um dispositivo
LEDs na técnica de fotoativação trans-dental. Estudo da profundidade de
polimerização pelos testes de Dureza e espectroscopia de fluorescência. In
Faculdade de Odontologia de Araraquara, da Universidade Estadual
Paulista “Júlio de Mesquita Filho” - UNESP, como parte dos requisitos para
obtenção do título de Doutora em Odontologia - Área de Dentística
Restauradora, 2004.
17.
Blankenau, R.J., et al., Degree of composite resin polymerization with visible
light and argon laser. Am J Dent, 4(1): p. 40-2. 1991.
72
18. Mills, R.W.; K.D. Jandt; S.H. Ashworth, Dental composite depth of cure with
halogen and blue light emitting diode technology. Br Dent J, 186(8): p. 388-
91. 1999.
19.
Jandt, K.D., et al., Depth of cure and compressive strength of dental
composites cured with blue light emitting diodes (LEDs). Dent Mater, 16(1):
p. 41-7. 2000.
20.
Knezevic, A., et al., Degree of conversion and temperature rise during
polymerization of composite resin samples with blue diodes. J Oral Rehabil,
28(6): p. 586-91. 2001.
21.
Uhl, A.; Sigusch B.W.; Jandt, K.D., Second generation LEDs for the
polymerization of oral biomaterials. Dent Mater, 20(1): p. 80-7. 2004.
22.
Tsai, P.C.; Meyers I.A.; Walsh, L.J., Depth of cure and surface
microhardness of composite resin cured with blue LED curing lights. Dent
Mater, 20(4): p. 364-9. 2004.
23.
Uhl, A., et al., Time dependence of composite shrinkage using halogen and
LED light curing. Dent Mater, 21(3): p. 278-86. 2005.
24.
Cobb, D.S., Vargas, M.A.; Rundle, T., Physical properties of composites
cured with conventional light or argon laser. Am J Dent, 9(5): p. 199-202.
1996.
25.
Vargas, M.A., D.S. Cobb, and J.L. Schmit, Polymerization of composite
resins: argon laser vs conventional light. Oper Dent, 1998. 23(2): p. 87-93.
26.
St-Georges, A.J., et al., Irradiance effects on the mechanical properties of
universal hybrid and flowable hybrid resin composites. Dent Mater, 19(5): p.
406-13. 2003.
27.
Kluger, W., et al., Degree of conversion and curing depth of composite
materials using a conventional curing light and an argon laser. Lasers in
Surgery and Medicine (Abstr): p. 15. 2003
28.
Soares, L.E.S., Martin, A.A.; Pinheiro, A.L.B., Degree of conversion of
composite resin: A raman study. Journal of Clinical Laser Medicine &
Surgery, 21(6): p. 357-362. 2003.
29.
Cobb, D.S., Dederich, D.N.; Gardner, T.V., In vitro temperature change at
the dentin/pulpal interface by using conventional visible light versus argon
laser. Lasers Surg Med, 26(4): p. 386-97. 2000.
30.
Lizarelli, R.d.F.Z., Ablacao a laser de substratos dentais: esmalte, dentina e
resinas compostas. in Ciencia e Engenharia dos Materiais. Programa
Interunidades: EESC/IFSC/IQSC-USP. Universidade de São Paulo: São
Carlos: p. 253. 2002.
31.
Anusavice, K.J., Restorative Resins, in Phillip's science of dental materials.
W B Saunders: Philadelphia: p. 273-299. 1996.
32.
Andrzejewska, E., Photoinitiated polymerization of multifunctional
monomers. Polimery, 46(2): p. 88-99. 2001.
33.
Peutzfeldt, A., Resin composites in dentistry: The monomer systems.
European Journal of Oral Sciences, 105(2): p. 97-116. 1997.
34.
Sideridou, I.; Tserki V.; Papanastasiou, G., Effect of chemical structure on
degree of conversion in light-cured dimethacrylate-based dental resins.
Biomaterials, 23(8): p. 1819-1829, 2002.
35.
Ferracane, J.L.; Greener, E.H., The Effect of Resin Formulation on the
Degree of Conversion and Mechanical-Properties of Dental Restorative
Resins. Journal of Biomedical Materials Research, 20(1): p. 121-131. 1986.
36.
Stansbury, J.W.; Dickens, S.H., Network formation and compositional drift
during photo-initiated copolymerization of dimethacrylate monomers.
Polymer, 42(15): p. 6363-6369. 2001.
73
37. Asmussen, E.; Peutzfeldt, A., Influence of UEDMA, BisGMA and TEGDMA
on selected mechanical properties of experimental resin composites. Dental
Materials, 14(1): p. 51-56. 1998.
38.
Corrêa, I.C., Análise do grau de conversão de uma resina experimental
fotopolimerizável: Um estudo espectrométrico em função de diferentes
fotoiniciadores e fontes de luz. in Faculdade de Odontologia da USP.
Universidade de São Paulo: São Carlos, 2003.
39.
Moriyama, T.M., Ablação de resinas compostas com laser de Er:YAG sob
diferentes fluxos de água,. in Física aplicada. Programa: IFSC-USP.
Universidade de São Paulo. p. 37. 2006.
40.
Bussat, A.L.S., Capítulo 12: Restaurações de classe IV e atípicas em dentes
anteriores. in Dentística: filosofia, conceitos e prática clínica., p. 348, 2005.
41.
Stevens, M.P., Polymer chemistry: An introduction. New York: Oxford
University Press, (3). 1999.
42.
Cook, W.D., Thermal Aspects of the Kinetics of Dimethacrylate
Photopolymerization. Polymer, 33(10): p. 2152-2161. 1992.
43.
Nie, J., et al., A reappraisal of the photopolymerization kinetics of
triethyleneglycol dimethacrylate initiated by camphorquinone-N,N-dimethyl-p-
toluidine for dental purposes. Acta Polymerica, 49(4): p. 145-161. 1998.
44.
Callister Jr., W.D., Ciências e Engenharia de Materiais: Uma introdução.
Livros técnicos e ciêntificos Editora S.A., p. 589. 2002.
45.
Hashimoto, K.; Inai, N.; Tagami, J., Evaluation of the light intensity of high
intensity light units. Am J Dent, 19(3): p. 143-6. 2006.
46.
Elhejazi, A.A., The effects of temperature and light intensity on the
polymerization shrinkage of light-cured composite filling materials. J
Contemp Dent Pract, 7(3): p. 12-21. 2006.
47.
Ramp, L.C., J.C. Broome, and M.H. Ramp, Hardness and wear resistance of
two resin composites cured with equivalent radiant exposure from a low
irradiance LED and QTH light-curing units. Am J Dent, 2006. 19(1): p. 31-6.
48.
Cavalcanti, A.N., et al., Effect of different mouthrinses on Knoop hardness of
a restorative composite. Am J Dent, 18(6): p. 338-40. 2005.
49.
Aguiar, F.H., Braceiro, A. T., Ambrosano, G. M., Lovadino, J. R.,
Hardness and diametral tensile strength of a hybrid composite resin
polymerized with different modes and immersed in ethanol or distilled water
media. Dent Mater, 21(12): p. 1098-103. 2005.
50.
Hashimoto, K., Inai, N.; Tagami, J., Evaluation of the light intensity of high
intensity light units. Am J Dent, 19(3): p. 143-6. 2006.
51.
Elhejazi, A.A., The effects of temperature and light intensity on the
polymerization shrinkage of light-cured composite filling materials. J
Contemp Dent Pract, 7(3): p. 12-21. 2006.
52.
Ramp, L.C.; Broome, J.C.; Ramp, M.H., Hardness and wear resistance of
two resin composites cured with equivalent radiant exposure from a low
irradiance LED and QTH light-curing units. Am J Dent, 19(1): p. 31-36. 2006.
53.
Rahiotis, C., et al., Curing efficiency of various types of light-curing units. Eur
J Oral Sci, 112(1): p. 89-94. 2004.
54.
Miyazaki, M., et al., Determination of residual double bonds in resin-dentin
interface by Raman spectroscopy. Dent Mater, 19(3): p. 245-51. 2003.
52. Emami, N.; Soderholm, K.J., How light irradiance and curing time affect
monomer conversion in light-cured resin composites. Eur J Oral Sci, 111(6):
p. 536-42. 2003.
53. Yoon, T.H., et al., Degree of polymerization of resin composites by different
light sources. J Oral Rehabil, 29(12): p. 1165-73. 2002.
74
54. Pianelli, C., et al., The micro-Raman spectroscopy, a useful tool to determine
the degree of conversion of light-activated composite resins. Journal of
Biomedical Materials Research, 48(5): p. 675-681. 1999.
55. Zach, L. and G. Cohen, Pulp Response to Externally Applied Heat. Oral Surg
Oral Med Oral Pathol, 1965. 19: p. 515-30.
56.
Lizarelli, R.F.Z., et al., Characterization of enamel and dentin response to
Nd:YAG picosecond laser ablation. Journal of Clinical Laser Medicine &
Surgery, 17(3): p. 127-131.1999.
57.
Lizarelli, R.F.Z., Lasers de Nd:YAG nos regimes de nano e de
picossegundos em esmalte e em dentina analises morfológica e química. in
Ciencia e Engenharia dos Materiais. Programa Interunidades:
EESC/IFSC/IQSC-USP. Universidade de São Paulo: São Carlos, 2000.
58.
Fried, D., laser ablation of dental enamel. SPIE, 3910: p. 136-148. 2000.
59.
Linde, D.v.d., Sokolowski-Tinten, K, Bialkowski, J., Laser-solid interaction in
the femtosecond time regime. Applied Surface Science, 109-110: p. 1-10.
1997.
60.
Stern, D., et al., Corneal Ablation by Nanosecond, Picosecond, and
Femtosecond Lasers at 532 and 625 Nm. Archives of Ophthalmology,
107(4): p. 587-592. 1989.
61.
Niemz, M.H., Cavity Preparation with the Nd-Ylf Picosecond Laser. Journal
of Dental Research, 74(5): p. 1194-1199. 1995.
62.
Marion, J. E.; Kim, B. M., Medical applications of ultra-short pulse lasers,
in commercial and biomedical applications of ultrafast lasers. SPIE. 3910: p.
42-50. 1999.
63.
Altshuler, G.B., Belashenkov, N. R., Karasev, V. B and Skrypnik, A. V.,
Application of ultrashort laser pulses in Dentistry. SPIE, 2080: p. 77-81.
1993.
64.
Niemz, M.H., Investigation and Spectral-Analysis of the Plasma-Induced
Ablation Mechanism of Dental Hydroxyapatite. Applied Physics B-Lasers and
Optics, 58(4): p. 273-281. 1994.
65.
Mindermann, A., Niemz, M.H., Eisenmann, L. and Loesel, F. H.,
Comparasionthree different laser systems for application in Dentistry. SPIE,
2080: p. 68-76. 1993.
66.
Kim, B.M.; Feit, M. D.; Rubenchik, A. M.; Gold, D. M., Stuart, B. C. and
Dasilva, l. B., U pulse ablation of biological tissueltrashort. SPIE: p. 24-30.
1998
67.
Serafetinides, A.A., et al., Picosecond laser ablation of dentine in
endodontics. Lasers in Medical Science, 1999. 14(3): p. 168-174.
68.
Kim, B.M., et al., Influence of pulse duration on ultrashort laser pulse ablation
of biological tissues. Journal of Biomedical Optics, 6(3): p. 332-338. 2001.
69.
White, J.M., et al., Dentin Ablation Rate Using Nd-Yag and Er-Yag Lasers.
Journal of Dental Research, 73: p. 318-318. 1994.
70.
Afanasiev, Y.V., et al., Thermal regime of laser ablation of metals by
ultrashort pulses of low fluence. Journal of Russian Laser Research, 20(3):
p. 189-201. 1999.
71.
Rode, A.V., et al., Subpicosecond laser ablation of dental enamel. Journal of
Applied Physics, 92(4): p. 2153-2158. 2002.
72.
Nolte, S., et al., Ablation of metals by ultrashort laser pulses. Journal of the
Optical Society of America B-Optical Physics, 14(10): p. 2716-2722. 1997.
73.
Bulgakova, N.M.; Bourakov, I.M.; Bulgakova, N.A., Rarefaction shock wave:
Formation under short pulse laser ablation of solids. Physical Review E,
63(4): p. art. no.-046311. 2001.
75
74. Neev, J., Silva, L. B., Feit, M.D., Perry, M.D., Rubenchik, A. M., Stuart, B.C.,
Ultrashort pulse asers for hard tissue. IEEE Journal Quantum Electronic,
1996. 2: p. 790-799.
75.
Orevsky, A.A., Da Silva, L. B., Rubenchik, A. M., Feit, M. D., Glinsky, M. E.,
Perry, M. D., Mammini, B. M., Small, W., Stuart, B. C., Plasma mediated
ablation of biological tissue with nanosencond to femtosecond laser pulses:
experiment and model. IEEE Journal Quantum Electronic, 32: p. 1717-1722.
1996.
76.
Du, D., et al., Laser-Induced Breakdown by Impact Ionization in Sio2 with
Pulse Widths from 7 Ns to 150 Fs. Applied Physics Letters, 64(23): p. 3071-
3073. 1994.
77.
Loesel, F.H.; Niemz, M.H.; Bille, J.B.; Juhasz, T., Laser induced optical
breakdown on hrad and soft tissues and its dependence on pulse duration:
Experiment and model. IEEE Journal Quantum Electronic, 32: p. 1717-1722.
1996.
78.
Perry, M.D., et al., Ultrashort-pulse laser machining of dielectric materials.
Journal of Applied Physics, 85(9): p. 6803-6810. 1999.
79.
Rubenchik, A.M.; Feit, M.D.; Shore, B.W., Unique aspects of laser energy
deposition in the fs pulse regime. SPIE, 2672: p. 243-249. 1996.
80.
Gamaly, E.G., et al., Ablation of solids by femtosecond lasers: Ablation
mechanism and ablation thresholds for metals and dielectrics. Physics of
Plasmas, 9(3): p. 949-957. 2002.
81.
Dederich, D.N., Laser Tissue Interaction - What Happens to Laser-Light
When It Strikes Tissue. Journal of the American Dental Association, 124(2):
p. 57-61. 1993.
82.
Londom, R.A., et al., Hydrodynamic model for ultra-short pulse ablation of
hard dental tissue. SPIE,. 2676: p. 231-242. 1996.
83.
Peutzfeldt, A. and E. Asmussen, Resin composite properties and energy
density of light cure. J Dent Res, 84(7): p. 659-62. 2005.
84.
Fleming, M.G.; Maillet, W.A., Photopolymerization of composite resin using
the argon laser. J Can Dent Assoc, 65(8): p. 447-50. 1999.
85.
Ilie, N., et al., Shrinkage behavior of a resin-based composite irradiated with
modern curing units. Dental Materials, 21(5): p. 483-489. 2005.
86.
Apicella, A., et al., Light shielding effect of overlaying resin composite on the
photopolymerization cure kinetics of a resin composite and a dentin
adhesive. Dental Materials, 21(10): p. 954-961. 2005.
87.
Sakaguchi, R.L., B.D. Wiltbank, and C.F. Murchison, Contraction force rate
of polymer composites is linearly correlated with irradiance. Dental Materials,
20(4): p. 402-407. 2004.
88.
Clewel, D.H., Scattering of Light by Pigment Particles. Journal of the Optical
Society of America,. 31: p. 521-527. 1941
89.
Trujillo, M., Newman, S.A.; Stansbury, J.W., Use of near-IR to monitor the
influence of external heating on dental composite photopolymerization.
Dental Materials, 20(8): p. 766-777. 2004.
90.
Lovell, L.G., et al., The effect of cure rate on the mechanical properties of
dental resins. Dental Materials, 17(6): p. 504-511. 2001.
91.
Stewardson, D.A., et al., Thermal changes and cure depths associated with
a high intensity light activation unit. J Dent, 32(8): p. 643-51. 2004.
92.
Musanje, L. and B.W. Darvell, Effects of strain rate and temperature on the
mechanical properties of resin composites. Dent Mater, 20(8): p. 750-65.
2004.
76
93. Watts, D.C. and A. Al Hindi, Intrinsic 'soft-start' polymerisation shrinkage-
kinetics in an acrylate-based resin-composite. Dent Mater, 15(1): p. 39-45.
1999.
94.
Baldissara, P.; Catapano, S.; Scotti, R.; Clinical and histological evaluation of
thermal injury thresholds in human teeth: A preliminary study. Journal of Oral
Rehabilitation, 24(11): p. 791-801. 1997.
95.
Martin, F.E., A survey of the efficiency of visible light curing units. J Dent,
26(3): p. 239-43. 1998.
96.
Lizarelli, R.F.Z., L.T. Moriyama, and V.S. Bagnato, Ultraconservative
ablation in operative and esthetic dentistry. Journal of Oral Laser
Applications, 3: p. 73-78. 2003.
97.
Lizarelli, R.D.Z., L.T. Moriyama, and V.S. Bagnato, Ablation of composite
resins using Er : YAG laser - Comparison with enamel and dentin. Lasers in
Surgery and Medicine, 33(2): p. 132-139. 2003.
98.
FRIED, D. laser ablation of dental enamel. SPIE, 3910: p. 136-148. 2000.
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