ComparaçÃo por método de elementos finitos 2d da distribuiçÃo de tensões em coroas totais metalo-cerâmicas e de cerâmica pura utilizando diferentes tipos de carregamentos



Baixar 49.09 Kb.
Encontro26.10.2017
Tamanho49.09 Kb.



COMPARAÇÃO POR MÉTODO DE ELEMENTOS FINITOS 2D DA DISTRIBUIÇÃO DE TENSÕES EM COROAS TOTAIS METALO-CERÂMICAS E DE CERÂMICA PURA UTILIZANDO DIFERENTES TIPOS DE CARREGAMENTOS
Andréa Barreira Motta1, Fernando Pereira Duda2, Luis Carlos Pereira2, Andréia R.C.C. da Cunha3

1Programa de Engenharia Mecânica, COPPE, Universidade Federal do Rio de Janeiro, Rio de Janeiro (RJ), Brasil, Professora de Prótese Dentária na Fac. de Odontologia da UNESA, Rio de Janeiro (RJ), Brasil

2Programa de Engenharia Metalúrgica e de Materiais, COPPE, Universidade Federal do Rio de Janeiro, Rio de Janeiro (RJ), Brasil

3Programa de Engenharia Metalúrgica e de Materiais, COPPE, Universidade Federal do Rio de Janeiro, Rio de Janeiro (RJ), Brasil

Professora de Prótese Dentária na Fac. de Odontologia da UNESA, Rio de Janeiro (RJ), Brasil

E-mail: andreamotta@mecanica.coppe.ufrj.br

Resumo. Através do Método de Elementos Finitos foi realizada a comparação da distribuição de tensões em coroas totais metalo-cerâmicas e de cerâmica pura submetidas a diferentes modos de carregamento. O modelo 2D de um pré-molar superior foi submetido a cargas compressivas simulando um contato fisiológico (simultâneo nas duas cúspides) e não-fisiológico (somente em uma das cúspides). Os valores de carga utilizados foram 100N de acordo com valores médios de contato funcional. Os resultados mostraram que a distribuição de tensões em todos os modelos foi bastante semelhante, no entanto, no modelo da restauração em cerâmica pura, os valores de tensões foram mais altos. A situação mais desfavorável refere-se à condição de carga aplicada apenas na cúspide lingual em ambos os modelos. As tensões de valores mais altos ficaram localizadas na interface infraestrutura/cimento, na região do sulco principal, na porção externa da face vestibular e na região cervical vestibular. Estes locais das tensões de tração máxima estão de acordo com os locais de maior frequência de fratura. Considerando-se as limitações próprias dos estudos utilizando-se modelos numéricos é possível concluir que, os valores de tensões para os modelos da restauração de cerâmica pura são mais altos, podendo ser mais danoso ao dente remanescente e que o ajuste da restauração para a obtenção de contatos fisiológicos é importante para garantir a longevidade da restauração de coroa total.
Palavras-chave: Metalo-cerâmica, All-Ceram, Distribuição de tensões, Método de elementos finitos e Fratura.

1. INTRODUÇÃO
As restaurações metalocerâmicas são amplamente utilizadas em odontologia na área de prótese dentária (ÖZCAN, 2003, CRAIG, 2004) e são consideradas o padrão ouro na odontologia (ANUSAVICE, 2012), pois apresentam alta resistência, estética aceitável e, principalmente, pelo seu baixo custo comparado às restaurações de cerâmica pura (AllCeram).

De acordo com CRAIG a taxa de falha da maioria das restaurações em metalocerâmica durante avaliação por 10 anos foi significativamente menor do que as restaurações de cerâmica pura. DE BACKER et al. (2006), em estudo longitudinal realizado na Bélgica durante 18 anos, descreveram que as razões mais comuns para a escolha da realização de preparo dentário para coroa total foram: perda extensiva de tecido dentário devido à cáries (65,9%), troca de uma restauração pré-existente (12,2%), trauma (7,7%), problemas endodônticos (6,3%), ou por motivos estéticos (5,4%). Em uma revisão de trabalhos dos últimos 50 anos relacionados à falhas em prótese fixa, GOODACRE et al. (2003) encontraram que a fratura da porcelana está em primeiro lugar no fator de falha para coroas unitárias com uma média de 3% de falhas (variando entre 2,7% a 6%) apresentando a mesma porcentagem que a necessidade de tratamento endodôntico (3%). Os outros fatores encontrados foram: perda de retenção (2%), doença periodontal (0,6%) e cáries (0,4%). PJETURSSON et al. (2007) realizaram uma revisão sistemática da taxa de sucesso em 5 anos de coroas totais de cerâmica pura e metalocerâmicas. Foram incluídos 34 trabalhos. Baseado em meta-análise, a taxa de sucesso das coroas de cerâmica pura foi de 93.3% e a metalocerâmica apresentou taxa de 95.6%. Segundo BURKE (2002) a taxa anual de falhas clínicas em relação à fratura de coroas all-Ceram se mantém consistente na faixa de 3%, sugerindo que o desempenho, em longo prazo, não depende somente da resistência do material. Os estudos clínicos da longevidade de coroas totais metalocerâmicas mostraram que a prevalência de fratura da porcelana varia entre 5 a 10% em dez anos de uso (COORNAERT et al. 1984). STRUB et al. (1988) observaram uma taxa de falha de restaurações metalocerâmicas de apenas 1% a 3% em 5 anos.

Apesar dos benefícios proporcionados pelas cerâmicas, tal material ainda apresenta fatores que remetem a estudos na busca do aprimoramento em relação à baixa resistência às forças de tração e confiabilidade (RAIGRODSKI et al. 2006), porosidades, diferenças na expansão térmica entre os vários tamanhos de partículas e elementos e defeitos superficiais que são considerados iniciadores de fratura. Complicações como a fratura da porcelana de recobrimento, ainda apresentam alta incidência (RAIGRODSKI et al. 2006; SAILER et al., 2007). COELHO et al., 2009; SWAIN, 2009 sugeriram que esta falha pode estar associada ao processamento do material. ANUSAVICE et al. (2007) enfatiza em seus estudos alguns dos fatores que induzem à formação de trincas em materiais cerâmicos, como por exemplo: tensões térmicas devido à incompatibilidade térmica, múltiplas queimas, força mastigatória localizada, contato prematuro e expansão térmica imprópria.

IMANISHI et al. (2003), avaliaram a distribuição de tensões de coroas de cerâmica pura do tipo Dicor, Empress, In-Ceram e Empress II na região de 1o molar inferior e concluíram que as cargas aplicadas horizontalmente, simulando a mastigação, também são fatores críticos na resistência dos materiais cerâmicos. Os autores acreditam que o ajuste oclusal pode diminuir a concentração de tensões em restaurações cerâmicas, e que o risco à fratura deve ser levado em conta em dentes posteriores, que estão substancialmente sujeitos à tensão.

COELHO et al, realizaram ensaio laboratorial de fadiga utilizando contato com deslizamento na cúspide disto-vestibular de molar inferior e levou a falha coesiva no sistema Allceram zirconia. Alguns trabalhos clínicos descrevem falha coesiva nas cúspides linguais neste tipo de restauração (RAIGRODSKI et al., 2006; SAILER et al., 2007; GUESS et al., 2009). Uma possibilidade para ocorrer a falha nas cúspides linguais é que a função em grupo durante o movimento lateral da mandibular (incluindo canino e os outros dentes posteriores é o esquema oclusal mais frequente na dentição permanente natural (41% comparado a 26% de guia canino), e também aumenta a frequência de acordo com a idade (PANEK et al., 2008). Então, levando em consideração uma oclusão natural, durante o movimento lateral da mandibular, no lado de não trabalho, pode ocorrer o contato entre a porção interna das cúspides linguais inferiores com a porção externa das cúspides linguais superiores (OKESON, 1998).

Devido a complexidade da geometria da coroa dental e a natureza de contato sob condições mastigatórias, a análise de fratura das coroas totais geralmente são simplificadas. As análises por método de elementos finitos (MEF) permitem realizar a variação de apenas um fator de análise, e verificar a influência deste na distribuição de tensões de todo o modelo, eliminando principalmente as variáveis inerentes à confecção laboratorial de uma restauração. Por exemplo, podem ser eliminadas as variáveis de moldagem, vazamento de modelos, inclusão, processamento da restauração e finalmente a cimentação, que são erros ou variações inerentes ao procedimento. No MEF, por ser o modelo constante, único, pode-se continuar com o modelo com as mesmas dimensões, variando-se somente o tipo de cimento, por exemplo, onde são alteradas apenas suas propriedades mecânicas e, então, se analisa qual o novo comportamento do modelo. Além disso, é uma importante ferramenta para as análises dos campos de tensões, podendo-se assim, prever as regiões de maior probabilidade de fratura.

O objetivo deste trabalho foi analisar a influência dos tipos de carregamento oclusais fisiológicos e não fisiológicos na distribuição de tensões nas coroas totais metalocerâmicas e de cerâmica pura. Além disso, verificar se haveria alguma diferença entre estes dois sistemas restauradores.
2. MATRIAIS E MÉTODO
Foi realizado o desenho de um primeiro pré-molar superior de acordo com as medidas descritas por wheeler, no programa AutoCad 2004 (Autodesk Inc., Neuchatel, Suíça). O preparo dentário foram realizados segundo as normas descritas por SHILLINBURG et al. (1988):

a) Término cervical em chanfro com medida final de 120 graus;

b) Expulsividade das paredes axiais (Vestibular e Lingual) foi de 6 graus;

c) Inclinação das cúspides Vestibular (V) e Lingual (L) obedecendo a anatomia da face oclusal do dente e arredondamento dos ângulos formados entre as paredes axiais e a face oclusal.

Foram feitos os contornos de cada parte da restauração: metal e a cerâmica,para a restauração infra-estrutura (liga metálica ou cerâmica e porcelana de recobrimento). Foi escolhido o cimento Resinoso com espessura de 0,1mm de acordo com a média dos valores encontrados na literatura (MOTTA, 2000). A liga metálica utilizada foi a de Ni-Cr e sua espessura ideal é de 0,3mm (SHILLIMBURG et al., 1988, ROSENSTIEL et al., 1988). A espessura da porcelana de recobrimento foi de aproximadamente 1,5mm por toda a região oclusal, variando um pouco mais nas faces V e L devido a própria anatomia do dente. A espessura da cerâmica foi de 0,5mm de acordo com o fabricante. As outras partes que compõem os dentes são: a região radicular, composta de dentina, cemento e o canal radicular, onde se tem a vascularização e inervação do dente, além dos tecidos adjacentes, isto é, do ligamento periodontal, osso compacto e osso esponjoso, seguindo as medidas de espessura e referências de posicionamento descritos na literatura (REES et al., 2004, LINDHE, 1999). Cada parte constituinte foi exportada individualmente para o programa específico para a análise por MEF (ABAQUS CAE, versão 6.6, Hibbit Inc., Rhode Island, USA), que os reconhece como sólidos, homogêneos, isotrópicos e a eles foram atribuídas suas propriedades elásticas. O módulo de elasticidade e o coeficiente de Poisson utilizados para cada material constituinte deste modelo estão descritos na Tabela 1 baseando-se em dados obtidos na literatura. Os valores das propriedades mecânicas utilizados para o cemento foram iguais aos da dentina, pois ambos apresentam praticamente a mesma porcentagem de material inorgânico (de 65% a 70% em peso).

Entre cada parte constituinte são geradas superfícies de contato entre elas. Estas superfícies foram consideradas perfeitas, ou seja, sem nenhum tipo de defeito ou espaço entre elas.

Foram aplicadas cargas compressivas de 100N utilizando dois tipos de carregamentos:

a) Simultâneo: Distribuição da carga nas duas cúspides do dente (cúspides V e L), no sentido vertical, ou seja, paralelo ao longo eixo do dente;

b) Somente em uma cúspide: Carregamento realizado somente na cúspide vestibular ou somente na cúspide lingual, com inclinação de 45 graus simulando situações de ajuste oclusal incorreto após a inserção da restauração, quando se tem o toque de dentes posteriores durante os movimentos laterais da mandíbula (movimentos excursivos mandibulares de trabalho e de não trabalho).

Neste trabalho foram utilizadas as condições de contorno de engaste na base do modelo, referente ao osso alveolar, de acordo com estudos anteriores onde se obtém uma resposta adequada das estruturas submetidas às cargas aplicadas (CUNHA,2005).

A malha criada neste modelo foi de formato quadrático linear CPE4R que permite uma obtenção de resultados com maior confiabilidade e seu tamanho foi definido de forma diferente para cada constituinte de acordo com a necessidade, ou seja, até que se conseguisse a melhor configuração com menor distorção. O refinamento da malha foi realizado nas partes de interesse deste estudo, sendo considerado ideal quando os valores de tensões encontrados já não apresentavam diferenças significativas. A malha final utilizada está representada na Figura 1.

Figura 1: Malha obtida no modelo de coroa total metalocerâmica.


RESULTADOS
Os resultados mostraram que quando foi aplicada carga fisiológica (Figura 2) os dois sistemas restauradores apresentaram uma distribuição de tensões bastante semelhantes. Os valores de compressão mais altos estavam localizados na região de aplicação da carga. Foi verificado valores altos de tensões máximas de tração na região do sulco principal e na interface entre a infra-estrutura e o cimento próximo à ponta da cúspide vestibular. Na região da dentina e estruturas de suporte foram encontrados apenas valores negativos, ou seja, compressão. No modelo da coroa metalocerâmica também foi encontrado valores altos de tração na região da interface entre a infra-estrutura e o cimento próximo à cúspide lingual.




(A)

(B)

Figura 2: Distribuição de Tensões – carga fisiológica – Coroa Total Metalocerâmica (A) e AllCeram (B).

No caso de aplicação de carga apenas na cúspide Lingual (Figura 3), o sistema AllCeram apresentou valores de tensões variando entre 255 e -54 Mpa, e no sistema metalocerâmico entre 338 e -118 Mpa. Os valores encontrados para o sistema AllCeram foram bem mais baixos, no entanto, a distribuição de tensões foi bastante semelhante. Os valores de compressão mais altos estavam localizados na região de aplicação da carga. Foi verificado valores altos de tensões máximas de tração na região do sulco principal e na interface entre a infra-estrutura e o cimento próximo à ponta da cúspide lingual e de forma bastante extensa na região desta mesma interface, mas voltado para a face vestibular. Na região cervical, na face vestibular foram encontrados valores bastante altos de tensão de tração.



Figura 3: Distribuição de Tensões – carga apenas na Cúspide Lingual – Coroa Total Metalocerâmica (A) e AllCeram (B).

A carga aplicada apenas na cúspide Vestibular (Figura 4), o sistema AllCeram também apresentou valores de tensões mais baixos variando entre 194 e -68 Mpa, e no sistema metalocerâmico entre 256 e -127 Mpa. A distribuição de tensões foi semelhante. Os valores de compressão mais altos estavam localizados na região de aplicação da carga. Foi verificado valores altos de tensões máximas de tração na região da interface entre a infra-estrutura e o cimento próximo à ponta da cúspide vestibular e na região desta mesma interface, mas voltado para a face vestibular, mas de forma mais branda da encontrada com aplicação da carga lingual. Na região cervical, na face lingual foram encontrados valores bastante altos de tensão de tração no modelo da coroa metalocerâmica e com valores bem mais baixos no modelo AllCeram.



Figura 4: Distribuição de Tensões – carga apenas na Cúspide Vestibular – Coroa Total Metalocerâmica (A) e AllCeram (B).

DISCUSSÃO
De acordo com os resultados apresentados neste trabalho verifica-se que a distribuição de tensões é bastante semelhante nos dois sistema de restauração, metalocerâmica e AllCeram. Este fato está relacionado principalmente ao fator de forma, ou seja, o contorno externo da restauração e o formato do preparo dentário foram os mesmos. Além disso, foi feita uma espessura uniforme tanto para os dois tipos de infra-estrutura e porcelana de recobrimento. No entanto, os valores de tensão foram bastante diferenciados, principalmente quando a carga não fisiológica, aplicada em apenas uma das cúspides, foi utilizada. Os valores referentes ao modelo AllCeram ficaram bem mais baixos que os encontrados para o modelo da coroa metalocerâmica.

Os estudos de longevidade as coroas totais de ambos os sistemas restauradores apresentam semelhança nos resultados de índices de falhas, o que estaria de acordo com os resultados deste trabalho considerando uma oclusão fisiológica.

Neste estudo, os valores de compressão mais altos foram encontrados no ponto de aplicação da carga. Foi aplicada uma carga distribuída por uma área e não pontualmente, simulando em duas dimensões a área referente a aplicação de carga através de uma esfera. Então, esta região de contato forma uma distribuição de tensões particular (“Hertzian”) que leva a formação de trincas logo abaixo da superfície de contato ou distante dela, dependendo da distribuição de tensões locais. SELNA et al. (1975), também pelo MEF, observaram grande concentração de tensões sob o ponto de aplicação de carga. A distribuição de tensões trativas abaixo do indentador provavelmente, segundo MOUSTAFA et al. (2007), causa a trinca em forma de cone. BONFANTE et al. (2009); MOUSTAFA et al. (2007) e KONSTANTINOS et al. (2004) obtiveram os mesmos achados em coroas IPS Empress II (Ivoclar), as quais, perante um carregamento estático, obtiveram trinca em cone, sendo esse o modo de fratura usualmente observado. Os autores descrevem a origem da falha na interface dos materiais cerâmicos, enquanto que a maioria dos estudos relata ser tal origem abaixo da indentação. THOMPSON e WAKABAYASHI atestaram que as trincas da superfície interna provavelmente é a causa da fratura em coroas. REKOW afirmou que as tensões estão geralmente localizadas exatamente abaixo do indentador e que a orientação da carga aplicada altera significativamente a capacidade da coroa em suportar estas tensões. Esta afirmativa está de acordo com os resultados encontrados neste trabalho, que encontrou alteração nas regiões de concentração de tensões quando o ponto de aplicação da carga foi alterado.

REKOW descreveu que o aumento da rigidez da coroa proporciona um aumento na sua concentração de tensão. As coroas fabricadas com materiais com menor dureza, entretanto, transferem maior tensão para a camada de cimento e o dente de suporte. Acrescentou ainda que o aumento de espessura da coroa leva à diminuição de tensões em seu interior, já que há maior quantidade de material para carregar. Este fato está de acordo com os resultados encontrados neste trabalho que encontrou valores de tensões mais baixos para o sistema AllCeram que apresenta valores de módulo de elasticidade mais alto que o sistema metalocerâmico.

A direção da tensão pode ser considerada um fator contribuinte para a ocorrência de falhas, em sítios de baixa tensão, meramente devido à existência de grandes falhas dentro do campo de tensões, o que será ideal particularmente para a fratura das cerâmicas (WHITE et al., 1997). A magnitude dessa concentração depende da orientação e da geometria da trinca (CALLISTER, 2007). Todos os materiais frágeis contêm uma população de pequenas trincas e defeitos que possuem uma variedade de tamanho, geometria e orientações. ASHBY et al. (1985) acrescentam que, quase sempre, os materiais cerâmicos contêm fraturas ou defeitos gerados, comumente, por métodos de produção como, por exemplo, pela sinterização, por estresse térmico causado pela diferença de temperatura e por abrasão por partículas. Para as tensões de compressão, não existe qualquer amplificação de tensões associada a qualquer defeito existente. Por isso, os defeitos (rachaduras) em compressão se propagam estavelmente e giram em torno de sua orientação original para se propagar paralelamente ao eixo de compressão. No entanto, quando a magnitude de uma tensão de tração, na extremidade de um desses defeitos, exceder o valor da tensão crítica, ocorre a formação de uma trinca que então se propaga, resultando na fratura. A direção do movimento da trinca é aproximadamente perpendicular à direção de tensão de tração aplicada. Por essa razão, as cerâmicas frágeis exibem resistência muito maior em compressão do que em tração (CALLISTER, 2007).

ASHBY et al. (1985) salientam que a diferença de tenacidade entre metais e cerâmicas encontra-se na plasticidade encontrada na ponta da trinca, onde a alta tenacidade encontrada nos metais se deve à energia absorvida na zona plástica, fazendo com que sua propagação seja muito mais difícil. Mesmo na ponta da trinca, onde as tensões são intensificadas, a resistência da rede molecular (ligações iônicas e covalentes) torna o escorregamento difícil (ASHBY et al., 1985). As ligas metálicas no sistema metalocerâmico funcionam como desviadores de trinca e, por isso, quando ocorre a fratura da porcelana de recobrimento, não há envolvimento da infra-estrutura, como ocorre no sistema AllCeram. Este fato leva à proteção do dente remanescente. No caso das restaurações AllCeram é comum o envolvimento do dente remanescente na fratura, pois a trinca, iniciada na porcelana de recobrimento não encontra impedimentos e corre livremente pela infra-estrutura.

Os estudos in vitro são mais rápidos e mais baratos quando comparados aos estudos clínicos. Mesmo que os estudos laboratoriais sejam limitados por não reproduzirem completamente o meio oral e as distribuições de cargas, estes testes fornecem dados importantes para as avaliações clínicas. É óbvio que as simulações computacionais através do MEF são limitadas, pois assumem que os materiais usados apresentam propriedades elásticas somente, que são homogêneos, sem nenhum defeito e não apresentam propriedades anisotrópicas. Além disso, alguns artefatos podem ocorrer durante a fabricação das restaurações que não são considerados nestes estudos por MEF. No entanto, estes estudos são necessários principalmente para que seja possível a análise do campo de tensões e previsibilidade das regiões na qual existem a maior probabilidade de fratura, principalmente no caso destas regiões apresentarem algum tipo de defeito que possa alterar as tensões locais e levar mais rapidamente à fratura.

Dentro da limitação de nosso trabalho podemos concluir que o sistema AllCeram apresenta distribuição de tensões semelhante ao sistema metalocerâmico, podendo apresentar uma longevidade semelhante, podendo ser indicado o uso na região de pré-molares. Nos dois sistemas foi verificada a importância da distribuição das cargas em ambas as cúspides, pois leva a valores mais baixos de tensão e a uma distribuição de tensões sem área de concentração de tensões trativas.



REFERÊNCIAS (sugestões)
Anusavice, K.J., KUUNJAN, K., FERREE, N. 2007/ “Which mechanical and physical testing methods are relevant for predicting the clinical performance of ceramic based dental prostheses?” Clin. Oral Impl.Res. 18(Suppl.3) 218-231.

Ashaby, M.F., Jones, D.R.H. 1985 “Engineering Materials- Intrduction to their properties and applications”. London:Pergamon.

Bonfante, E.A., Nelson, R.F. Coelho, D.E., Thompson, V.P. 2009 “Effect of framework design on crown failure”. J of Oral Sciences 117: 194-199.

Burke, F.J., 2002. “Repair of metal-ceramic restorations using an abrasive silica-impregnating technique: two case reports” Dent Update. 29(8):398-402.

Callister, W.D. JR. 2007 “Materials Science and Engineering: An Introduction” 5° ed. New York, John Wiley & Sons Inc.

Coelho PG, Bonfante EA, Silva NR, Rekow ED, Thompson VP (2009). Laboratory simulation of Y-TZP all-ceramic crown clinical failures. J Dent Res 88:382-386.

Coelho PG, Silva NR, Bonfante EA, Guess PC, Rekow ED, Thompson VP (2009b). Fatigue testing of two porcelain-zirconia all-ceramic crown systems. Dent Mater 25:1122-1127.

Coornaert, J., Adrian, S.P., De Bovier, J., 1984 “Long term clinical study of porcelain-fused-to-gold restaurations”. J Prosth Dentistry, v.51, n.3, pp. 338-342.

Craig, R.G., Powers J.M. 2004 “Materiais Dentários. Propriedades e manipulação”. Rio de Janeiro: Guanabara Koogan; cap14:Porcelana Dentária, p.185-192.

De Backer, H., Maele, G.V., De Moor, N., Van den Berghe, L., De Boever, J. An 18-Year Retrospective Survival Study of Full Crowns With or Without Posts. Int J Prosthodont 2006;19:136–142.

Goodacre, J.C., Bernal, G., et al. 2003 “Clinical complications in fixed prosthodontics” . J Prosth Dentistry v. 90, n.1, pp31-41.

Imanishi, A., Nakamura, T., Ohyama, T., Nakamura, T., 2003. 3-D finite element analysis of full-ceramic posterior crowns. Journal of Oral Rehabilitation 30, 818–822.

Konstantinos, P., Jason, A.G.,Woody, R.D., Guillen, G., Miller, A.W. 2004 “Fracture resistence of three all-ceramic restorative systems for posterior applications”. J Prosthet Dent 91:561-9.

Motta, A.B., 2007 “Análise do Comportamento mecânico e de fratura utilizando métodos de elementos finitos e ensaios “in vitro” de dentes pré-molares restaurados com coroas totais metalocerâmicas”. Tese de Doutorado em Engenharia Metalúrgica e Materiais – Universidade Federal do Rio de Janeiro.

Moustafa, F.A., Jager, N., Kleverlaan, C.J., Feilzer, A.J., 2007 “Effect of loading method on the fracture mechanics of two layered all-ceramic restorative systems”. Dental Materials 23:952-959.

Okeson, J.P. 2003 “Fundamentos de oclusão e desordens temporomandibulares”. 2ª ed.São Paulo. Artes Médicas.

Özcan, M., 2003 “Fracture reasons in ceramic-fused-to-metal restorations”. Journal of oral rehabilitation 30;265-269.

Pjetursson BE, Sailer I, Zwahlen M, Hammerle CH. A systematic review of the survival and complication rates of all-ceramic and metal–ceramic reconstructions after an observation period of at least 3 years. Part I: single crowns. Clin Oral Implants Res 2007;18(Suppl. 3):73–85.

Raigrodski AJ, Chiche GJ, Potiket N, et al: The efficacy of posterior three-unit zirconium-oxide-based ceramic fixed partial dental prostheses: a prospective clinical pilot study. J Prosthet Dent 2006;96:237-244

Rekow, E.D., Harsono, M., Janal, M., et al., 2006 “Factorial analysis of variables influencing stress in all-ceramic crowns” Dental Materials, v.22, n.2, pp.125-132.

Rosenstiel, S.F., Land, M.F., Fujimoto, J., 2002 “Prótese Fixa Comteporânea”. São Paulo, Santos.

Sailer I, Feher A, Filser F, Gauckler LJ, Luthy H, Hammerle CH (2007). Five-year clinical results of zirconia frameworks for posterior fixed partial dentures. Int J Prosthodont 20:383-388.

Selna, L. G. et al. 1975 “Finite element analysis of dental structures: axisymmetric and plane stress idealizations”. J Biomed Mater Res,v.9, n.2, p.237- 252.

Shillingburg, T.H. et al., 1998 “Fundamentos da Prótese Fixa”. 3ª ed. São Paulo: Quitessence.

Strub, J.R., Stiffler, S., Schärer, P., 1988, “Causes of failure following oral rehabilitation: biological versus technical factors”, Quintessence International, v. 19, n. 3 (Mar), pp. 215-222.

Swain MV (2009). Unstable cracking (chipping) of veneering porcelain on all-ceramic dental crowns and fixed partial dentures. Acta Biomater 5:1668-1677.

Thompson, J.Y.,Anusavice, K.J., Naman, A., Morris, H.F., 1994 “Fracture surface characterization of clinically failed all-ceramic crowns” J Dent Res; 74(12): 1824-32.

Wakabayashi, N., Anusavice, K. J., 2000 “Crack initiation modes in bilayered alumina/porcelain disks as a function of core/veneer thickness ratio and supporting substrate stiffness”. J Dent Res 79:1398-404.



White, S.N., Li, Z.C., Yu, Z., Kipnis, V. 1997 “Relationship between static chemical and cyclic mechanical fatigue in a feldspathic porcelain”. Dent Materials, 13,103.
: 7colaob -> resumos -> trabalhos completos
trabalhos completos -> CaracterizaçÃo microestrutural de uma liga níquel-titânio bruta de fusãO
trabalhos completos -> SimulaçÃo de desgaste em próteses de quadril
trabalhos completos -> Estudo das nanopartículas de vidro bioativo para potencial aplicaçÃo no tratamento da hipersensibilidade dentinária
trabalhos completos -> ElaboraçÃo e caracterizaçÃo de hidroxiapatita e fosfato de cálcio-: elaboraçÃo da composiçÃo bifásica ha/tcp-b 80/20 para aplicaçÃo na reconstituiçÃO Óssea
trabalhos completos -> CaracterizaçÃo mecânica dos pós nanoestruturados bifásicos hidroxiapatita/fosfato tricálcio b nas proporçÕes 60/40 e 50/50
trabalhos completos -> Inclusão de células mesenquimais em scaffold de fosfato de cálcio para testes in vivo e in vitro
trabalhos completos -> InativaçÃo fotodinâmica e variaçÃo morfológica da citrobacter freundii usando corante eritrosina e luz laser
trabalhos completos -> Desenvolvimento do biomaterial mta/HAp para uso em endodontia
trabalhos completos -> Análise dos mecanismos celulares durante a osseointegraçÃo dos implantes
trabalhos completos -> Síntese e caracterizaçÃo de filmes de quitosana-alginato com ou sem reticulaçÃo química para a recuperaçÃo de feridas




©aneste.org 2017
enviar mensagem

    Página principal