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Os ensaios de resistência à flexão (biaxial, três ou quatro pontos) são freqüentemente utilizados para caracterizar as propriedades mecânicas dos materiais cerâmicos. Porém, os corpos-de-prova padronizados para esses testes não conseguem simular a situação clínica porque não levam em conta a influência da geometria da prótese na distribuição das tensões. Além disso, os procedimentos de desgaste e polimento realizados para a padronização desses corpos-de-prova nem sempre reproduzem os procedimentos utilizados na confecção das restaurações dentárias. Esses passos adicionais podem introduzir defeitos e produzir padrões de fratura que não correspondem à situação clínica (Oh; Anusavice, 2002; Pallis et al., 2004). Por isso, através da avaliação dos sistemas cerâmicos na forma de restaurações é possível prever de maneira mais exata o comportamento in vivo desses materiais.

A forma da PPF não é uniforme. Essa restauração apresenta uma combinação complexa de múltiplas convexidades e concavidades dependendo da geometria do dente substituído e de seu alinhamento na arcada dentária. A distribuição de tensões é afetada pela mudança de forma dos componentes protéticos. A influência da geometria na distribuição de tensões pode ser mais crítica em PPFs posteriores, onde a altura do conector é normalmente limitada pela coroa clínica curta dos molares e porque cargas mais altas são produzidas nessa região. Além disso, os técnicos dentários costumam criar ameias agudas na região de conector com o objetivo de melhorar a estética. Esses fatores podem produzir maior concentração de tensões resultando em falha das PPFs na região de conectores (Oh; Anusavice, 2002; Larsson et al., 2007).

A literatura sugere que a resistência à fratura das PPFs está diretamente relacionada com o tamanho do conector (Fischer et al., 2003; Larsson et al., 2007; Wolfart et al., 2007). Quanto menor a área de secção transversal do conector maior a concentração de tensões, aumentando a probabilidade de fratura (Fischer et al., 2003). Entretanto, nem sempre é possível obter um conector com dimensões adequadas. Além do material de infra-estrutura, deve existir espaço na restauração para a porcelana, aumentando o diâmetro do conector para um total de 5 a 6 mm. Essas dimensões são difíceis de serem obtidas clinicamente. Um conector muito grande pode resultar em invasão do espaço interproximal, o que prejudica a higiene oral do paciente e pode ocasionar problemas periodontais. Quando não é possível obter uma espessura suficiente de conector indica-se a utilização de outros tipos de sistemas, como o metalo-cerâmico, para a confecção das restaurações (Tinschert et al., 2001; Oh; Anusavice, 2002; Larsson et al., 2007).

Além do tamanho, a forma do conector também influencia a distribuição de tensões na PPF. Oh e Anusavice (2002) observaram que o raio de curvatura da ameia gengival do conector teve influência na resistência à fratura das PPFs. A carga de fratura aumentou 140% à medida que o raio aumentou de 0,25 para 0,90 mm. Os resultados sugeriram que a ameia oclusal pode ser confeccionada com forma mais aguda, para favorecer a estética, desde que a ameia gengival apresente um raio maior de curvatura. Outro estudo reportou valores de carga de fratura de PPFs com infra-estruturas de YZ e de dissilicato de lítio e com forma de conector arredondada, 77% e 196% maiores do que os valores obtidos para as PPFs com forma aguda, respectivamente. Também concluíram que a resistência à fratura dos materiais cerâmicos de infra-estrutura é afetada pela forma do conector (Plengsombut et al., 2009).

A distribuição de tensões nas PPFs pode ser avaliada através da análise de elementos finitos. Estudos observaram que a região cervical dos conectores apresenta maior concentração de tensões de tração e que a magnitude das tensões varia conforme o material analisado (Kelly et al., 1995; Motta et al., 2008; Plengsombut et al., 2009). Esse padrão de tensões é observado quando o carregamento é realizado no centro do pôntico ou distribuído entre todos os elementos da prótese. Quando apenas os retentores são solicitados, a máxima tensão de tração é encontrada na ameia oclusal dos conectores (Motta et al., 2008).

A análise da superfície de fratura de PPFs que falharam clinicamente encontrou resultados semelhantes aos observados utilizando AEF (Kelly et al., 1995; Taskonak et al., 2008a). Geralmente, a fratura de PPFs totalmente cerâmicas tem origem em defeitos presentes na área gengival do conector, ao redor dos quais ocorre uma concentração de tensões durante a mastigação (Kelly et al., 1995; Magne et al., 2002; Fischer et al., 2003; Studart et al., 2007). Kelly et al. (1995) realizaram análise fractográfica de PPFs fraturadas in vivo e in vitro e observaram

que, em 70 a 78% de todas as amostras, a fratura se iniciou na interface entre a cerâmica de infra-estrutura e a porcelana na região cervical do conector. Taskonak et al. (2008a) também encontraram a origem de fratura de PPFs de YZ na área cervical do conector. Entretanto, o defeito inicial foi localizado na superfície externa da porcelana e não na interface. Nesse estudo, apenas uma PPF fraturou devido a uma falha com origem na margem do retentor posterior.

Os sistemas metalo-cerâmicos são considerados o padrão ouro para confecção de restaurações protéticas. Estudos in vitro com PPFs totalmente

cerâmicas de YZ encontraram valores relativamente altos de carga de fratura, entre 2.237 e 3.480 N (Tinschert et al., 2001; Sundh et al., 2005; Wolfart et al., 2007). Esses valores são compatíveis com os encontrados para PPFs metalo-cerâmicas (2.800 a 3.500 N) (Chitmongkolsuk et al., 2002). Outro estudo também observou que os valores de carga de fratura de PPFs metalo-cerâmicas (1318 N) foram semelhantes àqueles encontrados para peças confeccionadas com o sistema YZ (1248 N) (Kilicarslan et al., 2004).

A literatura reporta para PPFs de três elementos de YZ uma média de valores de carga de fratura entre 981 e 3480 N (Tinschert et al., 2001; Sundh et al., 2005; Sundh; Sjogren, 2006; Att et al., 2007; Wolfart et al., 2007; Beuer et al., 2008) e para PPFs de quatro elementos valores entre 706 e 1262 N (Luthy et al., 2005; Kohorst et al., 2007). Já o sistema IZ apresenta valores um pouco menores, entre 841 e 1500 N para PPFs de três elementos e uma média de 470 N para PPFs de quatro elementos (Tinschert et al., 2001; Luthy et al., 2005; Beuer et al., 2008). Em geral, uma PPF de quatro elementos possui resistência quase duas vezes menor do que uma PPF de três elementos (Luthy et al., 2005).

As restaurações metalo-cerâmicas apresentam um bom prognóstico clínico. Karlsson (1986) relatou uma taxa de sucesso de 93% para PPFs metalo-cerâmicas durante um período de observação de 10 anos. Outro estudo encontrou uma taxa de

sucesso de 79% durante um período de 18 a 23 anos para as restaurações metalo- cerâmicas (Palmqvist; Swartz, 1993). Apesar do grande número de estudos clínicos com restaurações totalmente cerâmicas, os períodos de acompanhamento ainda são relativamente curtos (2 a 5 anos) (Suarez et al., 2004; Vult Von Steyern et al., 2005; Sailer et al., 2006; Sailer et al., 2007a; Crisp et al., 2008; Edelhoff et al., 2008; Molin; Karlsson, 2008; Ohlmann et al., 2008; Tinschert et al., 2008; Beuer et al., 2009; Cehreli et al., 2009). Para as PPFs totalmente cerâmicas, a probabilidade de falha está relacionada com as propriedades dos sistemas cerâmicos utilizados, a distância entre os pilares e a localização na arcada dentária (Raigrodski, 2004).

A taxa de fratura das infra-estruturas de YZ e IZ nesses estudos clínicos é baixa, sendo em média 2% e 6%, respectivamente (Suarez et al., 2004; Della Bona; Kelly, 2008). Entretanto, outros problemas são comumente relatados como a ocorrência de cárie secundária, perda de retenção da peça e lascamento da porcelana de recobrimento (Della Bona; Kelly, 2008). A presença de cárie secundária é um fator biológico que geralmente não está relacionado com o tipo de material utilizado nas restaurações protéticas (Della Bona; Kelly, 2008). O lascamento da porcelana é considerado atualmente um dos principais problemas relacionados ao uso de infra-estruturas de YZ (Fischer et al., 2008). Neste tipo de falha, a fratura se propaga na porcelana de recobrimento podendo ou não atingir a interface com a infra-estrutura cerâmica, provocando uma delaminação (Taskonak et al., 2008a). Embora os lascamentos pequenos possam ser reparados sem a necessidade de remoção da prótese, os grandes (envolvendo fratura de cúspides ou contatos interproximais), levam à necessidade de troca da restauração (Scherrer et al., 2007). Os estudos clínicos que avaliaram peças protéticas com infra-estrutura de YZ mostraram taxas de lascamento variando desde 0 até 50%, dependendo do período de acompanhamento (Sailer et al., 2007a; Crisp et al., 2008; Edelhoff et al., 2008; Molin; Karlsson, 2008; Tinschert et al., 2008). Essas taxas de lascamento da porcelana são consideradas altas principalmente se comparadas àquelas obtidas para próteses metalo-cerâmicas, que apresentam índices clínicos de lascamento ao redor de 2% (Pjetursson et al., 2007; Sailer et al., 2007b).