SENSORES BASEADOS EM REDES DE BRAGG EM FIBRAS ÓTICAS PARA ANÁLISE DE MOVIMENTOS MANDIBULARES E FORÇAS DE MORDIDA

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  UNIVERSIDADE TECNOLÓGICA FEDERAL DO PARANÁ PROGRAMA DE PốS-GRADUAđấO EM ENGENHARIA ELÉTRICA E

  INFORMÁTICA INDUSTRIAL PAULA FERNANDES DO NASCIMENTO

  

SENSORES BASEADOS EM REDES DE BRAGG EM FIBRAS

ÓTICAS PARA ANÁLISE DE MOVIMENTOS MANDIBULARES E

FORÇAS DE MORDIDA

  DISSERTAđấO CURITIBA

  2018 PAULA FERNANDES DO NASCIMENTO

  SENSORES BASEADOS EM REDES DE BRAGG EM FIBRAS ÓTICAS PARA ANÁLISE DE MOVIMENTOS MANDIBULARES E FORÇAS DE MORDIDA

  Dissertação apresentada ao Programa de Pós-Graduação em Engenharia Elétrica e Informática Industrial da Universidade Tecnológica Federal do Paraná, como requisito parcial para a obtenção do grau de “Mestre em Ciências” – Área de Concentração: Fotônica em Engenharia.

  Orientador: Profª. Drª. Ilda Abe Coorientador: Profª. Drª. Ana Paula Gebert de Oliveira Franco

  CURITIBA 2018

  Dados Internacionais de Catalogação na Publicação N244s Nascimento, Paula Fernandes do 2018 Sensores baseados em redes de Bragg em fibras óticas para análise de movimentos mandibulares e forças de mordida / Paula Fernandes do Nascimento.-- 2018. 104 f.: il.; 30 cm. Disponível também via World Wide Web. Texto em português com resumo em inglês. Dissertação (Mestrado) - Universidade Tecnológica Federal do Paraná. Programa de Pós-graduação em Engenharia Elétrica e Informática Industrial. Área de Concentração: Fotônica em Engenharia, Curitiba, 2018. Bibliografia: f. 98-104.

  1. Redes de Bragg. 2. Detectores de fibra óptica.

  

3. Mandíbula - Movimentos. 4. Articulação temporomandibular.

  5. Oclusão (Odontologia). 6. Biomecânica. 7. Métodos de simulação. 8. Fotônica. 9. Engenharia elétrica

  • Dissertações. I. Abe, Ilda, orient. II. Franco, Ana Paula Gebert de Oliveira, coorient. III. Universidade Tecnológica Federal do Paraná. Programa de Pós-Graduação em Engenharia Elétrica e Informática Industrial. IV. Título. CDD: Ed. 22 -- 621.3

  Biblioteca Central do Câmpus Curitiba – UTFPR Bibliotecária: Luiza Aquemi Matsumoto CRB-9/794

  Ministério da Educação Universidade Tecnológica Federal do Paraná Diretoria de Pesquisa e Pós-Graduação

  

TERMO DE APROVAđấO DE DISSERTAđấO Nử 782

A Dissertação de Mestrado intitulada

  “Sensores baseados em Redes de Bragg em fibras óticas para análise de movimentos mandibulares e forças de mordida defendida em sessão pública

pelo(a) candidato(a) Paula Fernandes do Nascimento, no dia 09 de fevereiro de 2018, foi julgada

para a obtenção do título de Mestre em Ciências, área de concentração Fotônica em Engenharia, e

aprovada em sua forma final, pelo Programa de Pós-Graduação em Engenharia Elétrica e Informática

Industrial.

  BANCA EXAMINADORA: Prof(a). Dr(a). Ilda Abe - Presidente

  • – (UTFPR) Prof(a). Dr(a). Meire Cristina Fugihara - (UTFPR) Prof(a). Dr(a). Elisa Souza Camargo - (PUC-PR)

    A via original deste documento encontra-se arquivada na Secretaria do Programa, contendo a

    assinatura da Coordenação após a entrega da versão corrigida do trabalho.

  

Curitiba, 09 de fevereiro de 2018.

  

AGRADECIMENTOS

  Primeiramente agradeço a Deus pela força e sustento, sem os quais nada disto teria sido possível. Agradeço à minha família, em especial minha mãe Aldaci, minha irmã Gabriela e minha prima Thamires pelo amor, amizade, compreensão e apoio aos estudos. Aos meus amigos de São Paulo que me ajudaram em alguma etapa desta trajetória, desde minha mudança para Curitiba até a minha defesa, em especial à

  Tatiane e ao Henrique, que me acompanham durante todo o processo.

  À Aliança Bíblica Universitária do Brasil (ABU), em especial à ABU Curitiba pelo acolhimento na cidade e apoio espiritual. Ao Jhonny pelo amor e compreensão nos momentos mais difíceis ao longo deste trabalho. À minha orientadora Prof. Drª Ilda Abe pelo direcionamento da pesquisa, por compartilhar conhecimentos e ter me orientado com muita paciência e generosidade. À minha coorientadora Prof. Drª Ana Paula Gebert de Oliveira Franco pela orientação em laboratório, pelo compartilhamento de conhecimentos da odontologia e por todo o apoio oferecido ao longo do mestrado.

  Aos membros da banca, pela disposição e tempo para examinarem este trabalho.

  E, por fim, a todos que de alguma forma contribuíram para a realização deste trabalho.

   Penso noventa e nove vezes e nada descubro; deixo de pensar,

mergulho em profundo silêncio e eis

que a verdade se me revela. ”

  (Albert Einstein)

  

RESUMO

  NASCIMENTO, Paula Fernandes do. SENSORES BASEADOS EM REDES DE BRAGG EM FIBRAS ÓTICAS PARA ANÁLISE DE MOVIMENTOS MANDIBULARES E FORÇAS DE MORDIDA. 2018. 108 f. Dissertação (Mestrado em Ciências) - Programa de Pós-Graduação em Engenharia Elétrica e informática Industrial, Universidade Tecnológica Federal do Paraná. Curitiba, 2018.

  Neste trabalho é relatado o desenvolvimento de um método para caracterização de movimentos mandibulares e forças de mordida baseados em redes de Bragg em fibras óticas. As redes são inseridas em dispositivos interoclusais, normalmente utilizados para alívio de sintomas causados por hábitos parafuncionais, como bruxismo do sono, e/ ou alterações oclusais. Os sensores são posicionados nos primeiros molares maxilares na região dos pontos de contato com os dentes antagonistas. Os experimentos foram realizados in vivo por um paciente com bruxismo do sono e os sensores foram utilizados para medir movimentos mandibulares. A caracterização de distribuição de forças nos dispositivos é realizado usando diferentes movimentos induzidos pelo voluntário. São investigados dois dispositivos interoclusais diferentes, sendo um resiliente e outro rígido, através dos resultados obtidos com os sensores. Análise de fadiga muscular é realizada no paciente usando um dispositivo interoclusal resiliente. Forças máximas de mordida são utilizadas para induzir rápida exaustão para a análise de fadiga. Além disso, os sensores também são usados para monitorar a distribuição da força no voluntário com bruxismo que utiliza um dispositivo interoclusal resiliente durante o sono. Os resultados indicam que o método proposto é uma potente ferramenta para a caracterização de dispositivo interoclusais e para a investigação de problemas parafuncionais como fadiga e bruxismo.

  

Palavras chave: Redes de Bragg, sensores a fibra ótica, movimentos mandibulares.

  

ABSTRACT

  NASCIMENTO, Paula Fernandes do. SENSORS BASED ON BRAGG GRATINGS IN OPTICAL FIBERS FOR ANALYSIS OF MANDIBULAR MOVEMENTS AND BITE FORCES. 2018. 108 f. Dissertação (Mestrado em Ciências) -Programa de Pós- Graduação em Engenharia Elétrica e Informática Industrial, Universidade Tecnológica Federal do Paraná. Curitiba, 2018.

  In this work we report the development of a method to characterize mandibular movements and bite force based on Bragg Gratings in optical fibers. The gratings are inserted in to the occlusal splints, usually used to treatment of muscle pain resulting from parafunctional habit and or occlusal alterations. The sensors are positioned in the maxillary first molars regions above the points of contact with opposing teeth. The experiments are realized in vivo by patients with occlusal parafunction and the sensors are used to measure different jaw movements. The characterizations of the force distribution in the splints are realized by using different movements induced by the volunteer. Two different occlusal splints are investigated, resilient and rigid splints, through the obtained results with the sensors. The analysis of muscle fatigue is performed with a patient that wears a resilient occlusal splint. Maximum bite forces are used to induce rapid exhaustion for the analysis of fatigue. In addition, sensors are also used to monitor the force distribution in a volunteer with bruxism that wear a resilient occlusal splint during sleep. The results indicate that the proposed method is a powerful tool for the characterization of occlusal splints and for the investigation of parafunctional problems like fatigue and bruxism.

  Keywords: Bragg Gratings, optical fiber sensors, mandibular movements.

  

LISTA DE ILUSTRAđỏES

  Figura 1 - Ilustração da FBG fixada no tórax do voluntário com uma cinta elástica (KALINOWSKI, ABE, et al., 2010).

  23 Figura 2 - Diagrama do dispositivo interoclusal com os sensores FBG embutidos (TJIN, TAN, et al., 2001).

  23 Figura 3 - (a) FBG inserida numa agulha hipodérmica. (b) Sensor FBG e extensômetro elétrico inseridos no disco invertebral de ex vivo humano (DENNISON, WILD, et al., 2008).

  24 Figura 4 - Sensores FBG e extensômetros elétricos utilizados por Fresvig em um tubo de acrílico para comparação dos dois sensores ao simular medição de deformação em ossos (FRESVIG, LUDVIGSEN, et al., 2008).

  25 Figura 5 - (a) Montagem do experimento; (b) esquemático da localização do sensor FBG entre o braquete do aparelho ortodôntico e o dente (MILCZEWSKI, SILVA, et al., 2006).

  27 Figura 6 - (a)Montagem do modelo de maxila utilizado no experimento, (b) esquemático da distribuição espacial das redes de Bragg nos dentes e na maxila, (c) foto do modelo de maxila com o aparelho ortodôntico, (d) vista oclusal dos dentes com o aparelho fixo e dispositivo intra-oral conectado nos primeiros molares (MILCZEWSKI, SILVA, et al., 2012).

  28 Figura 7

  • – Dispositivo interoclusal sendo utilizado pela voluntária, com detalhe para as fibras óticas (MARIN, MILCZEWSKI, et al., 2014).

  28 Figura 8 - (a) voluntário do sexo masculino com sensor FBG envolto em silicone posicionado no primeiro molar superior direito (b) modelo de gesso do voluntário com o sensor inserido no primeiro molar superior direito em posição de máxima intercuspidação.

  29 Figura 9 - Representação esquemática de uma rede de Bragg gravada no núcleo de uma fibra ótica.

  32 Figura 10 - Espectros de emissão da potência incidente (canto superior à esq.), de transmissão (à dir.) e de reflexão da radiação (canto inferior à esq.), característicos de uma rede de Bragg.

  35 Figura 11

  • – Desenho esquemático de gravação de uma rede de Bragg por máscara de fase.

  38

  Figura 12 - Esquema da direção de deslocamento do comprimento de onda de Bragg quando o material sofre uma deformação longitudinal de estiramento.

  41 Figura 13 - Esquema da direção de deslocamento do comprimento de onda de Bragg quando o material sofre uma deformação longitudinal de compressão.

  41 Figura 14 - Diagrama da direção longitudinal z da fibra no espaço, e uma força transversal aplicada.

  42 Figura 15 - Gráfico ilustrativo das bandas desdobradas devido à aplicação de uma força transversal.

  43 Figura 16 - Diagrama de leitura de uma rede de Bragg utilizando fonte ótica, circulador ótico e analisador de espectros óticos.

  43 Figura 17 - Diagrama de utilização de um acoplador ótico para leitura de duas FBGs simultaneamente no interrogador.

  44 Figura 18

  • – Desenho esquemático de gravação da rede de Bragg por máscara de fase. A figura mostra os itens utilizados na montagem da bancada para a gravação.
  • – (a) Arcada dentária superior com indicação dos pontos de contato nos primeiros molares do paciente e (b) respectivo modelo de gesso.
Figura 26 - Foto dos dispositivos interoclusais com indicação da rede posicionada no lado esquerdo de cada uma delas, correspondente ao lado esquerdo da arcada dentária superior (a) dispositivo interoclusal resiliente (b) dispositivo interoclusal rígido.

  45 Figura 19 - Fotos da bancada de gravação das redes de Bragg por máscara de fase. A vista lateral é indicada na figura (a) e a vista superior é mostrada na figura (b).

  46 Figura 20 - Equipamentos utilizados durante os ensaios in vitro e in vivo e no processo de gravação das redes: (a) analisador de espectros, (b) circulador e fonte ótica, e (c) interrogador.

  47 Figura 21

  48 Figura 22 - Localização dos ângulos (a) inclinação condilar de 30° e (b) Ângulo de Bennett.

  49 Figura 23 - Foto do modelo de gesso da arcada inferior (à esquerda); dispositivo interoclusal resiliente com a FBG posicionada no lado esquerdo do modelo de gesso da arcada superior (à direita).

  50 Figura 24 - Foto de dois dispositivos interoclusais resilientes com a localização das FBGs indicada.

  50 Figura 25 - Foto do modelo de gesso da arcada inferior (à esquerda); dispositivo interoclusal rígido com a FBG posicionada no lado esquerdo do modelo de gesso da arcada superior (à direita).

  51

  52 Figura 27

  • – Desenho esquemático de: (a) Vista superior do modelo de gesso da arcada superior, com os incisivos para cima, mostrando as duas fibras óticas. (b) Vista lateral dos modelos de gesso superior e inferior, e a montagem experimental na alavanca para os experimentos in vitro.

  53 Figura 28 - Foto dos dispositivos interoclusais (a) rígido e (b) resiliente e sensores FBG posicionados no lado esquerdo dos modelos de gesso.

  53 Figura 29 - Esquema ilustrando as forças aplicadas no ponto de contato dental

  e, consequentemente, medidas pela FBG. A figura ilustra a distribuição dessas forças devido à inclinação do plano oclusal.

  54 Figura 30

  • – Vista superior dos pontos de aplicação das cargas: (a) centralizada, (b) descentralizada à direita e (c) descentralizada à esquerda cargas durante o experimento in vitro. A figura (d) indica a posição considerada para a arcada dentária para os três casos.

  54 Figura 31 - Diagrama da montagem experimental para a aquisição simultânea de dois sensores com aplicação de carga centralizada, utilizando um acoplador e o interrogador SM 125.

  55 Figura 32 - Paciente utilizando dispositivo interoclusal com os sensores a fibra ótica.

  56 Figura 33 - Dispositivo interoclusal na posição de oclusão e localização da FBG do lado esquerdo para o dispositivo resiliente.

  56 Figura 34

  • – Dispositivo interoclusal na posição oclusal e localização da FBG do lado esquerdo para o dispositivo rígido.

  57 Figura 35

  • – (a) Fotografia da montagem experimental para o ensaio de bruxismo do sono. (b) Detalhe do paciente utilizando o dispositivo interoclusal resiliente, com as fibras óticas demarcadas na extremidade do dispositivo e o interrogador utilizado para a aquisição dos dados.

  61 Figura 36

  • – Variação do espectro de reflexão em função da carga aplicada para o dispositivo rígido com o sensor localizado do lado esquerdo. Carga descentralizada.

  63 Figura 37 - Variação do espectro de reflexão em função da carga aplicada para o dispositivo resiliente com o sensor localizado do lado esquerdo. Carga descentralizada.

  63 Figura 38 - Variação do comprimento de onda central da FBG como função do peso aplicado no primeiro molar esquerdo para o dispositivo interoclusal rígida. Carga descentralizada. Os símbolos representam os dados experimentais, e a linha tracejada é o ajuste linear.

  64 Figura 39

  • – Variação do comprimento de onda central da FBG como função do peso aplicado no primeiro molar esquerdo para o dispositivo interoclusal resiliente. Carga descentralizada. Os símbolos representam os dados experimentais, e a linha tracejada é o ajuste linear.

  64 Figura 40 - Variação do comprimento de onda central da FBG como função do aumento do peso aplicado no primeiro molar esquerdo para os dispositivos interoclusais rígido e resiliente. Carga centralizada. Os símbolos representam os dados experimentais, e a linha tracejada é o ajuste linear.

  65 Figura 41 - Variação do comprimento de onda central da FBG como função da diminuição do peso aplicado no primeiro molar esquerdo para os dispositivos interoclusais rígido e resiliente. Carga centralizada. Os símbolos representam os dados experimentais, e a linha tracejada é o ajuste linear.

  66 Figura 42 - Comprimento de onda central da FBG em função aumento das forças aplicadas no primeiro molar esquerdo para o dispositivo interoclusal resiliente.

  Cargas centralizadas. Os símbolos representam os dados experimentais e a linha tracejada mostra o melhor ajuste linear.

  67 Figura 43 - Comprimento de onda central da FBG em função do aumento das forças aplicadas no primeiro molar direito para o dispositivo interoclusal resiliente.

  Cargas centralizadas. Os símbolos representam os dados experimentais e a linha tracejada mostra o melhor ajuste linear.

  67 Figura 44

  • – Estabilidade térmica do sensor com o dispositivo interoclusal resiliente inserido na boca do paciente. Sensor do lado esquerdo. Símbolos são dados experimentais.

  69 Figura 45 - Estabilidade térmica do sensor com o dispositivo interoclusal rígido inserido na boca do paciente. Sensor do lado esquerdo. Símbolos são dados experimentais.

  69

  • – Força de mordida e movimentos em função do tempo para o sensor localizado no lado esquerdo do dispositivo resiliente.
  • – Padrão de força para movimento mordida para o dispositivo resiliente com o sensor localizado do lado esquerdo.
  • – Detalhe do padrão de força para movimento mordida para o dispositivo resiliente com o sensor localizado do lado esquerdo.

  • – Detalhe do padrão de força para movimentos laterais direito e esquerdo para o dispositivo resiliente com o sensor localizado do lado esquerdo. 74
  • – Detalhe do padrão de força para movimento anteroposterior para o dispositivo resiliente com o sensor localizado do lado esquerdo.
  • – Detalhe do padrão de força para movimento mordida para o dispositivo rígido com o sensor localizado do lado esquerdo.
  • – Detalhe do padrão de força para movimentos laterais direito e esquerdo para o dispositivo rígido com o sensor localizado do lado esquerdo.
  • – Padrão de força para movimento anteroposterior para o dispositivo rígido com o sensor localizado do lado esquerdo.
  • – Detalhe do padrão de força para movimento anteroposterior para o dispositivo rígido com o sensor localizado do lado esquerdo.
  • – Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo interoclusal resiliente. Tempo de mordida de 15 segundos e tempo de relaxamento de 60 segundos.

  78 Figura 60

  78 Figura 59

  77 Figura 58

  77 Figura 57

  76 Figura 56 - Padrão de força para movimentos laterais direito e esquerdo para o dispositivo rígido com o sensor localizado do lado esquerdo.

  76 Figura 55

  75 Figura 54 - Padrão de força para movimento mordida para o dispositivo rígido com o sensor localizado do lado esquerdo.

  75 Figura 53 - Força de mordida e movimentos em função do tempo para o sensor localizado no lado esquerdo do dispositivo rígido.

  74 Figura 52

  Figura 51 - Padrão de força para movimento anteroposterior para o dispositivo resiliente com o sensor localizado do lado esquerdo.

  73 Figura 50

  73 Figura 49 - Padrão de força para movimentos laterais direito e esquerdo para o dispositivo resiliente com o sensor localizado do lado esquerdo.

  72 Figura 48

  72 Figura 47

  Figura 46

  80 Figura 61 - Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo interoclusal rígido. Tempo de mordida de 15 segundos e tempo de relaxamento de 60 segundos.

  80 Figura 62 - Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo interoclusal resiliente. Tempo de mordida de 20 segundos e tempo de relaxamento de 5 segundos.

  81 Figura 63 - Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo interoclusal resiliente. Tempo de mordida de 20 segundos e tempo de relaxamento de 5 segundos.

  81 Figura 64 - Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo interoclusal resiliente 1. Tempo de mordida de 30 segundos e tempo de relaxamento de 30 segundos.

  82 Figura 65 - Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo interoclusal resiliente 2. Tempo de mordida de 30 segundos e tempo de relaxamento de 30 segundos.

  83 Figura 66

  • – Avaliação in vivo: forças para o sensor do primeiro molar superior esquerdo do voluntário, em diferentes estágios.

  84 Figura 67 - Avaliação in vivo: forças para o sensor do primeiro molar superior direito do voluntário, em diferentes estágios.

  84 Figura 68 - Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo interoclusal resiliente. Tempo de mordida de 15 segundos e tempo de relaxamento de 180 segundos.

  85 Figura 69 - Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo interoclusal resiliente. Tempo de mordida de 15 segundos e tempo de relaxamento de 60 segundos.

  85 Figura 70 - Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo interoclusal resiliente. Tempo de mordida de 20 segundos e tempo de relaxamento de 5 segundos.

  86 Figura 71 - Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo interoclusal resiliente. Tempo de mordida de 20 segundos e tempo de relaxamento de 5 segundos.

  87 Figura 72 - Fases de indução da fadiga: maior tempo de mordida máxima (fase 1), processo de exaustão (fase 2) e processo de fadiga (fase 3). Os símbolos são os dados experimentais, as linhas são apenas guia para os olhos.

  88 Figura 73 - Detalhamento dos dois picos de mordida para a segunda e terceira fase da indução à fadiga, mostrando o aumento da força de mordida juntamente com o tempo. Os símbolos são os dados experimentais, as linhas são apenas guia para os olhos, a linha tracejada é o melhor ajuste.

  89 Figura 74 – Padrão de força em função do tempo para o primeiro ciclo de sono. Dispositivo resiliente com o sensor localizado do lado direito.

  91 Figura 75 - Padrão de força em função do tempo para o primeiro ciclo de sono. Dispositivo resiliente com o sensor localizado do lado esquerdo.

  91 Figura 76 - Padrão de força em função do tempo para o segundo ciclo de sono. Dispositivo resiliente com o sensor localizado do lado direito.

  92 Figura 77 - Padrão de força em função do tempo para o segundo ciclo de sono. Dispositivo resiliente com o sensor localizado do lado esquerdo.

  92

  

LISTA DE TABELAS

  Tabela 1 - Valores dos coeficientes de sensibilidade utilizados para os experimentos in vivo. ................................................................................................. 68

LISTA DE SIGLAS

  ASE Amplified Spontaneous Emission (Emissão Espontânea Amplificada) ATM Articulação Temporomandibular DTM Desordem Temporomandibular FBG Fiber Bragg Grating (Rede de Bragg)

  IR Infrared (Infravermelho) OSA Optical Spectrum Analizer (Analisador de Espectro Ótico) UV Ultraviolet (Ultravioleta)

  LISTA DE SÍMBOLOS a Raio da Fibra Ótica

   Constante de Propagação no eixo z  Período de Modulação da Rede de Bragg  PM Período de Modulação da Máscara de Fase k

  Número de Onda

  n o Índice de Refração da Casca n

  1

  Índice de Refração do Núcleo

  n eff Índice de Refração Efetivo

   Índice de Refração Normalizado

  n Amplitude da Modulação do Índice de Refração

   TEMP (t) Variação do Comprimento de Onda em Função da

  Temperatura  Comprimento de Onda no Vácuo 

  B

  Comprimento de Onda de Bragg

  

5. CONCLUSÕES E TRABALHOS FUTUROS ..................................................... 93

  4.1.1. Forças Descentralizadas .............................................................................. 62

  3.4.2. Força de Mordida e Movimentos .................................................................. 57

  3.4.3. Ensaio de Repetição

  3.4.4. Ensaio de Mordida

  3.4.5. Ensaio de Fadiga .......................................................................................... 59

  3.4.6. Ensaio de Bruxismo ...................................................................................... 60

  

4. RESULTADOS E DISCUSSÕES ....................................................................... 62

  4.1 ENSAIO ESTÁTICO ..................................................................................... 62

  4.1.2. Forças Centralizadas .................................................................................... 65

  3.4 ENSAIO IN VIVO .......................................................................................... 55

  4.1.3. Dispositivo Interoclusal Resiliente ................................................................ 66

  4.2 ENSAIO IN VIVO .......................................................................................... 68

  4.2.1. Estabilidade Térmica e Deformação dos Dispositivos Interoclusais ............. 68

  4.2.2. Força de Mordida e Movimentos .................................................................. 70

  4.2.3. Ensaio de Repetição

  4.2.4. Ensaio de Mordida

  4.2.5. Ensaios de Fadiga ........................................................................................ 84

  4.2.6. Ensaio de Bruxismo ...................................................................................... 89

  3.4.1. Estabilidade Térmica e Deformação dos Dispositivos Interoclusais ............. 57

  3.3 ENSAIO IN VITRO ........................................................................................ 52

  

SUMÁRIO

1.

  

2. FUNDAMENTAđấO TEốRICA ......................................................................... 32

  INTRODUđấO ................................................................................................... 16

  1.1 ESTADO DA ARTE ...................................................................................... 17

  1.1.1. Movimentos Mandibulares e Forças de Mordida .......................................... 17

  1.1.2. Sensores a Fibra Ótica Baseados em Redes de Bragg na Biomecânica ..... 22

  1.2 OBJETIVOS ................................................................................................. 30

  1.2.1 Objetivo Geral .............................................................................................. 30

  1.2.2 Objetivos Específicos ................................................................................... 30

  1.3 ESTRUTURA DA DISSERTAđấO ............................................................... 30

  2.1. REDE DE BRAGG ........................................................................................ 32

  3.2 DISPOSITIVOS INTEROCLUSAIS ............................................................... 48

  2.1.1. Princípios das Redes de Bragg .................................................................... 33

  2.1.2. Sistema de Gravação ................................................................................... 36

  2.2. SENSORES BASEADOS EM REDES DE BRAGG...................................... 38

  2.2.1. Tensão Longitudinal e Temperatura ............................................................. 38

  2.2.2. Tensão Transversal ...................................................................................... 42

  2.3. CARACTERIZAđấO DAS REDES DE BRAGG ........................................... 43

  

3. METODOLOGIA ................................................................................................ 45

  3.1 REDES DE BRAGG ..................................................................................... 45

  • – Dispositivo Resiliente ............................................... 58
  • – Dispositivo Resiliente .................................................. 59
  • – Dispositivo Resiliente ............................................... 81
  • – Dispositivo Resiliente .................................................. 83

  5.1 CONCLUSÕES............................................................................................. 93

  5.2 TRABALHOS FUTUROS .............................................................................. 96

  5.3 PUBLICAđỏES E SUBMISSỏES ................................................................ 97

  5.3.1. Artigos publicados em conferência ............................................................... 97

  5.3.2. Artigos submetidos ....................................................................................... 97

  

REFERÊNCIAS ......................................................................................................... 98

1. INTRODUđấO

  As fibras óticas são amplamente conhecidas pelas aplicações envolvendo telecomunicações. Desde meados da década de 1970, quando foram aprimoradas as técnicas utilizadas, diminuindo as perdas por transmissão de informações, o uso de fibras óticas foi cada vez mais disseminado.

  A fotossensibilidade foi apresentada pela primeira vez por Hill em 1978, ao lançar luz com comprimento de onda de 488 nm em uma fibra de sílica dopada com germânio e perceber que isto causava um aumento na atenuação da luz e na luz refletida. A partir disto, em 1989, Meltz demonstrou um primeiro método de escrita de redes em fibras óticas (OTHONOS e KALLI, 1999). Estas descobertas proporcionaram o surgimento das redes de Bragg (FBG, do inglês, Fiber Bragg

  

Gratings) e suas diversas aplicações, que são sensores intrínsecos que podem ser

gravados no núcleo de fibras óticas.

  Em relação ao uso das FBGs como sensores, observa-se uma crescente busca de aplicações nas mais diversas áreas do conhecimento devido suas várias vantagens quando comparadas com as tecnologias convencionais (LEE, 2003) de sensoriamento resistivo (extensômetros elétricos - strain gauges), piezoeléctrico ou do estado sólido. As FBGs têm pequenas dimensões e baixo peso - uma FBG típica tem um comprimento de 3 mm e o diâmetro da fibra monomodo é de 125 µm sem revestimento. A FBG pode ser multiplexada, permitindo medições quasi- distribuídas. Algumas características tornam as FBGs particularmente atraentes para aplicações in vivo. A fibra ótica é um dispositivo não-elétrico e não-condutor, e são imunes ao ruído eletromagnético.

  Além das vantagens citadas acima, as FBGs têm grande potencial para aplicações biomecânicas e biomédicas (KALINOWSKI, ABE, et al., 2010), pois a sensibilidade à temperatura e pressão destes sensores é compatível com as da fisiologia humana. As FBGs são flexíveis e podem se adaptar a contornos complexos, além de serem menos invasivas. As fibras são feitas de vidro de silicato, que é um material biocompatível. Além disso, as FBGs podem ser incorporadas em materiais poliméricos ou compósitos para serem utilizadas em instrumentos que necessitam de esterilização. Sensores de fibra ótica também apresentam pequeno risco de infecção. As FBGs são resistentes a ambientes corrosivos e também são

  1.1 ESTADO DA ARTE

  1.1.1. Movimentos Mandibulares e Forças de Mordida A necessidade de medir o processo de mordida humana levanta muitas questões interessantes em campos como anatomia, fisiologia, nutrição, odontologia e farmacologia. Portanto, o interesse em estudar o processo de mordida depende de conhecer as relações entre a magnitude da força e a oclusão correta, a anatomia e a posição dentária. Além disso, fornece conhecimento para otimização de próteses dentárias, implantes e dispositivos interoclusais, e para explicar traumatismos dentários ou bruxismo, podendo ajudar a compreender doenças orais e disfunções de mastigação (GRABER e VANARSDALL, 1963; KOC, DOGAN e BEK, 2010; TOMITA, MATSUURA e ICHINOHE, 2013).

  A magnitude da força de mordida foi estudada em animais e em seres humanos empregando diferentes métodos de medições. No século 20 a força de mordida foi estudada com vários tipos de dispositivos mecânicos. E desde a década de 1950, tem sido estudada empregando dispositivos eletrônicos (KOC, DOGAN e BEK, 2010). As dimensões associadas a este tipo de instrumento são superiores a 10 mm na parte intraoral, o que produz interferências na oclusão. Métodos como eletromiografia, que medem a atividade dos músculos com eletrodos, têm sido amplamente utilizados até hoje. Mais recentemente, estudos foram realizados combinando sedação muscular com medicamentos apropriados, a fim de compreender seus efeitos sobre a força de mordida e como isso pode influenciar o processo mastigatório. Além disso, há expressivas pesquisas voltadas à indústria de alimentos, considerando materiais e texturas, a fim de desenvolver novos alimentos adequados à alimentação humana e animal (MEULENET e GANDHAPUNENI, 2006).

  A força de mordida estimada depende em grande parte do número de contatos oclusais usados durante os métodos específicos de medição. A oclusão é a relação que envolve os contatos dos dentes em um sistema complexo de estruturas integradas, articulação maxilar e sistema neuromuscular. Este sistema é responsável pela função de mastigação, relacionada à abertura e fechamento da termos de abertura e fechamento da mandíbula (oclusão), atividade da articulação temporomandibular (ATM), anatomia dentária, posição dentária e contração muscular (TOMITA, MATSUURA e ICHINOHE, 2013). O estudo das desordens de oclusão pode ajudar a esclarecer as doenças orais e disfunções da mastigação (GRABER e VANARSDALL, 1963; KOC, DOGAN e BEK, 2010; TOMITA, MATSUURA e ICHINOHE, 2013).

  O termo “desordens temporomandibulares” (DTM) se refere a alterações clínicas caracterizadas por sinais e sintomas envolvendo os músculos mastigatórios e/ou ATM. Conti, et al. (CONTI, FERREIRA, et al., 1996), observaram, em uma amostra de 310 pessoas com idade média de 18,8 anos, a existência de DTM leve, moderada e severa em, respectivamente, 49,35%, 10,32% e 0,97% da amostra testada. Estes autores concluíram que, ainda que o aparecimento de DTM na população jovem seja relativamente alto, os casos em que há a necessidade de tratamento (ou seja, DTM moderada ou severa) na população pesquisada foi 11,29%. Os sintomas de DTM são dor de cabeça, dor pré-auricular, dor nos músculos mastigatórios, ruídos articulares, limitações na amplitude de movimento ou desvios mandibulares ao abrir e fechar a boca (OKESSON, 1996; SHETTY, 2010; LAVIGNE, 1996; LAVIGNE, ROMPRE, et al., 2001).

  A dor orofacial é reportada em 60% dos pacientes que têm bruxismo. O bruxismo é um distúrbio motor do sono caracterizado pelo aumento da atividade muscular dos músculos masseter e temporal, causando assim desgastes dentários devido à atividade repetitiva destes músculos. Esses episódios são observados em 60% da população adulta durante o sono. O apertamento dental ocorre na maioria dos episódios de bruxismo diurno, enquanto que no bruxismo noturno, tanto o apertamento como o ranger são observados. A duração do bruxismo varia de pessoa para pessoa. O tempo de aperto ou ranger dos dentes pode variar de 5 a 38 minutos por noite. Durante a atividade parafuncional, a força pode chegar a ser três vezes maior que a da atividade funcional (OKESSON, 2008; LAVIGNE, MANZINI e HUYNH, 2011).

  A desordem temporomandibular pode causar fadiga muscular. A fadiga muscular é caracterizada pela incapacidade dos músculos de gerar altos níveis de força muscular e/ou de manter os níveis atuais em um intervalo de tempo mais

  Os efeitos da fadiga podem ser observados pela diminuição de sua velocidade de contração muscular e pelo aumento do tempo de relaxamento após exercícios de máximo alcance (ALLEN, LANNERGREN e WESTERBLAD, 1995). A fadiga muscular pode ocorrer por falha de qualquer um dos processos responsáveis pela contração muscular (SILVA, MARTINEZ, et al., 2006). Além disso, é identificada como um mecanismo de defesa contra efeitos nocivos sobre a integridade da fibra muscular (WILLIAMS e KLUG, 1995). A fadiga é descrita como um fator predisponente de dores de cabeça e dor muscular facial apresentada por pacientes. Farella et al. (FARELLA, SONEDA, et al., 2010) relataram que a dor dos músculos mastigatórios após o aperto depende do nível de força exercido pelo paciente.

  As formas de tratamento de DTM incluem estratégias comportamentais, técnica de relaxamento muscular, terapia de reeducação postural global, hipnose, terapia de reabilitação oclusal, farmacoterapia, cirurgia e terapia oclusal por dispositivos interoclusais.

  Os dispositivos interoclusais são feitos de forma personalizada para cada paciente. Eles recobrem a superfície dos dentes (alterando a oclusão dos pacientes) e criam contatos oclusais mais adequados. Os dispositivos interoclusais mantêm a estabilidade ortopédica, alterando temporariamente a condição oclusal, reduzindo os sintomas de desordem temporomandibular e atividade parafuncional, promovendo o relaxamento muscular.

  Hiyama et al. (HIYAMA, ONO, et al., 2003), Amorin et al. (AMORIM, PAES,

  

et al., 2012) e Daif (DAIF, 2012) observaram uma diminuição na atividade elétrica

  dos músculos temporais e masseteres em pacientes utilizando dispositivos interoclusais. Além da diminuição da atividade elétrica muscular, há a redução da duração destas atividades, o que torna possível concluir que o uso de dispositivos interoclusais é efetivo no relaxamento dos músculos investigados.

  Clinicamente, há três tipos de dispositivos interoclusais: rígido, feito de resina acrílica; resiliente, feito de silicone; e misto, que é composto por ambos os materiais. Dispositivos interoclusais rígidos são recomendados por dentistas por serem duráveis e possuírem facilidade de ajuste ao preservar a estabilidade dos contatos oclusais (CLARK, 1984). Os dispositivos rígidos protegem os dentes e as estruturas associadas, já os dispositivos resillientes visam o contato simultâneo e impossibilita o ajuste adequado, apresentando instabilidade da posição condilar e aumentando a atividade eletromiográfica noturna, estimulando assim a mastigação e o bruxismo (CLARK, 1984). Contudo, Pettergnil et al. (PETTENGILL, GROWNEY,

  

et al., 1998) não encontraram diferenças significativas entre os dispositivos

interoclusais rígido e resiliente no que diz respeito ao alívio da dor.

  Narita et al. (NARITA, ISHII, et al., 2009) avaliaram os efeitos de cerrar a mandíbula com dispositivos rígidas e resilientes em relação a cansaço, força de mordida e atividade eletroencefalográfica. Os resultados revelaram que apertar os dentes com dentição natural e dispositivo interoclusal rígido não causou consciência significativa de cansaço, e não houve alteração significativa dos valores do espectro eletroencefalográfico nessas condições. Em contrapartida o aperto dos dentes com dispositivos interoclusal resiliente aumentou a consciência de cansaço, bem como causou diminuição significativa na força de mordida e nos valores eletroencefalográficos. Na literatura é possível encontrar estudos informando que os dispositivos interoclusais alteram a relação crânio-mandibular e as funções dos músculos mastigatórios reduzindo o envio de informações proprioceptivas periodontais para o sistema nervoso central (RAMFJORD e ASH, 1971; YUSTIN, NEFF, et al., 1993) e fornece ao paciente um esquema ideal de oclusão ou livre de interferência dentária (POSSELT, 1968; TIMM e ASH, 1977).

  Na área de Odontologia, diversos trabalhos têm sido reportados utilizando extensômetros elétricos para a obtenção das forças máximas de mordida humana. Uma grande faixa de forças pode ser encontrada na literatura, de 50 a 800 N (KOC, DOGAN e BEK, 2010). A grande variabilidade dos resultados para a força de mordida máxima pode ser associada a vários fatores como idade, sexo, índice de massa corporal, DTM, força dos músculos, morfologia craniofacial, estado oclusal, condição periodontal e fatores psicológicos.

  O estudo realizado por Fernandes et al. (FERNANDES, GLANTZ, et al., 2003) reporta o uso de um extensômetro elétrico para determinar a força de mordida máxima em voluntários do sexo masculino e feminino, e os resultados relataram valores de 75 N e 100 N, respectivamente.

  Mais recentemente, em 2009, Bonakdarchian et al. mostraram resultados de forças de mordida máxima de adultos com oclusão normal e os efeitos das formas faciais para tais resultados utilizando extensômetros (BONAKDARCHIAN, ASKARI

  Marquezin et al. mostraram o uso de extensômetros elétricos para medir as forças de mordida na dentição das crianças no primário em comparação com crianças pré-escolares (MARQUEZIN, KOBAYASHI, et al., 2013).

  Karakis, Dogan e Bek (KARAKIS, DOGAN e BEK, 2014) estudaram a força máxima antes e após o uso de dispositivos interoclusais rígidos e resilientes com transdutores de extensômetros elétricos. Os autores concluíram que o uso de dispositivos rígidos não apresentam diferenças significativas na força de mordida máxima e o uso de dispositivos resilientes foi acompanhado por diminuição da força oclusal em pacientes com bruxismo.

  Pizolato et al. (PIZOLATO, GAVIÃO, et al., 2007) compararam as forças de mordida máxima em pacientes saudáveis e em pacientes com bruxismo e DTM através da utilização de gnatodinamômetro. Os autores observaram que a força de mordida máxima foi reduzida em mulheres com DTM e bruxismo (185,79 N), os homens apresentaram maior força de mordida (653,88 N) do que mulheres em ambos os grupos, mas o DTM e bruxismo não diminuíram significativamente a força de mordida dos homens.

  Nishigawa, Bando e Nakano (NISHIGAWA, BANDO e NAKANO, 2001) avaliaram a força de mordida máxima associada ao bruxismo com dispositivos interoclusais acrílicos rígidos de dentições superiores e inferiores e mediram as forças de mordida máxima de 10 pacientes com transdutores de extensômetros elétricos em miniatura. O pico médio da força de mordida de todos os eventos de bruxismo foi de 220,6 N e a duração deste foi de 7,1 s. A máxima variação entre um pico de força e um mínimo, em relação aos eventos de bruxismo, foi, em média, de 796,3 N e a maior duração foi de 41,6 s. A força média de mordida voluntária máxima foi de 774,7 N e a amplitude média da força de mordida noturna mais elevada foi de 414,8 N.

  Diraçoglu et al. (DIRAÇOGLU, ALPTEKIN, et al., 2011) compararam indivíduos com e sem bruxismo em termos da força máxima de mordida e do desgaste dentário por meio de transdutores de extensômetros elétricos. Os pesquisadores observaram que as pontuações máximas da força de mordida e do índice de desgaste dos dentes foram significativamente maiores nos pacientes com bruxismo (105,1 ± 34,2 N) comparados aos sem bruxismo (81,3 ± 31 N).

  1.1.2. Sensores a Fibra Ótica Baseados em Redes de Bragg na Biomecânica No caso da utilização dos sensores de fibras óticas, podemos destacar os dispositivos baseados em intensidade. Komi et al. (KOMI, BELLI, et al., 1996) utilizam-se da alteração da intensidade luminosa em fibras plásticas multimodo para medir forças no tendão de Aquiles de um coelho, e apesar de obter bons resultados na medição, a replicabilidade do método é questionável, pois conectores são fonte de perda de intensidade da luz. Por causa de problemas desta natureza, os sensores baseados em espectro são mais estudados, visto que independem da variação da potência luminosa causada por ruídos. Dentre eles, destaca-se o uso de redes de Bragg.

  O uso de redes de Bragg para fins biomecânicos vêm se mostrado uma boa alternativa aos sensores habituais devido a suas vantagens e a literatura relata diversos trabalhos realizados utilizando sensores FBG em biomecânica de animais e estudos com estrutura óssea. As primeiras medidas com os sensores FBG em biomecânica, realizadas em tempo real e in vivo, foram demonstradas em 2001 por Werhle e Tjin (WERHLE, NOHAMA, et al., 2001; TJIN, TAN, et al., 2001).

  Werhle et al. (WERHLE, NOHAMA, et al., 2001) relatou o uso de redes de Bragg para medir a deformação do tórax e demonstrou que os sensores são eficazes em medir movimentos ventilatórios e frequência de respiração. Para tanto, a FBG foi fixada no tórax de um voluntário com uma cinta elástica conforme Figura 1, e a respiração foi captada pelo sensor mediante a movimentação da caixa torácica. Os autores concluíram que este método é eficaz para medir a ventilação pulmonar de pacientes utilizando aparelhos de respiração artificial, uma vez que as redes de Bragg não sofrem influência de tensão ou campo magnético.

  Tjin et al. (TJIN, TAN, et al., 2001) aplicaram os sensores FBG para avaliar a pressão e a temperatura da placa dentária em função do tempo para pacientes com apneia. Numa mesma fibra ótica foram gravadas duas FBGs, sendo que uma atuou como sensor de temperatura e a outra como sensor de tensão, e a fibra ótica contendo os sensores foi acoplada ao dispositivo interoclusal. O dispositivo foi utilizado em oclusão de pacientes para obtenção dos resultados e a Figura 2 apresenta o desenho esquemático da montagem em vistas isométrica, em corte transversal e vista superior. Os sensores foram calibrados independentes um do sensor de temperatura. Com resultados obtidos no experimento, os autores concluíram que a medição de força e temperatura são formas eficazes de monitorar o uso adequado de dispositivos interoclusais por pacientes (TJIN, TAN, et al., 2001).

  

Figura 1 - Ilustração da FBG fixada no tórax do voluntário com uma cinta elástica

(KALINOWSKI, ABE, et al., 2010).

  

Figura 2 - Diagrama do dispositivo interoclusal com os sensores FBG embutidos (TJIN, TAN,

et al.

  , 2001).

  Talaia et al. (TALAIA, RAMOS, et al., 2007) compararam a utilização de FBGs com o uso de extensômetros para acompanhar o tratamento de fraturas

  ósseas. Para tanto, simularam uma fratura em osso sintético e acompanharam a cura com ambos os sensores, concluindo que o uso redes de Bragg é uma alternativa viável aos extensômetros para obter tensões superficiais de placas ósseas, além de que as FBGs podem ser utilizadas para determinar deformações superficiais de tecidos biológicos e de implantes em locais em que o uso de extensômetros possui limitações.

  Dennison et al. (DENNISON, WILD, et al., 2008) mostraram a utilização de FBGs medições de pressão em disco invertebral lombar humano de ex vivo. A Figura 3 mostra a montagem do experimento realizado: um cabo de fibra ótica é inserido numa agulha hipodérmica de 38 mm para introduzir a FBG no núcleo pulposo, que é onde o sensor se localiza durante as medições. O sensor possui 10 mm de comprimento e está apresentado na Figura 3 (a); a Figura 3 (b) apresenta a montagem completa para o experimento. Também foram coletados resultados com a utilização de extensômetro a fim de comparação das respostas de ambos os sensores. Os resultados apresentados pelo sensor FBG foram satisfatórios, com o valor da pressão medida variando linearmente com a força aplicada. Os sensores FBG e extensômetro apresentaram uma diferença de 12,9%, e os autores concluíram que a diferença se deu porque a pressão sentida pelo sensor não era puramente hidrostática, e isso afetou a sensibilidade do sensor FBG.

  

Figura 3 - (a) FBG inserida numa agulha hipodérmica. (b) Sensor FBG e extensômetro elétrico

inseridos no disco invertebral de ex vivo humano (DENNISON, WILD, et al., 2008).

  Fresvig et al. (FRESVIG, LUDVIGSEN, et al., 2008) demonstraram a eficácia da aplicação de FBGs para medidas de deformações em ossos. Eles simularam alternadamente ao redor do tubo e realizaram aplicações de cargas utilizando uma máquina de testes. O mesmo experimento foi realizado com um osso real e ambos os sensores apresentaram uma linearidade menor, devido à irregularidade da superfície óssea. Uma desvantagem dos extensômetros elétricos em relação às FBGs é que os extensômetros devem ser ligados num esquema de 4 fios, o que introduz um volume extra na cavidade oral (vide Figura 4, que compara o tamanho dos sensores de extensômetros elétricos com os de fibra ótica). A detecção de pontos múltiplos em sensores de extensômetros elétricos (várias posições de dentes, por exemplo) acaba tornando algo não confortável para o paciente, comprometendo a função mastigatória.

  

Figura 4 - Sensores FBG e extensômetros elétricos utilizados por Fresvig em um tubo de

acrílico para comparação dos dois sensores ao simular medição de deformação em ossos

(FRESVIG, LUDVIGSEN, et al., 2008).

  A monitorização da descalcificação de ossos utilizando estes sensores foi realizada em 2010 (MISHRA, SINGH, et al., 2010). O trabalho descreve os ensaios de resistência óssea à carga aplicada, antes, durante e depois do processo de descalcificação.

  Ramos et al. (RAMOS, SCHILLER, et al., 2012) estudaram perfis de deformação e máxima temperatura de polimerização dentro de um manto de cimento de uma reconstrução de quadril in vitro fazendo uso de redes de Bragg. Os resultados foram comparados com um modelo matemático e foi obtida boa correlação entre o simulado matematicamente e o realizado in vitro.

  Kalinowski et al. (KALINOWSKI, KARAM, et al., 2017) mediram a deformação mecânica causada por mastigação e ruminações, na superfície óssea de uma mandíbula bovina com o uso de FBGs. O sensor foi encapsulado e implantado em um animal, que foi estimulado a mastigar diferentes alimentos, e o sinal coletado foi aplicado a um algoritmo que auxilia a identificar o tipo de alimento pelo padrão de mastigação realizado pelo animal.

  Martelli et al. (MARTELLI, DA SILVA, et al., 2017) utilizaram sensores FBG para estudar a andadura de equinos e mostraram que a técnica pode ser utilizada para detectar problemas de locomoção destes animais e também para avaliação física de cavalos atletas para competições.

  Galvão et al. (GALVÃO, ZAMARREÑO, et al., 2017) utilizaram FBGs para mapear, em diferentes posições, a deformação de uma prótese transtibial (abaixo do joelho) composta de polímero reforçado com fibra de carbono e os resultados mostraram a deformação da estrutura da prótese em diversos pontos e em tempo real, o que pode ser útil para a detecção de falhas no material, registro de sessões de treinamentos, ou o estudo das forças de impacto com o solo durante avaliações periódicas.

  Milczewski et al. (MILCZEWSKI, SILVA, et al., 2006) avaliaram as forças em vários dentes em função da carga aplicada. Para tanto, uma arcada dentária de metal com aparelho ortodôntico foi fixada em um braquete, e a FBG foi colocada entre o braquete do aparelho e o dente, conforme Figura 5 e o experimento foi realizado cinco vezes para obtenção de média. Os resultados obtidos mostraram que a superfície do dente está sujeita à carga de 0,13 N, demonstrando ser possível a utilização de FBGs em fibra de alta birrefringência ou fibra polimérica, colocada entre o braquete e a superfície do dente para investigação de aparelhos ortodônticos.

  Em outro trabalho, Milczewski et al. (MILCZEWSKI, SILVA, et al., 2012) mostraram o uso dos sensores FBGs em um modelo artificial de maxila, e relataram a possibilidade de monitorar as forças adjacentes às raízes dentárias e a tensão que ocorre dentro da maxila. Para tanto, foram coladas FBGs nas coroas dos dentes incisivo, canino e molar do modelo; e outra FBG de comprimento de onda diferente mas na mesma fibra foi colada na raiz de cada um dos três dentes. Outro eixo das raízes dos dentes. A montagem do modelo com as FBGs, bem como a identificação da localização das redes estão apresentadas na Figura 6 (a) e (b) e esta montagem foi submetida à aplicação de forças, de maneira semelhante à realizada durante o tratamento ortodôntico, para investigação das forças aplicadas durante este tipo de tratamento, conforme mostra a Figura 6 (c) e (d).

  

Figura 5 - (a) Montagem do experimento; (b) esquemático da localização do sensor FBG entre

o braquete do aparelho ortodôntico e o dente (MILCZEWSKI, SILVA, et al., 2006).

  Marin et al. (MARIN, MILCZEWSKI, et al., 2014) relataram o uso de sensores FBG para medir a magnitude de uma mordida humana na intercuspidação molar, utilizando-se de um dispositivo interoclusal resiliente, que foi modelado para uso de uma voluntária, e continha duas fibras óticas contendo uma rede de Bragg cada uma. O dispositivo interoclusal foi calibrado in vitro com a aplicação de cargas, e após a calibragem o dispositivo foi oferecido à voluntária para oclusão. A utilização do dispositivo pela voluntária é apresentada na Figura 7.

  

Figura 6 - (a)Montagem do modelo de maxila utilizado no experimento, (b) esquemático da

distribuição espacial das redes de Bragg nos dentes e na maxila, (c) foto do modelo de maxila

com o aparelho ortodôntico, (d) vista oclusal dos dentes com o aparelho fixo e dispositivo

intra-oral conectado nos primeiros molares (MILCZEWSKI, SILVA, et al., 2012).

  Figura 7 – Dispositivo interoclusal sendo utilizado pela voluntária, com detalhe para as fibras óticas (MARIN, MILCZEWSKI, et al., 2014).

  Abe et al. (ABE, MILCZEWSKI, et al., 2017) estudaram a magnitude da força de mordida humana em condição de máxima intercuspidação molar com o uso de FBGs. Para a análise, utilizaram-se de sensor FBG envolto em silicone e precisamente posicionado no ponto de contato do primeiro molar inferior para os lados direito e esquerdo de dois voluntários saudáveis, sendo um do sexo masculino e outro do sexo feminino. Foi realizada a calibragem do sensor in vitro utilizando-se de modelos de gesso da arcada dentária dos voluntários, e posteriormente o sensor foi utilizado pelos voluntários em quatro situações: antes da oclusão, oclusão, mordida e mordida máxima. A Figura 8 (a) apresenta o voluntário do sexo masculino com o sensor posicionado no primeiro molar inferior direito, e a Figura 8 (b) apresenta o modelo de gesso em oclusão. As medidas obtidas para força de mordida máxima foram 85 N para voluntário feminino e 76 N para voluntário masculino, com a diferença podendo ser associada ao padrão facial. Como conclusão do trabalho, os autores afirmam que o sensor é capaz de realizar medições de forças ortodônticas para análise de diferentes padrões faciais.

  

Figura 8 - (a) voluntário do sexo masculino com sensor FBG envolto em silicone posicionado

no primeiro molar superior direito (b) modelo de gesso do voluntário com o sensor inserido

no primeiro molar superior direito em posição de máxima intercuspidação.

  1.2 OBJETIVOS

  1.2.1 Objetivo Geral Este trabalho tem como objetivo a instrumentação de dispositivos interoclusais com redes de Bragg em fibras óticas para avaliação do comportamento biomecânico dos dispositivos interoclusais de material rígido e resiliente e avaliar a força dos diferentes movimentos maxilomandibulares.

  1.2.2 Objetivos Específicos A calibração do sensor tem como objetivo apresentar o valor da força aplicada em função da variação do comprimento de onda central e a utilização do dispositivo instrumentado em paciente voluntário com bruxismo, além de obter a máxima sensibilidade do sensor in vitro, e uma simulação do caso real.

  Nos ensaios in vivo, tem-se como objetivo garantir que a variação do comprimento de onda central da rede seja dada pela força aplicada pelo paciente; a comparação entre o uso de dispositivos interoclusais rígido e resiliente para estudo das forças aplicadas pelo paciente durante a realização de mordida e movimentos mandibulares; verificar a repetitividade e replicabilidade do sensor proposto, determinar os padrões de mordida apresentados por meio do sensor e, por fim, avaliar a qualidade do sensor para medição da atividade de bruxismo durante o período de sono.

  1.3 ESTRUTURA DA DISSERTAđấO Este trabalho está estruturado em cinco capítulos, de modo a descrever a fundamentação teórica, a metodologia utilizada, os resultados e por fim, as conclusões e considerações finais.

  O capítulo 1 faz uma introdução ao trabalho, fazendo revisão de literatura sobre o uso de FBGs na biomecânica, e descrevendo os objetivos desta dissertação.

  No capítulo 2 encontra-se a fundamentação teórica do trabalho, FBGs como sensores de deformação e temperatura, e a caracterização das redes.

  O terceiro capítulo apresenta a metodologia utilizada durante os experimentos in vitro e in vivo, bem como os métodos de caracterização e interrogação de redes utilizados para obtenção dos dados.

  O capítulo 4 apresenta os resultados obtidos para o experimento in vitro e como estes resultados foram utilizados para análise e discussão dos resultados obtidos para os estudos in vivo.

  No capítulo 5 a conclusão é apresentada, bem como sugestão de trabalhos futuros e as publicações geradas por esta dissertação. Por fim, são apresentadas as referências utilizadas ao longo deste trabalho.

2. FUNDAMENTAđấO TEốRICA

  As redes de Bragg são dispositivos fotorrefrativos produzidos por iluminação UV ou visível. A FBG consiste em mudanças fotoinduzidas que geram uma modulação periódica no índice de refração do núcleo da fibra ótica, n , ao longo de seu eixo

  1

  longitudinal, com período espacial 500 nm.

  2.1. REDE DE BRAGG O valor de n em função da distância longitudinal z é dado pela equação (1). Na

  n

  rede, o índice de refração intercala-se com um índice nn com espaçamento +

  1

  1 de  entre eles.

  2 z  n(z) n n cos( ) (1)   

  1 

  A modulação do índice de refração causa o acoplamento da luz do modo propagante para o modo contra-propagante, em uma faixa estreita de comprimentos de onda. O eixo longitudinal z de propagação, bem como os vetores de onda estão representados na Figura 9.

  

Figura 9 - Representação esquemática de uma rede de Bragg gravada no núcleo de uma fibra

ótica.

  2.1.1. Princípios das Redes de Bragg Para determinar o comprimento de onda de uma rede de Bragg deve-se observar a conservação de energia e a conservação do momento. A energia é conservada, pois a frequência da radiação incidente e da radiação refletida é a mesma; e a conservação do momento é dada pela soma do vetor de onda incidente e o vetor de onda da rede é igual ao vetor de onda da radiação espalhada, conforme a equação (2), em que o índice i se refere ao vetor de onda incidente e o índice f se refere ao vetor de onda da radiação espalhada.

  (2)

    K K K f i

  Para uma luz com ângulo de incidência, a conservação do momento é dada

  θ

  pela equação (3):

  2

  2

  2  nn

  (3)

  sen ( ) sen ( )

    m

f i

    

  A equação (4) define índice de refração efetivo como:

  n sen (  )  n

  (4)

  eff

  Substituindo m = -1 para fibras monomodo e a expressão para n , a equação

  eff

  (3) torna-se:

  2

  2  nn

  2  eff , f eff , i

  (5)

  

 

   com os índices f representando final e i representando inicial.

  Como n e n são iguais em magnitude, diferenciando-se apenas na

  , , eff f eff i

  direção, podemos reescrever a equação (5) da seguinte forma:

  2  n eff

  2 

  2

  (6)

  

 

  Por fim, a partir da equação (6) podemos definir o comprimento de onda de Bragg pela equação (7):

  2 λn Λ (7)

  B eff

  A largura de banda zero a zero FWFZ (Full Width at First Zero) é apresentada na equação (8) e está relacionada com o perfil da modulação do índice de refração e com o comprimento L da rede, com o pico do espectro de reflexão centrado aproximadamente no comprimento de onda de Bragg:

  2 

  2

  2 B ( ) kL

       (8) FWFZ n L

   eff

  em que k é o coeficiente de acoplamento entre o modo de propagação de entrada e o modo refletido acoplado pela estrutura da rede, conforme equação (9):

  

 n

k

  (9)

  

B

   sendo a amplitude do índice de refração causada pela perturbação e  é a com n parcela de potência contida no núcleo da fibra.

  Uma onda incidente com comprimento de onda da ordem de na rede será

  Δλ

  refletida em uma faixa estreita de centrada em e a onda transmitida terá espectro

  B , λ λ

  complementar ao espectro de reflexão, conforme o diagrama esquemático apresentado na Figura 10.

  

Figura 10 - Espectros de emissão da potência incidente (canto superior à esq.), de transmissão

(à dir.) e de reflexão da radiação (canto inferior à esq.), característicos de uma rede de Bragg.

  A refletividade é a razão entre a luz refletida e a luz incidente, e para a rede de Bragg, ela é definida pela equação (10),

  2

  2 k senh ( gL ) R ( ) 

   B

  2

  (10)

  2

  2

  2    g cosh ( gL ) senh ( gL )

  

  2  

  em que  é o descasamento de fase para um determinado comprimento de onda do espectro da fonte ótica, e é definido na equação (11),

   

  2   n   eff 2 

  2

  (11)

        

    s  

   

  e a equação (12) define o parâmetro g como:

  

2   

g k

  (12)

      2  

  Como na condição de Bragg há um casamento de fase,  = 0 e a refletividade em função do coeficiente k de acoplamento e do comprimento L pode ser simplificada para a equação (13):

  2 ( )  tanh ( )

  

RkL

B

  (13) Deste modo, qualquer grandeza física que afete as características da rede ou as condições dos modos de propagação da luz no interior da fibra causa uma mudança no comprimento de onda de Bragg para aquela rede. Diversos dispositivos têm como princípio esta característica, em especial os sensores à fibra ótica.

  2.1.2. Sistema de Gravação A técnica de gravação direta de rede de Bragg sob máscara de fase é um método de gravação bastante efetivo (OTHONOS e KALLI, 1999) que emprega um elemento ótico difrativo dielétrico, que é a máscara de fase, para modulação do feixe UV incidente. As máscaras de fase podem ser produzidas holograficamente ou por litografia por feixe de elétrons. As máscaras de fase induzidas por holografia não possuem erros pontuais, presentes no método por feixe de elétrons. No entanto, padrões complexos podem ser escritos nas máscaras fabricadas por feixe de elétrons (chirps quadráticos, padrões de Moiré etc.). A máscara de fase tem uma estrutura unidimensional de relevo de superfície fabricada em uma sílica fundida de alta qualidade plana transparente ao feixe de escrita UV.

  O perfil da máscara é escolhido de modo que quando um feixe UV incide sobre a máscara de fase o feixe difratado de ordem zero seja suprimido para menos que uma determinada porcentagem (tipicamente de 5%) da potência transmitida. Além disto, as ordens difratadas m = +1 e m = -1 são maximizadas, com cada uma contendo cerca de 35% da potência transmitida (OTHONOS e KALLI, 1999). Um padrão de franja de campo próximo é produzido pela interferência dos feixes de difração com ordens e . Onde há interferência construtiva, o índice de

  m = +1 m = -1

  refração é aumentado em , período das franjas é metade do período da máscara

  Δn

  

  PM

  de fase, e o período da rede, , é metade do período da máscara de fase, ,

  Λ

  conforme apresentado na equação (14),

   

UV PM

     

  (14)

  2 m

  2 sen ( )

  2 O padrão de interferência fotograficamente imprime uma modulação do índice

  de refração no núcleo de uma fibra óptica fotossensível colocada em contato com ou próximo dele imediatamente atrás da máscara de fase. Uma lente cilíndrica pode ser usada para focalizar o padrão de franja ao longo do núcleo da fibra.

  A principal vantagem deste método de gravação, e também a razão pela qual este método foi escolhido para ser utilizado durante este trabalho, é o fato de que para produzir FBGs de comprimentos de onda diferentes basta trocarmos a máscara de fase utilizada. Isto faz com que uma mesma montagem de bancada e um mesmo laser UV sejam úteis para produção de redes em diversos comprimentos de onda, trocando apenas a máscara utilizada. Além disto, esta simplicidade faz com que este método de gravação seja um método robusto e estável, pois a fibra é colocada diretamente atrás da máscara de fase, no campo próximo aos raios UV difrativos, fazendo com que problemas de estabilidade por vibração mecânica sejam minimizados.

  Normalmente, as fontes de radiação UV utilizadas para gravação de FBGs possuem baixa coerência espacial e temporal. Um laser bastante utilizado em gravações de redes de Bragg é o excímero KrF (OTHONOS e KALLI, 1999). A baixa coerência requer que a fibra seja colocada em contato diretamente com a máscara para induzir a modulação máxima do índice de refração.

  Considere agora o núcleo da fibra a uma distância h da máscara de fase. As ordens m = +1 e m = -1 interferem de modo a formar a rede. Já que a distância entre a fibra e a máscara é a mesma para ambas as ordens de difração, a coerência outro lado, como a distância h aumenta, a separação d entre os dois feixes de interferência é incrementada. Neste caso, é exigida uma boa coerência espacial para a formação de um padrão de franjas de alto contraste. À medida que uma distância h estende-se para além da coerência espacial do raio incidente UV, o contraste de interferência da franja tende a se deteriorar. A Figura 11 apresenta o desenho esquemático de gravação de uma rede de Bragg por máscara de fase, considerando a referência longitudinal para a fibra.

  Figura 11 – Desenho esquemático de gravação de uma rede de Bragg por máscara de fase.

  2.2. SENSORES BASEADOS EM REDES DE BRAGG O comprimento de onda central da luz refletida a partir de uma FBG, a ressonância da rede de Bragg, depende do índice de refração efetivo do núcleo e da periodicidade da rede. Deformações na FBG e alterações de temperatura causam variações longitudinais e/ou transversais, resultando em alterações no índice de refração efetivo e na periodicidade da rede, gerando um deslocamento no comprimento de onda de pico da FBG.

  2.2.1. Tensão Longitudinal e Temperatura Um sensor baseado em redes de Bragg em fibras óticas tem como princípio a monitoração do deslocamento espectral causado por alterações no comprimento de onda de Bragg, chamado , devido à ação de uma tensão longitudinal, , e/ou

  B

  Δλ

  temperatura, T . A variação do comprimento de onda de Bragg é dada pela equação (15):

  n n  

   

eff   eff  

     2   n    2   nT (15) B eff eff

  

   

T T

  

     

   

  A tensão longitudinal é dada pela equação (16):

  

L

 

  (16)

  

L

  onde L é o comprimento do segmento de fibra sujeito à força externa aplicada e é

  L a variação do comprimento devido à aplicação da força externa.

  Para a aplicação de uma tensão mecânica longitudinal, a tensão longitudinal provoca uma deformação, que pode ser expressa pela equação (17):

  2     n eff

       2 n   1  [ p   ( pp )    (17)

  B eff

  12

  11

  12  

  2      

  que indica a relação entre a variação do comprimento de onda e a sensibilidade à tensão longitudinal. Os coeficientes fotoelásticos são representados por p

  11 e p 12 , e ν

  é o coeficiente de Poisson. Para uma fibra de sílica com dopagem de germânio, p

  11 = 0,113, p 12 = 0,252, ν = 0,16 (KERSEY, DAVIS, et al., 1997).

  Para a variação do comprimento de onda causada pela sensibilidade térmica, a expressão para é dada pela equação (18):

  B Δλ

    (  n /  T )

     B eff   2 n     T (18)

  n eff

     

  (  n /  T )

  com sendo o coeficiente de expansão térmica da fibra, e é o coeficiente

   n eff

  termo-ótico. Para uma fibra de sílica dopada com germânio, estes valores são,

  • 6 -1 -6 -1

  

( n / T )

 

  respectivamente,  = 0,55x10 °C e = 8,6x10 °C (OTHONOS e KALLI,

  

n

eff

1999).

  Em uma rede gravada na faixa de 1550 nm, com índice de refração efetivo no valor de 1,484, a sensibilidade teórica para a variação do comprimento de onda de Bragg causada pela tensão é de aproximadamente 1,2 pm/µε. µε (microstrain) é a unidade de medida de deformação, e c ada µε indica uma deformação de 1 µm em uma fibra de 1 m de comprimento. Para esta mesma fibra, a sensibilidade causada pela variação de 1°C em temperatura é de, aproximadamente, 13,7 pm/°C (OTHONOS e KALLI, 1999).

  A Figura 12 ilustra o que ocorre quando a rede sofre uma tensão longitudinal de estiramento. Nesta situação, o período da rede aumenta e, portanto, o comprimento de onda de Bragg se desloca para maiores comprimentos de onda. Quando a rede sofre uma tensão longitudinal de compressão, o período da rede diminui e, portanto, o comprimento de onda de Bragg se desloca para menores comprimentos de onda, conforme ilustra a Figura 13.

  

Figura 12 - Esquema da direção de deslocamento do comprimento de onda de Bragg quando o

material sofre uma deformação longitudinal de estiramento.

  

Figura 13 - Esquema da direção de deslocamento do comprimento de onda de Bragg quando o

material sofre uma deformação longitudinal de compressão.

  2.2.2. Tensão Transversal O resultado da aplicação de forças transversais sobre toda a extensão da rede de Bragg em fibras monomodo padrão é a indução de birrefringência. A força transversal aplicada provoca uma anisotropia no índice de refração da fibra devido às diferentes tensões em cada um dos eixos transversais. A birrefringência local induzida pela força é definida como a diferença entre os índices de refração dos eixos transversais.

  O espectro de reflexão das redes devido às tensões transversais mostram bandas desdobradas devido aos diferentes índices de refração da fibra gerados pela carga transversal aplicada. Um esquema da aplicação de força transversal é apresentado na Figura 14 e o desdobramento de uma segunda banda causado pela força pode ser visto na Figura 15.

  

Figura 14 - Diagrama da direção longitudinal z da fibra no espaço, e uma força transversal

aplicada.

  

Figura 15 - Gráfico ilustrativo das bandas desdobradas devido à aplicação de uma força

transversal.

  2.3. CARACTERIZAđấO DAS REDES DE BRAGG Como a gravação de redes é imediata, sua caracterização é feita

  • – simultaneamente, observando-se a rede pelo analisador de espectro ótico (OSA Optical Spectrum Analyzer), que apresenta o diagrama de reflexão e o comprimento de onda de Bragg. Para a caracterização, são necessários também uma fonte ótica de grande largura espectral (ASE
  • – Amplified Spontaneous Emission) e um circulador ótico ou acoplador direcional (BARBOSA, RABELO, et al., 2000). A caracterização é feita observando-se a variação do diagrama de reflexão da fibra.

  

Figura 16 - Diagrama de leitura de uma rede de Bragg utilizando fonte ótica, circulador ótico e analisador de espectros óticos. fibra ótica a luz emitida pela fonte ASE e ao mesmo tempo possamos obter o espectro que é refletido por esta mesma fibra. A Figura 16 ilustra o funcionamento de um circulador ótico e sua utilidade na montagem experimental para caracterização de redes de Bragg. O sinal luminoso é acoplado à porta 1 do circulador. A partir disto, este sinal é transmitido à porta 2 do equipamento, que está conectada à fibra ótica contendo a FBG de interesse. A rede refletirá uma determinada componente espectral do sinal e deixará passar as demais, gerando os espectros de transmissão e reflexão já apresentados na Figura 10. Esta luz refletida retorna à porta 2 do equipamento, podendo então, ser desviada para a porta 3, que pode ser conectada ao analisador de espectros. Neste caso, a caracterização é feita pelo espectro de reflexão observado no equipamento ASE, este tipo de observação é interessante quando temos baixa refletividade. Quando a refletividade é mais alta, podemos, como alternativa, observar o espectro de transmissão da rede e observar o vale obtido para análise das características da rede de Bragg.

  Duas redes ou mais redes de Bragg podem ser demoduladas com o interrogador através de um acoplador a fibra ótica. Um diagrama do sistema é mostrado na Figura 16.

  

Figura 17 - Diagrama de utilização de um acoplador ótico para leitura de duas FBGs

simultaneamente no interrogador.

  A gravação dos sensores pode ser otimizada para outras aplicações, e para as aplicações em biomecânica geralmente utiliza-se o método de gravação por máscara de fase por atender aos requisitos necessários para as análises.

3. METODOLOGIA

  As redes de Bragg utilizadas como sensores para a área de biomecânica não necessitam de características especiais, pois os parâmetros medidos estão diretamente ligados à deformação e temperatura. Com isto, geralmente são utilizadas redes curtas, fabricadas pelo método de máscara de fase, e estas também foram utilizadas ao longo deste trabalho.

  3.1 REDES DE BRAGG A FBG foi gravada numa fibra monomodo padrão SSMF utilizando um laser

  Excímero KrF (Coherent, Xantos XS 500) com comprimento de onda de emissão de 248 nm, cujo feixe ilumina a fibra através de uma máscara de fase. Durante a gravação da rede, o laser operou em 5 mJ/pulso, com taxa de repetição de 200 Hz. O comprimento estimado da rede é 3 mm, obtido a partir da incidência do feixe laser numa íris antes da máscara de fase. A Figura 18 mostra diagrama esquemático de gravação da rede, indicando os equipamentos utilizados.

  Figura 18 – Desenho esquemático de gravação da rede de Bragg por máscara de fase. A figura mostra os itens utilizados na montagem da bancada para a gravação.

  A Figura 19 (a) mostra a vista lateral do sistema de gravação utilizado, com as indicações do laser, da lente cilíndrica e dos espelhos apresentadas na imagem. A Figura 19 (b) apresenta a vista superior, com indicação do caminho percorrido pelo feixe de laser e da fibra ótica.

  (a) (b)

  

Figura 19 - Fotos da bancada de gravação das redes de Bragg por máscara de fase. A vista lateral é indicada na figura (a) e a vista superior é mostrada na figura (b). gravação das redes utilizando-se de um analisador de espectro ótico (OSA - Optical

  

Spectrum Analyzer) fabricado pela Yokogawa, modelo AQ6375 (resolução em

  comprimento de onda de 0,05 nm), um circulador ótico de três portas fabricado pela THORLABS, modelo 6015-3-FC e de uma fonte de emissão espontânea amplificada (ASE - Amplified Spontaneous Emission) fabricada pela Amonics, modelo ALS-10-M.

  Estes equipamentos estão apresentados na Figura 20 (a) (OSA) e na Figura 20 (b) (circulador ótico e ASE).

  As análises in vitro foram realizadas utilizando-se de um analisador de espectros óticos, o mesmo utilizado para a interrogação durante a gravação das redes.

  Durante as análises in vivo, utilizou-se um interrogador (Micron Optics, SM125- 500), com resolução em comprimento de onda de 0,001 nm e taxa de aquisição de 2 Hz, apresentado na Figura 20 (c) para as aquisições dos espectros óticos.

  

Figura 20 - Equipamentos utilizados durante os ensaios in vitro e in vivo e no processo de

gravação das redes: (a) analisador de espectros, (b) circulador e fonte ótica, e (c) interrogador.

  3.2 DISPOSITIVOS INTEROCLUSAIS Um cirurgião dentista especialista em Disfunção temporomandibular e dor orofacial realizou a moldagem das arcadas dentárias superior e inferior do paciente com uma moldeira de metal e alginato (Cavex Color Change Fast Set Dustfree, Cavex). Posteriormente, os moldes foram vazados com gesso pedra especial (Durone, Dentsply) com auxílio de um vibrador de gesso (Master, Biotron) para prevenir a formação de bolhas e obtidos os modelos de gesso das arcadas dentarias. Em seguida foi gravado o registro da arcada facial do paciente. Os contatos oclusais foram demarcados com tiras de papel carbono (Occlufast, Zhermack) através da manipulação longa do maxilar do paciente até a posição de máxima intercuspidação. Na sequência, os modelos de gesso da arcada superior e inferior do paciente foram cortados em um aparador de gesso. O modelo de gesso da arcada dentária superior com os pontos de contatos oclusais dos primeiros molares reforçados é apresentado na Figura 21. Os mesmos modelos de gesso foram utilizados para preparar todos os dispositivos interoclusais utilizados durante os experimentos.

  esquerdo direito

  (a) (b)

  Figura 21 – (a) Arcada dentária superior com indicação dos pontos de contato nos primeiros molares do paciente e (b) respectivo modelo de gesso.

  Para a realização do teste in vitro, o modelo de gesso foi fixado na posição de oclusão utilizando-se um articulador semi-ajustável (4000-S Articulator, Bio-art). Articulador semi-ajustável é um instrumento utilizado para registrar as relações maxilomandibulares e reproduz os movimentos da mandíbula. Com este dispositivo é possível a fixação de modelos de gesso para reproduzirem as arcadas dentárias do paciente para observação e análise do movimento maxilomandibular sem sua mandíbula: inclinação condilar horizontal na fossa glenoide de 30° e deslocamento lateral de Bennett de 15°, no lado de balanceio com o plano sagital durante o movimento lateral da mandíbula; tais ângulos são utilizados para reproduzir a condição fisiológica humana na posição de oclusão e suas localizações estão indicadas na figura Figura 22 (a) e (b), respectivamente.

  

Figura 22 - Localização dos ângulos (a) inclinação condilar de 30° e (b) Ângulo de Bennett.

  Dispositivo resiliente

  Após a confecção dos modelos de gesso, o modelo da arcada superior foi levado para um plastificador a vácuo (Nite White, Nite White). Uma placa de silicone Whiteness (FGM, Dentscare Ltda) de 1 mm de espessura foi aquecida e pressionada à vácuo no modelo de gesso. Após 1 minuto, a placa de silicone foi removida do modelo de gesso e cortada. Em seguida, a FBG foi posicionada no contato oclusal do primeiro molar e colada com cianoacrilato. Uma segunda placa de silicone (também com 1 mm de espessura) foi pressionada à vácuo no sensor. A Figura 23 apresenta uma foto do dispositivo interoclusal pronto e posicionado no modelo de gesso utilizado para sua confecção. A espessura final do dispositivo resiliente, após plastificação e prensagem, é cerca de 2 mm. Durante a execução dos experimentos, dispositivos interoclusais foram confeccionados por este processo, e a Figura 24 apresenta dois dispositivos resilientes em que foram inseridos duas FBGs, uma em cada contato oclusal, conforme indicado na Figura 21.

  

Figura 23 - Foto do modelo de gesso da arcada inferior (à esquerda); dispositivo interoclusal

resiliente com a FBG posicionada no lado esquerdo do modelo de gesso da arcada superior (à

direita).

  

Figura 24 - Foto de dois dispositivos interoclusais resilientes com a localização das FBGs

indicada.

  Dispositivo rígido articulador semi-ajustável. Um dispositivo interoclusal de resina (resina acrílica, JET) foi confeccionado a partir do modelo de gesso da arcada dentária superior, considerando todos os passos de laboratório requeridos para sua conformação (encerar e pressionar no sistema de abafamento). As características ideais que os dispositivos devem ter, como contatos simultâneos bilaterais e distribuídos em todos os dentes, guias laterais e anteroposteriores foram seguidas e ajustadas em máxima intercuspidação. Posteriormente, o dispositivo foi polido e instalado na boca do paciente para checagem dos contatos e guias dentários. Uma canaleta foi aberta na área de contato oclusal do molar superior esquerdo utilizando-se uma broca esférica de 2 mm de diâmetro em alta velocidade. O sensor FBG foi inserido na canaleta e em seguida a mesma foi fechada com a aplicação de resina acrílica sobre a fibra. A Figura 25 apresenta uma foto do dispositivo interoclusal rígido posicionado no modelo de gesso ao final de sua confecção.

  

Figura 25 - Foto do modelo de gesso da arcada inferior (à esquerda); dispositivo interoclusal

rígido com a FBG posicionada no lado esquerdo do modelo de gesso da arcada superior (à

direita).

  A Figura 26 apresenta fotos dos dispositivos utilizados para os ensaios comparativos entre os dois materiais de confecção.

  

Figura 26 - Foto dos dispositivos interoclusais com indicação da rede posicionada no lado

esquerdo de cada uma delas, correspondente ao lado esquerdo da arcada dentária superior (a)

dispositivo interoclusal resiliente (b) dispositivo interoclusal rígido.

  3.3 ENSAIO IN VITRO O estudo in vitro foi realizado utilizando um sistema mecânico com alavanca e massas de carga. Cargas com força peso (P) variando de 0 a 90 N foram aplicadas sobre o modelo de gesso ocluído, conforme diagrama ilustrado na Figura 27 (b). A Figura 27 (a) indica vista superior da localização horizontal da esfera para o experimento utilizando duas fibras óticas, e a Figura 28 mostra fotografias dos dispositivos interoclusais posicionados no modelo de gesso.

  O plano oclusal do modelo de gesso não é perpendicular à direção da carga aplicada, e, por isto, existem componentes da força aplicada ao longo das duas direções perpendiculares ao plano oclusal, isto é, forças longitudinais e transversais no plano oclusal, conforme ilustrado na Figura 29.

  As forças longitudinais induzem deformações longitudinais no sensor FBG e é possível analisar a variação da carga pelo deslocamento da banda de reflexão espectral do sensor. Cargas mais elevadas aplicadas ao sistema também podem induzir birrefringência na fibra, devido às componentes transversais da força. No principal componente envolvido.

  Figura 27 – Desenho esquemático de: (a) Vista superior do modelo de gesso da arcada superior,

com os incisivos para cima, mostrando as duas fibras óticas. (b) Vista lateral dos modelos de

gesso superior e inferior, e a montagem experimental na alavanca para os experimentos in vitro.

  (a) (b)

  

Figura 28 - Foto dos dispositivos interoclusais (a) rígido e (b) resiliente e sensores FBG

posicionados no lado esquerdo dos modelos de gesso.

  

Figura 29 - Esquema ilustrando as forças aplicadas no ponto de contato dental e,

consequentemente, medidas pela FBG. A figura ilustra a distribuição dessas forças devido à

inclinação do plano oclusal.

  As cargas foram aplicadas nos ensaios in vitro em diferentes pontos sobre o modelo de gesso. Os pontos de aplicação das forças são indicados na Figura 30. As cargas foram aplicadas de maneira descentralizada, segundo a posição do sensor a fim de maximizar a sensibilidade em cada um dos lados. Depois foram utilizadas forças centralizadas com os sensores distribuídos dos lados direito e esquerdo, a fim de simular o caso in vivo. Para os três casos, a força foi aplicada na mesma direção em relação à mandíbula e o modelo de gesso e a Figura 30 apresenta os pontos de aplicação de carga considerando a arcada dentária com os dentes incisivos para cima.

  (a) (b) (c) (d)

  Figura 30 – Vista superior dos pontos de aplicação das cargas: (a) centralizada, (b)

descentralizada à direita e (c) descentralizada à esquerda cargas durante o experimento in vitro.

A figura (d) indica a posição considerada para a arcada dentária para os três casos.

  O diagrama esquemático apresentado na Figura 31 mostra a aquisição simultânea dos dois sensores com aplicação de carga centralizada. O mesmo sistema foi utilizado para a aquisição simultânea dos dois sensores in vivo.

  

Figura 31 - Diagrama da montagem experimental para a aquisição simultânea de dois sensores

com aplicação de carga centralizada, utilizando um acoplador e o interrogador SM 125.

  3.4 ENSAIO IN VIVO As análises in vivo foram realizadas em paciente do sexo feminino com bruxismo (desordem temporomandibular). O dispositivo interoclusal foi colocado na arcada dentária superior do paciente. O monitoramento foi iniciado 3 minutos depois para esperar a estabilidade de deformação e temperatura após a inserção do dispositivo na boca. As variações de deformação e temperatura identificadas no presente estudo estão relacionadas às variações de comprimento de onda dos sensores de fibra óptica. Os experimentos foram realizados em um ambiente controlado à temperatura ambiente (21

  C). A Figura 32 mostra a fotografia do paciente voluntário ao utilizar o dispositivo interoclusal resiliente. O sensor FBG está posicionado no interior do dispositivo interoclusal, em uma das cúspides (vertente triturante da cúspide disto-vestibular) do primeiro molar (direito e esquerdo do dispositivo resiliente e esquerdo do dispositivo rígido). As Figura 33 e

  Figura 34 mostram a posição do sensor no dispositivo durante o experimento in vivo para os dispositivos interoclusais resiliente e rígido, respectivamente. mordida máxima. O estágio de oclusão se refere ao contato superficial dos dentes superiores e inferiores. O estágio de mordida se refere à mordida padrão do paciente e o estágio de mordida máxima está relacionado ao limite de força aplicado pelo paciente.

  Figura 32 - Paciente utilizando dispositivo interoclusal com os sensores a fibra ótica.

  

Figura 33 - Dispositivo interoclusal na posição de oclusão e localização da FBG do lado

esquerdo para o dispositivo resiliente.

  Figura 34 – Dispositivo interoclusal na posição oclusal e localização da FBG do lado esquerdo para o dispositivo rígido.

  3.4.1. Estabilidade Térmica e Deformação dos Dispositivos Interoclusais Como o sensor possui sensibilidade cruzada (deformação e temperatura), quando o paciente insere o dispositivo interoclusal na boca, a diferença de temperatura entre o ambiente externo e o corpo do paciente causa uma variação do comprimento de onda central da rede, até a completa estabilização da temperatura.

  Para avaliar a estabilidade térmica e de deformação do dispositivo interoclusal resiliente, este foi inserido na boca do paciente na posição de oclusão e mantido por 2,5 minutos (150 segundos), que é o tempo mínimo para estabilização da temperatura. Para o dispositivo rígido, o procedimento foi realizado por aproximadamente 30 minutos (2000 segundos), pois o tempo de 150 segundos não é suficiente para estabilização adequada.

  3.4.2. Força de Mordida e Movimentos Para os ensaios de movimentos e mordida máxima, foram utilizados dispositivos interoclusais dos tipos resiliente e rígido, com o sensor localizado no primeiro molar superior esquerdo de cada dispositivo. Os ensaios com cada placa foram realizados em diferentes momentos. O dispositivo interoclusal foi posicionado na boca da paciente conforme Figura 32 e foi solicitado ao voluntário a realização de movimentos bucais (com diferentes tempos de mordida e movimento), que foram divididos nas seguintes sequências:

  I. Três mordidas, com as seguintes durações:  30 segundos de mordida e relaxamento de 180 segundos;

   20 segundos de mordida e relaxamento de 180 segundos;  10 segundos de mordida e relaxamento de 180 segundos;

  II. Três sequências de movimentos laterais direito e esquerdo, com as seguintes durações:  30 segundos de movimentos laterais e relaxamento de 180 segundos;

   20 segundos de movimentos laterais e relaxamento de 180 segundos;  10 segundos de movimentos laterais e relaxamento de 180 segundos;

  III. Três sequências de movimento anteroposterior, com as seguintes durações:

   30 segundos de movimento anteroposterior e relaxamento de 180 segundos;  20 segundos de movimento anteroposterior e relaxamento de 180 segundos;

   10 segundos de movimento anteroposterior e relaxamento de 180 segundos;

  IV. Três mordidas máximas com duração de 15 segundos e relaxamento de 60 segundos.

  A fim de analisar se o padrão de mordida permanece o mesmo após longos períodos de mordida e curtos períodos de intervalo, foi solicitado ao voluntário a realização de mordida por 20 segundos, seguido por 5 segundos de relaxamento, para os dois dispositivos, até exaustão.

  3.4.3. Ensaio de Repetição

  • – Dispositivo Resiliente Para conferir a repetitividade e replicabilidade do sistema, ensaios foram realizados com os sensores embutidos em dois dispositivos diferentes (Figura 24) e a análise foi feita observando-se os sensores localizados no lado esquerdo do paciente. Para cada dispositivo interoclusal resiliente foram realizados dois ensaios, solicitando à voluntária a realização de 30 segundos de mordida, seguido de 30 segundos de relaxamento. Para cada dispositivo, a sequência foi repetida seis vezes, com a utilização dos mesmos equipamentos e ambiente com temperatura controlada.

  O ensaio de repetição in vivo foi realizado com a voluntária utilizando apenas o dispositivo resiliente.

  3.4.4. Ensaio de Mordida

  • – Dispositivo Resiliente Para os ensaios de mordida, três casos foram analisados: oclusão, mordida e mordida máxima. A posição de repouso sem oclusão dentária (antes da oclusão) é considerada como o ponto inicial.

  O estágio de oclusão apresenta forças inferiores em relação ao estágio de mordida para ambos os lados da boca, conforme esperado; no entanto, no estágio de mordida máxima a força torna-se menor. Esse comportamento pode ser relacionado à distribuição da força sobre o dispositivo nesta etapa.

  A partir da inclinação obtida pelo melhor ajuste linear, é possível correlacionar os padrões de força com a variação do comprimento de onda.

  3.4.5. Ensaio de Fadiga Através do sensor FBG é possível monitorar as forças geradas pelo primeiro molar superior esquerdo durante as diferentes sequências de movimento realizadas para identificar e caracterizar a exaustão e a fadiga muscular.

  Para o estudo da fadiga, foi utilizado outro dispositivo interoclusal resiliente, com um sensor localizado no primeiro molar superior esquerdo, e outro sensor no primeiro molar superior direito. As seguintes sequências foram solicitadas:

  I. Sequência de mordidas máximas, com 20 segundos de mordida e relaxamento de 5 segundos. A sequência era mantida até a presença de dor;

  II. Sequência de mordidas máximas, com 10 segundos de mordida e relaxamento de 3 segundos. A sequência era mantida até esgotamento muscular e presença de dor. Os ensaios de fadiga e exaustão são exercícios induzidos pelo paciente, e, portanto, a fim de obter uma análise mais completa, é necessária à realização de um ensaio espontâneo realizado pelo paciente.

  3.4.6. Ensaio de Bruxismo Um ensaio in vivo foi realizado por um paciente voluntário portador do hábito de bruxismo do sono, utilizando o dispositivo interoclusal resiliente durante o sono. O dispositivo resiliente foi instrumentado por duas FBGs, localizadas nos primeiros molares superiores.

  Uma sala contendo os equipamentos necessários para as medições e temperatura ambiente controlada de 22°C foi adaptada para abrigar o paciente durante o sono. Durante o teste, o paciente dormiu sem uso de fármaco e não realizou movimentos que resultassem na quebra da fibra ótica.

  A Figura 35 mostra o paciente em repouso utilizando o dispositivo interoclusal instrumentado (detalhe da Figura 35) e os equipamentos utilizados para a demodulação dos sensores. A aquisição dos dados foi feita continuamente pelo interrogador SM 125, durante o ciclo de sono do paciente. onda de pico em função da variação das forças e da temperatura. A fim da obtenção dos dados in vivo destas forças e das mudanças de temperatura, foram utilizados dados obtidos em ensaios prévios com modelo in vitro para a obtenção dos coeficientes de sensibilidade dos sensores.

  Figura 35 – (a) Fotografia da montagem experimental para o ensaio de bruxismo do sono. (b)

Detalhe do paciente utilizando o dispositivo interoclusal resiliente, com as fibras óticas

demarcadas na extremidade do dispositivo e o interrogador utilizado para a aquisição dos

dados.

4. RESULTADOS E DISCUSSÕES

  Análises in vitro foram realizadas num modelo de gesso para que as caracterizações sejam o mais próximo possível do sistema real. Os modelos biomecânicos não são homogêneos e apresentam estruturas complexas. Por este motivo é necessária a caracterização dos sensores pela aplicação das forças com as redes embutidas no próprio modelo complexo.

  4.1 ENSAIO ESTÁTICO

  4.1.1. Forças Descentralizadas Os testes iniciais das forças de mordida foram realizados no modelo de oclusão estática, para obter a máxima sensibilidade do sensor. Os pontos de contato nos primeiros molares, mostrados na Figura 21, obtidos com o papel carbono, indicam distribuição maior da carga no lado direito do paciente. Portanto, devido ao fato do sensor ser pontual e bem localizado, a força no sensor deverá ser menor para este lado.

  Por isso, a fim de obter a máxima sensibilidade do sensor, a FBG localizada no lado esquerdo foi analisada utilizando os dispositivos rígido e resiliente, com aplicação de carga descentralizada neste mesmo lado.

  A Figura 36 e a Figura 37 mostram o deslocamento da posição espectral das FBGs em função da carga aplicada para o sensor posicionado no lado esquerdo. O coeficiente de sensibilidade obtido para o dispositivo rígido foi de

  • 0,109 nm/N e para o dispositivo resiliente foi de 0,028 nm/N para os sensores localizados no primeiro molar superior esquerdo de cada dispositivo (Figura 38 e Figura 39, respectivamente). Estes valores para as sensibilidades foram obtidos a partir do melhor ajuste linear aos dados. Pela inclinação obtida é possível determinar a força como função da carga aplicada durante os testes.

  1538,50 1539,00 1539,50 1540,00 1540,50

  50 100 150 200 250

  0N

  10N

  20N

  30N

  40N POTÊNCIA REFL ETIDA ( nW)

  COMPRIMENTO DE ONDA (nm) Figura 36 – Variação do espectro de reflexão em função da carga aplicada para o dispositivo rígido com o sensor localizado do lado esquerdo. Carga descentralizada.

  1538,50 1539,00 1539,50 1540,00 1540,50

  50 100 150 200

  0N

  10N

  20N

  30N

  40N POTÊNCIA REFL ETIDA ( nW)

  COMPRIMENTO DE ONDA (nm)

Figura 37 - Variação do espectro de reflexão em função da carga aplicada para o dispositivo

resiliente com o sensor localizado do lado esquerdo. Carga descentralizada.

  0,00 nm)

  • 0,10
  • 0,20

  VARIAđấO DO

  • 0,30
  • 0,40

  COMPRIMENTO DE ONDA (

  • 0,50

  10

  20

  

30

  40 PESO (N)

Figura 38 - Variação do comprimento de onda central da FBG como função do peso aplicado no

primeiro molar esquerdo para o dispositivo interoclusal rígida. Carga descentralizada. Os

símbolos representam os dados experimentais, e a linha tracejada é o ajuste linear.

  1,20 nm)

  1,00 0,80 0,60

  VARIAđấO DO 0,40 0,20

  COMPRIMENTO DE ONDA ( 0,00

  10

  20

  30

  40 PESO (N) Figura 39 – Variação do comprimento de onda central da FBG como função do peso aplicado no

primeiro molar esquerdo para o dispositivo interoclusal resiliente. Carga descentralizada. Os

símbolos representam os dados experimentais, e a linha tracejada é o ajuste linear.

  4.1.2. Forças Centralizadas Para uma melhor aproximação do caso real, foram realizados ensaios com as forças aplicadas de maneira centralizada no modelo de gesso, conforme ilustrado na

  Figura 30 (a). A aplicação das cargas foi realizada de forma gradual, primeiramente crescente e em seguida decrescente. A Figura 40 apresenta a aplicação crescente de forças para os dispositivos interoclusais resiliente e rígido, com sensores localizados no lado esquerdo. Para esta medida, os coeficientes de sensibilidade obtidos foram -0,009 nm/N para o dispositivo rígido e 0,008 nm/N para o dispositivo resiliente. O coeficiente angular da reta obtida para o dispositivo rígido possui sinal inverso ao obtido para o dispositivo resiliente, indicando o movimento de compressão do dispositivo rígido devido à aplicação de cargas e não o de distensão longitudinal, como no caso do dispositivo resiliente.

  0,50 RESILIENTE RÍGIDO 0,40 nm) (

  0,30 0,20

  VARIAđấO DO 0,10

COMPRIMENTO DE ONDA

  0,00

  5

  10

  15

  20

  25

  30 PESO(N)

Figura 40 - Variação do comprimento de onda central da FBG como função do aumento do peso

aplicado no primeiro molar esquerdo para os dispositivos interoclusais rígido e resiliente. Carga

centralizada. Os símbolos representam os dados experimentais, e a linha tracejada é o ajuste

linear.

  A Figura 41 apresenta a aplicação decrescente de forças do lado esquerdo para os dispositivos interoclusais resiliente e rígido. Para esta medida, os coeficientes de sensibilidade obtidos foram -0,008 nm/N para o dispositivo rígido e 0,006 nm/N para o dispositivo resiliente.

  0,40 ) RESILIENTE

  0,35 m RÍGIDO n (

  0,30 0,25 0,20 0,15

  VARIAđấO DO 0,10

COMPRIMENTO DE ONDA

  0,05 0,00

  30

  25

  20

  15

  10

  5 PESO(N)

Figura 41 - Variação do comprimento de onda central da FBG como função da diminuição do

peso aplicado no primeiro molar esquerdo para os dispositivos interoclusais rígido e resiliente.

Carga centralizada. Os símbolos representam os dados experimentais, e a linha tracejada é o

ajuste linear.

  4.1.3. Dispositivo Interoclusal Resiliente Para fins de comparação entre os lados direito e esquerdo, foram realizados testes com o dispositivo interoclusal resiliente contendo sensores em ambos os lados e a aplicação das cargas ocorreu novamente de maneira centralizada.

  A Figura 42 e a Figura 43 mostram o deslocamento da posição espectral da FBG como função do peso aplicado de maneira centralizada e percebida pelos sensores localizados nos lados direito e esquerdo do modelo de gesso, onde o sensor é posicionado. Todos os testes foram feitos à temperatura controlada de 21°C.

  O valor de sensibilidade foi obtido a partir do ajuste linear ótimo do gráfico. O mesmo procedimento foi realizado com o sensor posicionado no lado direito. Os coeficientes de sensibilidade obtidos foram de 0,006 nm/N para o sensor localizado no primeiro molar superior esquerdo e de 0,010 nm/N para o sensor localizado no primeiro molar superior direito. Estas sensibilidades diferentes podem estar

  O espectro de reflexão da FBG é obtido quando o dispositivo interoclusal é inserido na boca do voluntário. O comprimento de onda central da FBG pode ser associado a diferentes forças aplicadas pelo voluntário, utilizando as sensibilidades previamente determinadas.

  20

  40

  60 80 100 1530,4 1530,5 1530,6 1530,7 1530,8 1530,9 1531,0

  SENSOR ESQUERDO C O MPR

  IMEN T O D E O N D A ( n m)

PESO (N)

  

Figura 42 - Comprimento de onda central da FBG em função aumento das forças aplicadas no

primeiro molar esquerdo para o dispositivo interoclusal resiliente. Cargas centralizadas. Os

símbolos representam os dados experimentais e a linha tracejada mostra o melhor ajuste linear.

  20

  40

  60 80 100 1526,2 1526,4 1526,6 1526,8 1527,0 1527,2 1527,4

  C O MPRIMENT O D E O N D A ( n m)

PESO (N)

  

Figura 43 - Comprimento de onda central da FBG em função do aumento das forças aplicadas

no primeiro molar direito para o dispositivo interoclusal resiliente. Cargas centralizadas. Os

símbolos representam os dados experimentais e a linha tracejada mostra o melhor ajuste linear.

  4.2 ENSAIO IN VIVO Todos os experimentos in vivo foram realizados em ambiente controlado, à temperatura ambiente de 21

  C. Não foram identificadas variações de temperatura no intervalo de tempo estudado. Para todos os ensaios envolvendo força em relação ao tempo, foram utilizados os valores apresentados na Tabela 1, que foram obtidos com aplicação de cargas centralizadas in vitro, conforme resultados apresentados na seção 4.1 do presente trabalho.

  Tabela 1 - Valores dos coeficientes de sensibilidade utilizados para os experimentos in vivo. Tipo de Lado do Valor do coeficiente de Dispositivo sensor sensibilidade (nm/N) Interoclusal

  Rígido Esquerdo -0,009 nm /N Resiliente Esquerdo 0,006 nm/N Resiliente Direito 0,010 nm/N

  4.2.1. Estabilidade Térmica e Deformação dos Dispositivos Interoclusais Foram realizados ensaios de variação térmica para avaliação do tempo de estabilização da variação de comprimento de onda com a temperatura corporal.

  Um intervalo de tempo de aproximadamente dois minutos foi analisado para o dispositivo interoclusal resiliente, até a estabilidade térmica do sensor, conforme mostra a Figura 44. É possível observar que após 60 segundos a variação é menor que 3% considerando uma mordida simples. O valor teórico de sensibilidade à temperatura para uma fibra monomodo padrão é de 13,7 pm/ºC, o que indicaria uma variação de 0,22 nm para uma variação de temperatura de 16ºC - de 20ºC (temperatura ambiente) à 36ºC (temperatura do corpo humano). Esta variação está coerente com a variação de aproximadamente 0,25 nm, que pode ser observada nos 60s iniciais do gráfico apresentado na Figura 44.

  O ensaio de estabilização também foi realizado para o dispositivo interoclusal rígido. É possível observar no gráfico da Figura 45 que a maior variação do comprimento de onda, de 1,3 nm, ocorre entre os primeiros 60 s; esta variação está relacionada não somente à variação de temperatura, mas também à deformação do próprio dispositivo, pois considerando que a variação relacionada à temperatura seria de 0,22 nm, a variação do comprimento de onda por deformação do dispositivo estaria relacionada a 1,1 nm (equivalente a 916 µ

  ; valor teórico de 1,2 pm/ µ). Após este tempo inicial, o dispositivo permanece em deformação, o que pode ser observado pela curva ascendente. Esta deformação está presente em todos os gráficos relacionados ao dispositivo rígido.

  20

  40

  

60

80 100 120 140 1552,60 1552,65 1552,70 1552,75 1552,80 1552,85 1552,90

  C O M P R

  IM E N T O D E O N D A ( n m )

  TEMPO (s) Figura 44 – Estabilidade térmica do sensor com o dispositivo interoclusal resiliente inserido na boca do paciente. Sensor do lado esquerdo. Símbolos são dados experimentais.

  500 1000 1500 2000 1537,20 1537,40 1537,60 1537,80 1538,00 1538,20 1538,40 1538,60 1538,80

  C O M P R

  IM E N T O D E O N D A ( n m )

  TEMPO (s)

Figura 45 - Estabilidade térmica do sensor com o dispositivo interoclusal rígido inserido na boca

do paciente. Sensor do lado esquerdo. Símbolos são dados experimentais.

  4.2.2. Força de Mordida e Movimentos Foram realizados ensaios de força de mordida e movimentos para os dispositivos interoclusais resiliente e rígido. O paciente foi instruído a realizar três ciclos de movimentos com três repetições cada.

  Os dados da Figura 45 mostram os resultados obtidos nos ensaios de mordida e movimentos para o dispositivo resiliente. É possível comparar as amplitudes das forças para estes três tipos de movimentos através do gráfico. As maiores amplitudes estão relacionadas aos movimentos anteroposteriores da mandíbula.

  A Figura 46 mostra a comparação entre as repetições realizadas com o ensaio de mordida para o dispositivo resiliente. Pode-se observar que as amplitudes em média permanecem as mesmas para os três ensaios, porém, os padrões não são os mesmos, e apesar do tempo de manutenção das mordidas ser menor a cada repetição, os máximos de mordida não são constantes, mas com a repetição, a mordida inicial é menor e aumenta com a manutenção do movimento.

  A Figura 47 mostra o primeiro pico do processo de mordida, mostrando que a força não varia com o tempo, mas permanece em média a mesma (aproximadamente 150 N). A Figura 48 mostra os gráficos obtidos com a indução dos movimentos laterais da mandíbula para o dispositivo resiliente e a Figura 49 mostra em detalhe o primeiro pico do movimento lateral. A Figura 50 e Figura 51 mostram os dados experimentais para os movimentos anteroposteriores da mandíbula, ensaios dos três movimentos com variação do tempo de manutenção dos movimentos e o primeiro ensaio em detalhe, respectivamente.

  Os dados experimentais mostrados na Figura 52 são dos movimentos de mordida, laterais e anteroposterior, obtidos com o dispositivo interoclusal rígido. Os gráficos da Figura 53 e Figura 54 mostram os três ensaios de mordida para o dispositivo rígido e o padrão do movimento para o primeiro ensaio, respectivamente. A Figura 55 mostra os ensaios de movimento lateral para o dispositivo rígido e a Figura 56 o detalhe do primeiro ensaio de movimento lateral. A Figura 57 mostra os ensaios de movimento anteroposterior para o dispositivo rígido e a Figura 58, o detalhe do primeiro ensaio. Nos ensaios de lateralidade e anteroposterior os padrões de amplitude da força não são constantes durante a sequência do movimento e também não são constantes após a interrupção e retorno do movimento.

  Os dispositivos resilientes e rígidos mostraram para o ensaio I (de mordida), força constante ao longo do tempo com baixa taxa de declínio devido ao esgotamento dos músculos. No ensaio II (movimentos laterais direito e esquerdo) é possível observar a variação da força. No entanto, as amplitudes dos picos desses movimentos foram menores do que nos movimentos anteroposteriores (ensaio III). Essas amplitudes foram relacionadas ao alcance do movimento que é maior quando combinados os movimentos de protrusão e retrusão da mandíbula, como no caso do ensaio III.

  Na avaliação do ensaio de mordida, para os dispositivos rígido e resiliente, a força muscular diminuiu ao longo do tempo devido ao esgotamento, ao comparar 30, 20 e 10 segundos da duração do movimento. No entanto, na transição entre diferentes movimentos, a intensidade da força é restaurada de um ciclo para outro. A restauração da força está relacionada aos diferentes músculos que são necessários em diferentes tipos de movimento.

  As curvas do dispositivo resiliente apresentam maiores valores do comprimento de onda e portanto da força devido à composição do material. O material resiliente sofreu compressão e expansão lateral, o que gera deformação longitudinal do sensor de fibra.

  No dispositivo rígido pode-se observar um efeito diferente. O material rígido não sofre expansão longitudinal quando submetido a forças transversais. Portanto, o sensor não sofre tensões longitudinais. O sensor é submetido à compressão transversal neste caso. Assim, o componente de deformação só está associado a uma componente transversal.

  400 800 1200 1600

  50 100 150 200 250 300

  FORÇ A ( N )

  TEMPO (s) MORDIDA

MOVIMENTO

LATERAL

MOVIMENTO ANTEROPOSTERIOR

  Figura 46 – Força de mordida e movimentos em função do tempo para o sensor localizado no lado esquerdo do dispositivo resiliente. Figura 47 – Padrão de força para movimento mordida para o dispositivo resiliente com o sensor localizado do lado esquerdo.

  100 200 300 400 500

  50 100 150

  MORDIDA FORÇA ( N)

  TEMPO (s)

  50

  60

  70

  80 90 100

  50 100 150 MORDIDA

  FORÇ A ( N )

  TEMPO (s)

  Figura 48 – Detalhe do padrão de força para movimento mordida para o dispositivo resiliente com o sensor localizado do lado esquerdo.

MOVIMENTO LATERAL

  700 800 900 1000 1100

  50 100 150 200 250

  FORÇ A ( N )

  TEMPO (s)

Figura 49 - Padrão de força para movimentos laterais direito e esquerdo para o dispositivo

resiliente com o sensor localizado do lado esquerdo.

  

650 660 670 680 690 700

  50 100 150 200

  MOVIMENTOS LATERAIS DIREITA E ESQUERDA FORÇ A ( N )

  TEMPO (s) Figura 50 – Detalhe do padrão de força para movimentos laterais direito e esquerdo para o dispositivo resiliente com o sensor localizado do lado esquerdo.

  • 50

  1300 1400 1500 1600 1700

  50 100 150 200 250

  

MOVIMENTO

ANTEROPOSTERIOR

FORÇ A ( N)

  TEMPO (s)

Figura 51 - Padrão de força para movimento anteroposterior para o dispositivo resiliente com o

sensor localizado do lado esquerdo.

  • 50

  1250 1260 1270 1280 1290 1300

  50 100 150 200 250

  MOVIMENTO ANTEROPOSTERIOR FORÇ A ( N )

  TEMPO (s) Figura 52 – Detalhe do padrão de força para movimento anteroposterior para o dispositivo resiliente com o sensor localizado do lado esquerdo.

  • 20,0 0,0 20,0 40,0 60,0 80,0

  500 1000 1500 2000

  100,0 120,0 140,0 160,0

  MOVIMENTO ANTEROPOSTERIOR MORDIDA MOVIMENTO LATERAL FORÇA ( N)

  TEMPO (s)

Figura 53 - Força de mordida e movimentos em função do tempo para o sensor localizado no

lado esquerdo do dispositivo rígido.

  200 300 400 500 600 700 0,0 20,0 40,0 60,0 80,0

  MORDIDA FORÇA ( N)

  TEMPO (s)

Figura 54 - Padrão de força para movimento mordida para o dispositivo rígido com o sensor

localizado do lado esquerdo.

  200 210 220 230 240 250 0,0 20,0 40,0 60,0 80,0

  MORDIDA FORÇA ( N)

  TEMPO (s) Figura 55 – Detalhe do padrão de força para movimento mordida para o dispositivo rígido com o sensor localizado do lado esquerdo.

MOVIMENTOS LATERAIS

  800 900 1000 1100 1200 1300 0,0 10,0 20,0 30,0 40,0 50,0

  FORÇA ( N) TEMPO (s)

  

Figura 56 - Padrão de força para movimentos laterais direito e esquerdo para o dispositivo rígido

com o sensor localizado do lado esquerdo.

MOVIMENTOS LATERAIS

  800 810 820 830 840 850 0,0 10,0 20,0 30,0 40,0 50,0

  FORÇA ( N) TEMPO (s)

  Figura 57 – Detalhe do padrão de força para movimentos laterais direito e esquerdo para o dispositivo rígido com o sensor localizado do lado esquerdo.

MOVIMENTO ANTEROPOSTERIOR

  • 10,0 0,0 10,0 20,0 30,0 40,0

  1400 1500 1600 1700 1800

  50,0 60,0

  FORÇA ( N) TEMPO (s)

  Figura 58 – Padrão de força para movimento anteroposterior para o dispositivo rígido com o sensor localizado do lado esquerdo.

  • 10,0 0,0 10,0 20,0 30,0 40,0

  1390 1400 1410 1420 1430 1440 1450

  50,0 MOVIMENTO ANTEROPOSTERIOR

  FORÇA ( N) TEMPO (s)

  Figura 59 – Detalhe do padrão de força para movimento anteroposterior para o dispositivo rígido com o sensor localizado do lado esquerdo.

  Ao comparar as três repetições da mordida para o dispositivo resiliente na Figura 47 com o dispositivo rígido na Figura 60, pode-se observar que o esgotamento muscular ocorre mais rápido no dispositivo rígido do que no dispositivo resiliente.

  Após o início do esgotamento muscular na segunda mordida do dispositivo rígido, ocorreu a manutenção de uma mordida padrão em baixos níveis de deformação.

  As Figura 60 e Figura 61 mostram três movimentos de mordida com dispositivos resiliente e rígido e 15 segundos de duração com um intervalo de relaxamento dos 60 segundos, e as Figura 62 e Figura 63 mostram mordidas com os mesmos dispositivos, com 20 segundos de duração e 5 segundos de relaxamento.

  Na primeira avaliação, a curva padrão foi mantida e no segundo, pode-se observar uma não-linearidade do gráfico padrão que aumenta com a repetição do movimento até a exaustão muscular. Estes resultados podem estar relacionados à duração da mordida e o relaxamento, que influenciaram a velocidade do cansaço muscular.

  O teste de exaustão com o dispositivo resiliente revelou uma rampa do terceiro movimento de mordida, caracterizada inicialmente por uma redução seguida por um aumento na força de mordida.

  Esse comportamento ocorre devido ao tempo elevado de contração muscular, menor tempo de relaxação muscular e a frequência dos movimentos, resultando no esgotamento do músculo.

  O tempo de mordida foi maximizado e o tempo de espera foi minimizado a fim de induzir fadiga por exaustão. Nos gráficos obtidos com o dispositivo resiliente pode-se observar os padrões de exaustão e fadiga, enquanto no gráfico da rígida não aparece devido à existência de deformação do dispositivo. Por esse motivo os ensaios subsequentes foram realizados apenas para o dispositivo resiliente.

  160 140 120 100

  N)

  80

60 FORÇA (

  40

  20

  • 20 50 100 150 200 250 300

  TEMPO (s) Figura 60 – Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo

interoclusal resiliente. Tempo de mordida de 15 segundos e tempo de relaxamento de 60

segundos.

  60

  50 )

  40 N (

  30 FORÇA

  20

  10 50 100 150 200 250 300 TEMPO (s)

  

Figura 61 - Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo

interoclusal rígido. Tempo de mordida de 15 segundos e tempo de relaxamento de 60 segundos.

  • 20

  60 80 100 120 140 160 180

  4.2.3. Ensaio de Repetição

  

Figura 63 - Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo

interoclusal resiliente. Tempo de mordida de 20 segundos e tempo de relaxamento de 5

segundos.

  N) TEMPO (s)

  50

  40

  30

  20

  10

  

Figura 62 - Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo

interoclusal resiliente. Tempo de mordida de 20 segundos e tempo de relaxamento de 5

segundos.

  FORÇA ( N) TEMPO (s)

  80 100 120 140

  60

  40

  20

  60 80 100 120 140 160

  40

  20

60 FORÇA (

  • – Dispositivo Resiliente Ensaios de repetição de mordida foram realizados para dois dispositivos resilientes com as redes inseridas do lado esquerdo do paciente. As Figuras 63 e 64

  2, respectivamente (Figura 23 mostram os dois dispositivos resilientes instrumentados).

  Os gráficos mostram a variação do comprimento de onda em função do tempo, com a repetição do padrão de mordida. É possível observar que apesar da amplitude não ser constante ao longo da repetição, o padrão se mantém para as duas sequências. Também é possível observar o aumento da variação do comprimento de onda e, portanto da amplitude da força de mordida durante a manutenção do movimento.

  ENSAIO1 1532,40

  ) ENSAIO2 m n (

  1532,20 A D N

  1532,00 O E D

  1531,80 O T N E

  1531,60

  IM R P 1531,40 M O C

  1531,20 100 200 300 TEMPO (s)

  

Figura 64 - Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo

interoclusal resiliente 1. Tempo de mordida de 30 segundos e tempo de relaxamento de 30

segundos.

  ENSAIO2 1532,80

  ) ENSAIO3 m n (

  1532,60 A D N

  1532,40 O E D

  1532,20 O T N E

  1532,00

  IM R P 1531,80

  M O C 1531,60

  • 50 50 100 150 200 250 300 350 TEMPO (s)

  

Figura 65 - Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo

interoclusal resiliente 2. Tempo de mordida de 30 segundos e tempo de relaxamento de 30

segundos.

  4.2.4. Ensaio de Mordida

  • – Dispositivo Resiliente A Figura 66 e a Figura 67 mostram os gráficos de barras para os lados esquerdo e direito da mandíbula, respectivamente. A posição de repouso sem oclusão dentária (antes da oclusão) é considerada como o ponto inicial e as diferentes forças mostradas nos gráficos das referidas figuras estão relacionadas a este ponto inicial.

  O estágio de oclusão apresenta forças inferiores em relação ao estágio de mordida para ambos os lados da boca, conforme esperado. No entanto, no estágio de mordida máxima a força torna-se menor, comportamento que pode ser relacionado à distribuição da força sobre o dispositivo nesta etapa.

  150 SENSOR ESQUERDO 125

  100 N)

75 FORÇA (

  50

  25 OCLUSÃO MORDIDA MORDIDA MÁXIMA Figura 66 – Avaliação in vivo: forças para o sensor do primeiro molar superior esquerdo do voluntário, em diferentes estágios.

  150 SENSOR DIREITO 125

  100 N)

75 FORÇA (

  50

  25 OCLUSÃO MORDIDA MORDIDA MÁXIMA

Figura 67 - Avaliação in vivo: forças para o sensor do primeiro molar superior direito do

voluntário, em diferentes estágios.

  4.2.5. Ensaios de Fadiga Os gráficos das Figuras 67 e 68 mostram os resultados de experimentos conduzidos com uma taxa de frequência baixa (amostragem) para determinar o comportamento padrão da mordida máxima, a fim de verificar se após cada mordida máxima a curva retorna ao valor inicial. Os resultados obtidos verificam a replicabilidade do sistema. Os dois experimentos foram realizados com mordidas de primeiro ciclo o relaxamento é de 180 s (ciclo I) e o segundo é realizado com um intervalo menor (60 s - ciclo II).

  50

  40

  30 N)

  20 FORÇA (

  10 100 200 300 400 500 600 700 800

TEMPO (s)

  

Figura 68 - Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo

interoclusal resiliente. Tempo de mordida de 15 segundos e tempo de relaxamento de 180

segundos.

  50

  40

  30 N)

  20

  10 FORÇA (

  • 10 50 100 150 200 250 300 350

    TEMPO (s)

  

Figura 69 - Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo

interoclusal resiliente. Tempo de mordida de 15 segundos e tempo de relaxamento de 60

segundos.

  A Figura 70 apresenta o resultado obtido com um tempo de mordida máximo maior (de 20 s) que foi utilizado (movimento isométrico) na tentativa de induzir fadiga fadiga. Nesse gráfico pode-se observar que os três primeiros picos na força de mordida máxima têm replicabilidade aproximada. No entanto, depois disso (no quarto pico de mordida) ocorre uma redução mais evidente na força de mordida máxima em função do tempo que é seguido por um aumento na atividade muscular onde outras unidades motoras são recrutadas para compensar a fadiga do grupo muscular principal. A Figura 71 mostra em detalhe os dois últimos picos (quarto e quinto na Figura 70), e é possível notar que a força de mordida ao longo do tempo não é constante, mas aumenta de forma constante a partir do início da ação de mordida. Esta tendência também é parcialmente perceptível na terceira mordida na Figura 70. Usando um procedimento linear de melhor ajuste para a força de mordida ao longo do tempo é possível determinar as variações de 0,73 N/s e 1,28 N/s para a quarta e quinta mordidas, respectivamente. O maior tempo necessário para atingir a força máxima de mordida pode indicar que o processo de fadiga ocorreu, o que também é suportado pelo maior valor de força na quinta mordida, resultante dos músculos adicionais envolvidos.

  60

  50

  40

  30 N)

  20 FORÇA (

  10

  25

  50 75 100 125 150

TEMPO (s)

Figura 70 - Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo

interoclusal resiliente. Tempo de mordida de 20 segundos e tempo de relaxamento de 5

segundos.

  60

  50

  40 N)

  30

  20 FORÇA (

  10

  90 96 102 108 114 120 126 132 138

TEMPO (s)

Figura 71 - Padrão de força de mordida para o sensor do lado esquerdo do dispositivo

interoclusal resiliente. Tempo de mordida de 20 segundos e tempo de relaxamento de 5

segundos.

  A evolução da força de mordida ao longo de três fases diferentes (com base no tempo de relaxamento de 3 s - ciclo IV) é apresentada na Figura 72. É possível notar que cada fase apresenta um padrão característico para cada mordida. Os primeiros seis picos de mordida correspondem à primeira fase, identificada pela característica de replicabilidade; Para induzir a exaustão foi utilizado um tempo de mordida máximo mais elevado (10 s); pode ser percebido que a força de mordida máxima é constante ao longo da mordida. O sétimo pico mostra o início do processo de fadiga como descrito no parágrafo anterior. Os oitavo a décimo segundo picos de mordida são caracterizados como a segunda fase, onde pode ser observada uma redução na força de mordida inicial, que é seguida por um aumento da força ao longo do tempo (como também discutido no final do parágrafo anterior). A força de mordida máxima em cada pico é maior em comparação com os dos picos na primeira fase. Isto significa que outras unidades motoras estão a ser recrutadas para compensar a redução da força de mordida máxima causada pelo esgotamento. Consequentemente, a partir do décimo terceiro ao décimo oitavo picos (terceira fase), pode ser observado que a força máxima inicial é reduzida e o valor de força máximo é menor se comparado com a segunda fase. Este comportamento sugere que, a partir deste momento, as unidades motoras recrutadas não podem manter a força de mordida máxima devido à presença

  73 mostra a comparação do último pico de mordida da segunda fase e da primeira das terceiras fases. As linhas pontilhadas mostram o melhor ajuste da força de mordida ao longo do tempo. A inclinação obtida para a segunda fase tem um valor de 1,37 N/s, enquanto a inclinação na terceira fase apresenta um valor maior, 2,54 N/s. Outra diferença percebida é que a força de mordida máxima atingida, que é quase 20% menor na terceira fase em comparação com a segunda fase. Isso significa que a terceira fase pode ser associada a um processo muscular de maior fadiga.

  A resposta muscular à exaustão neste tipo de exercício se traduz em um aumento no número de unidades motoras recrutadas e/ ou sua sincronização para compensar a capacidade reduzida de gerar força para as principais unidades motoras. Esta resposta pode ser responsável pelo aumento da amplitude do sinal óptico. Estes resultados estão de acordo com estudos anteriores que investigaram a fadiga muscular por eletromiografia (LUTTMANN, JÄGER e LAURIG, 2000; MERLETTI, RAINOLDI e FARINA, 2001).

  60 fase 2 fase 3 fase 1

  50

  40

  30 N)

  20 FORÇA (

  10 50 100 150 200 250

TEMPO (s)

  

Figura 72 - Fases de indução da fadiga: maior tempo de mordida máxima (fase 1), processo de

exaustão (fase 2) e processo de fadiga (fase 3). Os símbolos são os dados experimentais, as

linhas são apenas guia para os olhos.

  60

  50

  40 N)

  30

  20 FORÇA (

  10 105 110 115 230 235 240

TEMPO (s)

  

Figura 73 - Detalhamento dos dois picos de mordida para a segunda e terceira fase da indução

à fadiga, mostrando o aumento da força de mordida juntamente com o tempo. Os símbolos são

os dados experimentais, as linhas são apenas guia para os olhos, a linha tracejada é o melhor

ajuste.

  4.2.6. Ensaio de Bruxismo Foram realizadas medidas in vivo com o paciente utilizando o dispositivo oclusal resiliente contendo duas fibras óticas, com uma FBG localizada no primeiro molar superior de cada fibra. O paciente dormiu com o dispositivo interoclusal por um período de uma hora, ficou acordado por dez minutos, retornou ao sono e dormiu por uma hora e trinta e cinco minutos direto. Neste segundo período de sono o paciente relatou ter sonhado.

  Os dados coletados foram divididos em:  Primeiro ciclo de sono (período de 1h) o

  Sensor direito o Sensor esquerdo

   Segundo ciclo de sono (período de 1h 30 min) o Sensor direito o Sensor esquerdo

  No primeiro ciclo de sono, ambos os sensores apresentaram um período com picos muito próximos (na região dos 1000 s, conforme se observa nas Figura 74 e Figura 75) e os demais picos mais espaçados.

  Os picos da região próxima apresentam intervalo médio de 120 s tanto para o lado direito quanto para o lado esquerdo, e os demais picos apresentam intervalo médio de 478 s para o lado direito e 477 s para o lado esquerdo. Os picos apresentados pelo sensor direito possuem localizações muito semelhantes aos valores encontrados para os picos mostrados pelo sensor esquerdo, com diferença máxima de 1 s em seus valores.

  No segundo ciclo de sono, os gráficos apresentados nas Figura 76 e Figura 77 apresentam algumas diferenças nos primeiros 1000 s (o sensor esquerdo apresenta uma curva inexistente no lado direito e o lado esquerdo apresenta um pico de força nos segundos iniciais inexistente no sensor direito).

  Excetuando-se os primeiros 1000 s os picos apresentam comportamento semelhante ao observado no primeiro ciclo, com todos os picos do sensor esquerdo aparecendo no sensor direito, e intervalo médio de 618 s para o lado direito e 619 s para o lado esquerdo.

  Nos primeiros 1000 s do segundo ciclo, ocorre a presença de um pico extra aos 3 s do lado esquerdo. Se considerarmos este pico no intervalo médio, o valor para o sensor esquerdo é de 665 s médio de intervalo entre um pico e outro.

  Ainda que a força medida seja diferente para ambos os lados, a força do lado esquerdo é maior para ambos os períodos de sono, o que está de acordo com os dados obtidos pelos ensaios de mordida, e os picos identificados em um sensor aparecem também no outro sensor, indicando que a FBG consegue detectar bem os movimentos realizados pelo paciente.

  No que se refere à intensidade, um evento de bruxismo moderado chega a 60% da força máxima de apertamento e apenas 1% excede a força máxima de apertamento voluntário.

50 FORÇA (

  1000 2000 3000 4000

  10

  20

  30

  40

  N)

TEMPO (s)

  SENSOR DIREITO Figura 74 – Padrão de força em função do tempo para o primeiro ciclo de sono. Dispositivo resiliente com o sensor localizado do lado direito.

  1000 2000 3000 4000

  10

  20

  30

  40

  N)

TEMPO (s)

  SENSOR ESQUERDO

Figura 75 - Padrão de força em função do tempo para o primeiro ciclo de sono. Dispositivo

resiliente com o sensor localizado do lado esquerdo.

50 FORÇA (

70 FO

  1000 2000 3000 4000 5000

  10

  20

  30

  40

  50

  60

  RÇA ( N) TEMPO (s)

  SENSOR DIREITO

Figura 76 - Padrão de força em função do tempo para o segundo ciclo de sono. Dispositivo

resiliente com o sensor localizado do lado direito.

70 FO

  20

  30

  40

  50

  60

  RÇA ( N) TEMPO (s)

  SENSOR ESQUERDO

Figura 77 - Padrão de força em função do tempo para o segundo ciclo de sono. Dispositivo

resiliente com o sensor localizado do lado esquerdo.

  Os resultados obtidos em todas as etapas deste trabalho mostram o potencial de sensores à fibra ótica baseados em redes de Bragg para a utilização em aplicações de tratamento dos sintomas de bruxismo do sono, sendo uma potente ferramenta para instrumentação de dispositivos interoclusais, utilizados para tratamento dos sintomas de bruxismo.

  1000 2000 3000 4000 5000

  10

  5. CONCLUSÕES E TRABALHOS FUTUROS

  5.1 CONCLUSÕES Experimentos in vitro foram realizados com o objetivo de determinar a sensibilidade do sensor. Após a confecção do modelo de gesso das arcadas dentárias do paciente voluntário e marcação dos pontos de contato, foi realizada a aplicação de cargas na montagem experimental com os dispositivos interoclusais do tipo rígido e resiliente inseridos no modelo de gesso do paciente.

  Inicialmente, aplicou-se a força diretamente sobre o primeiro molar superior esquerdo do modelo, com o objetivo de se obter a máxima sensibilidade do sensor, uma vez que a máxima sensibilidade é obtida com a aplicação de força perpendicular na menor área de contato possível. A escolha do primeiro molar esquerdo ocorreu a partir da análise dos pontos de contato, em que foi possível perceber que a superfície de contato entre os dentes era menor que a área do primeiro molar superior direito. Os dados obtidos indicam a linearidade necessária para correlacionar a variação do comprimento de onda central da rede de Bragg com a força aplicada.

  Para simular o caso real, o experimento in vitro foi repetido, porém a carga foi aplicada de maneira centralizada. Os resultados obtidos para este teste foram os valores de coeficientes de sensibilidade utilizados nos resultados para os testes in vivo.

  O sensor FBG possui sensibilidade cruzada (à deformação e à temperatura simultaneamente), fazendo-se necessária uma análise da estabilidade térmica a fim de garantir que a variação do comprimento de onda da rede seja dada pela força aplicada pelo paciente.

  A curva de estabilidade térmica foi obtida para os sensores embutidos nos dispositivos interoclusais rígido e resiliente. Para o dispositivo resiliente, o gráfico obtido indica rápida estabilização térmica, com pequenas oscilações de valores desprezíveis considerando o movimento padrão de mordida. Porém, para o dispositivo interoclusal rígido há espera maior para a estabilização que, inclusive, não ocorre completamente, pois é possível observar inclinação ascendente ao longo do gráfico; e a análise do gráfico obtido em comparação com os valores teóricos para variação do comprimento de onda em função da temperatura indica a presença de variação por deformação, e não somente da temperatura, o que pode modificar resultados na

  Para obtenção de mais um dado comparativo entre os dispositivos interoclusais rígido e resiliente, estes foram utilizados para estudo de diferentes movimentos mandibulares realizados pelo paciente. Os resultados apresentados indicaram padrões de força de mordida para os diferentes movimentos realizados, e apesar de os sensores presentes em ambos os dispositivos apontarem os movimentos realizados, os resultados para o dispositivo interoclusal rígido foram prejudicados pela deformação que ocorre quando o paciente insere o dispositivo interoclusal na boca. É possível perceber que a curva dos resultados acompanha a curva de estabilização, o que não ocorre com o dispositivo resiliente.

  As forças de mordida máxima para os dispositivos rígido e resiliente também foram estudadas, e os resultados mostraram que através do uso do dispositivo interoclusal resiliente é possível detectar padrões de exaustão e fadiga no paciente, enquanto que para o dispositivo rígida esta análise é prejudicada pela presença de deformação pelo posicionamento do dispositivo na boca do paciente. Com isto, conclui-se que para uma primeira análise de exaustão e fadiga, o dispositivo interoclusal resiliente é o mais indicado para utilização nas análises por não sofrer influência de forças externas à força do paciente.

  Uma vez determinado que o dispositivo resiliente apresentaria resultados mais fieis, realizou-se o ensaio de repetição para dispositivos com este material, a fim de verificar a repetitividade e replicabilidade do sistema, isto é, analisar a variação ocorrida pelo sistema de medição causada pelo uso de, respectivamente, diferentes dispositivos do mesmo material, e de repetições ao utilizar um mesmo dispositivo. Os resultados foram satisfatórios para o objetivo proposto.

  Após a verificação de repetitividade e replicabilidade dos dispositivos resilientes, foram realizados estudos para avaliar a força de mordida do paciente para ambos os lados e validar a hipótese de que a força apresentada pelo sensor para o lado esquerdo é maior devido a existência de menos pontos de contato. Foram estudados os movimentos de oclusão, mordida e mordida máxima; e os sensores para ambos os lados (direito e esquerdo) apresentaram força menor para a mordida máxima, sendo possível concluir que na mordida máxima há o aumento da quantidade de pontos de contato e distribuição da força aplicada entre mais dentes. Isto ocorre devido ao fato de que o sensor é pontual e mede apenas a força aplicada no ponto em que está inserido.

  Os estudos de exaustão e fadiga no paciente foram realizados a fim de determinar os padrões de mordida apresentados pelo sensor nestes casos. Com os dados obtidos foi possível determinar três fases de indução à fadiga e seus padrões de mordida, a saber, mordida máxima, exaustão e fadiga.

  Com os padrões de força de mordida para diversos testes (diversos movimentos, exaustão e fadiga), objetivou-se estudar o fenômeno do bruxismo para identificar os padrões de força aplicados pelo paciente durante o sono e para avaliar a qualidade do sensor para realizar este tipo de medição. Utilizou-se para este ensaio um dispositivo interoclusal resiliente com sensores FBG no lado direito e no lado esquerdo do paciente.

  Os dados obtidos, tanto para o lado esquerdo quanto para o lado direito, indicaram os mesmos instantes de aplicação de força; além disto, os valores para força foram maiores do lado esquerdo, concordando com os ensaios de mordida. Os resultados indicam que o sensor FBG é uma potente ferramenta para identificar a presença e frequência de movimentos realizados por pacientes com bruxismo.

  Conforme citado na literatura, 60 a 80% dos episódios de bruxismo ocorrem durante o estágio 2 do sono leve ou durante as trocas de estágio (LAVIGNE, KATO,

  

et al., 2003; MADDALENA DIAS, RAMALHO DE MELLO, et al., 2014). Cada estágio

  do sono leve dura entre 60 e 90 minutos, por este motivo, os ensaios foram divididos de maneira a cumprir estes períodos. Os resultados indicaram uma diminuição da atividade de bruxismo conforme o tempo de sono, concordando com a literatura, que diz que os episódios de bruxismo são menos frequentes nos demais ciclos de sono, e sendo possível concluir que durante uma noite completa de sono esses estágios se repitam e, ao longo do sono, o paciente apresente oscilações na frequência de episódios de bruxismo.

  Entretanto, não foi possível realizar uma avaliação do bruxismo pela identificação dos padrões de movimento, pois o intervalo de aplicação de força durante o sono é muito pequeno e, portanto, necessitam de uma análise de um especialista odontológico para avaliação de seu significado.

  Os resultados obtidos em ambos os lados do paciente indicam que o método proposto é uma ferramenta eficiente para a análise e caracterização de dispositivos interoclusais.

  5.2 TRABALHOS FUTUROS Sugere-se como trabalhos futuros a análise de repetitividade, reprodutividade e replicabilidade para mais de um paciente. Será necessário avaliar diferentes espessuras para os dispositivos resiliente e rígido.

  Para a utilização do dispositivo interoclusal rígido em ensaios de fadiga e bruxismo será necessário um estudo aprofundado do gráfico de deformação para identificação de possíveis deformações plásticas para eliminar as interferências na medição devido a deformações.

  Essas avaliações podem proporcionar o desenvolvimento de dispositivos interoclusais otimizados, utilizando diferentes materiais e/ ou dimensões. Estes trabalhos poderão otimizar o tratamento dos sintomas do paciente, prevendo melhor distribuição das forças de mordida ao longo do dispositivo.

  5.3 PUBLICAđỏES E SUBMISSỏES

  5.3.1. Artigos publicados em conferência NASCIMENTO, PAULA F. et al. Characterization of the occlusal splints

  

using optical fiber sensors. In: 2017 SBMO/IEEE MTTS International Microwave and

  Optoelectronics Conference (IMOC), 2017, Águas de Lindóia. 2017 SBMO/IEEE MTT- S International Microwave and Optoelectronics Conference (IMOC), 2017. p. 1.

  5.3.2. Artigos submetidos A.P.G.O. Franco, R. Fiorin, P.F. Nascimento, M.A. Souza, H.J. Kalinowski, I.

  Abe. Study of muscle fatigue in parafunctional patient using occlusal splint fibre Bragg grating sensor. Submetido para Journal of Biomechanics.

  

REFERÊNCIAS

  ABE, I. et al. The force magnitude of a human bite measured at the molar intercuspidation using fiber Bragg gratings. Journal of Microwaves, Optoelectronics

  and Electromagnetic Applications, v. 16, n. 2, p. 434-444, 2017.

  ADAM, A.; DE LUCA, C. J. Firing rates of motor units in human vastus lateralis muscle during fatiguing isometric contractions. Journal of Applied Physiology, v. 99, n. 1, p. 268-280, 2005.

  ALLEN, D. G.; LANNERGREN, J.; WESTERBLAD, H. Muscle cell function during prolonged activity: cellular mechanisms of fatigue. Experimental physiology, v. 80, n. 4, p. 497-527, 1995.

  AMERICAN ACADEMY OF SLEEP MEDICINE (AASM). International

classification of sleep disorders. Westchester: Section on sleep related bruxism.

2nd edition. American Academy of Sleep Medicine, 2005.

  AMORIM, C. F. et al. Electromyographic analysis of masseter and anterior temporalis muscle in sleep bruxers after occlusal splint wearing. Journal of bodywork

  and movement therapies, v. 16, n. 2, p. 199-203, 2012.

  BAKKE, M. et al. Ultra sonographic assessment of the swelling of the human masseter muscle after static and dynamic activity. Archives of oral biology, v. 41, n. 2, p. 133-140, 1996.

  BARBOSA, C. L. et al. Fabricação e Caracterização de Grades de Bragg através do uso da Técnica da Máscara de Fase. Telecomunicações, v. 03, n. 02, p. 22-26, 2000.

  BARBOSA, C. L. et al. Fabricação e Caracterização de Grades de Bragg através do uso da Técnica da Máscara de Fase. Revista Científica Periódica -

  

Telecomunicações, Santa Rita do Sapucaí, v. 03, n. 02, p. 22-26, Dezembro 2000.

  BARRY, B. K.; ENOKA, R. M. The neurobiology of muscle fatigue: 15 years later. Integrative and comparative biology, v. 47, n. 4, p. 465-473, 2007. BEHRMANN, G. P.; HIDLER, J.; MIROTZNIK, M. S. Fiber optic micro sensor for the measurement of tendon forces. Biomedical Engineering Online, v. 11, p. 77,

  2012. ISSN 1.

  BONAKDARCHIAN, M.; ASKARI, N.; ASKARI, M. Effect of face form on maxilar molar bite force with natural dentition. Archives of Oral Biology, v. 54, p. 201-204, 2009.

  CLARK, G. T. A critical evaluation of orthopedic interocclusal appliance therapy: design, theory, and overall effectiveness. The Journal of the American Dental

  Association, v. 108, n. 3, p. 359-364, 1984.

  CONTI, P. C. A. et al. A cross-sectional study of prevalence and etiology of signs and symptoms of temporomandibular disorders in high school and university students. Journal of orofacial pain, v. 10, n. 3, 1996.

  COSTEN, J. B. I. A Syndrome of Ear and Sinus Symptoms Dependent upon Disturbed Function of the Temporomandibular Joint, v. 43, n. 1, p. 1-15, 1934. DAIF, E. T. Correlation of splint therapy outcome with the electromyography of masticatory muscles in temporomandibular disorder with myofascial pain. Acta

  Odontologica Scandinavica, v. 70, n. 1, p. 72-77, 2012.

  DENNISON, C. R. et al. Ex vivo measurement of lumbar intervertebral disc pressure using fibre-Bragg gratings, v. 41, p. 221-225, 2008. ISSN 1. DIRAÇOGLU, D. et al. Relationship between maximal bite force and tooth wear in bruxist and non-bruxist individuals, v. 56, p. 1569-1575, 2011. ISSN 12. FARELLA, M. et al. Jaw muscle soreness after tooth-clenching depends on force level. Journal of dental research, v. 89, n. 7, p. 717-721, 2010. FERNANDES, C. P. et al. A novel sensor for bite force determinations. Dental Materials, v. 19, p. 118- 126, 2003. FITTS, R. H. Mechanisms of muscular fatigue. In: POORTMANS, J. R.

  

Principles of exercise biochemistry. Brussels: Karger Publishers, 2004. p. 279-300.

  FRANCO, A. P. G. O. et al. Measurement of mandibular movements in

  

parafunctional patient using occlusal splint with Bragg gratings: pilot study. Sixth

  European Workshop on Optical Fibre Sensors (EWOFS'2016). [S.l.]: International Society for Optics and Photonics. 2016. p. 991618-991618.

  FRESVIG, T. et al. Fibre optic Bragg grating sensors: an alternative method to strain gauges for measuring deformation in bone. Medical engineering & physics, v. 30, p. 104-108, 2008. ISSN 1.

  FRIAS, C. et al. Mechanical characterization of bone cement using fiber Bragg grating sensors, v. 30, p. 1841-1844, 2009. ISSN 5.

  GALVÃO, J. R. et al. Strain Mapping in Carbon-Fiber Prosthesis Using Optical Fiber Sensors. IEEE Sensors Journal, v. 17, n. 1, p. 3-4, 2017. GRABER, T. M.; VANARSDALL, J. R. Orthodontics principles and practice. Philadelphia and London: W B Saunders Company, 1963.

  GREEN, H. J. Mechanisms of muscle fatigue in intense exercise. Journal of sports sciences, v. 15, n. 3, p. 247-256, 1997. HICKEY, J. C.; BOUCHER, C. O.; HUGHES, G. A. Glossary of prosthodontic terms. Journal of Prosthetic Dentistry, v. 20, n. 5, p. 443-480, 1968. HIYAMA, S. et al. First night effect of an interocclusal appliance on nocturnal masticatory muscle activity. Journal of oral rehabilitation, v. 30, n. 2, p. 139-145,

  2003.

  HUNTER, S. K. Sex differences in human fatigability: mechanisms and insight to physiological responses. Acta physiologica, v. 210, n. 4, p. 768-789, 2014. KALINOWSKI, A. et al. Optical Fiber Bragg Grating Strain Sensor for Bone Stress Analysis in Bovine During Masticatory Movements. IEEE Sensors Journal, v. 17, n. 8, p. 2385-2392, 2017.

  KALINOWSKI, H. J. et al. Application of fibre Bragg grating sensors in biomechanics. Trends in Photonics, p. 315-343, 2010. KARAKIS, D.; DOGAN, A.; BEK, B. Evaluation of the effect of two diferente occlusal splints on maximum occlusal force in patients with sleep bruxism: a pilot study, v. 6, p. 103-108, 2014. ISSN 2.

  KERSEY, A. D. et al. Fiber Grating Sensors. Journal of Lightwave Technology, v. 15, n. 8, p. 1442-1463, 1997.

  KOC, D.; DOGAN, A.; BEK, B. Bite force and influential factors on bite measurement: A literature review. European Journal of Dentistry, v. 4, p. 223-232, 2010.

  KOMI, P. V. et al. Optic fibre as a transducer of tendomuscular forces.

  European journal of applied physiology and occupational physiology, 1996.

  LAAT, A. D.; MACALUSO, G. M. Sleep bruxism as a motor disorder, v. 17, 2002.

  ISSN S2.

  LANTADA, A. D. et al. Novel System for Bite-Force Sensing and Monitoring Based on Magnetic Near Field. Communication Sensors, v. 12, p. 11544-11558, 2012.

  LAVIGNE, G. J. . R. P. H. . &. M. J. Y. Sleep bruxism: validity of clinical research diagnostic criteria in a controlled polysomnographic study. Journal of dental

  research, v. 75, n. 1, p. 546-552, 1996.

  LAVIGNE, G. J. et al. Rhythmic masticatory muscle activity during sleep in humans., v. 80, p. 443-448, 2001. ISSN 2. LAVIGNE, G. J. et al. Neurobiological mechanisms involved in sleep bruxism, v. 14, p. 30-46, 2003. ISSN 1. LAVIGNE, G.; MANZINI, C.; HUYNH, N. T. Sleep bruxism. In: KRYGER, M. H.; ROTH., T.; DEMENT, W. C. Principles and practice os sleep medicine. 5th. ed. [S.l.]: Elsevier Saunders, 2011. p. 1129-1139.

  LEE, B. Review of the present status of optical fiber sensor. Optical Fiber Technology, v. 9, n. 2, p. 57-79, 2003. LOBEZOO, F. et al. Principles for the management of bruxism. Journal of oral rehabilitation, v. 35, n. 7, p. 509-523, 2008. LUTTMANN, A.; JÄGER, M.; LAURIG, W. Electromyographical indication of muscular fatigue in occupational field studies. International Journal of Industrial

  Ergonomics, v. 25, n. 6, p. 645-660, 2000.

  MADDALENA DIAS, I. et al. Avaliação dos fatores de risco do bruxismo do sono. Archives of Dental Science/Arquivos em Odontologia, v. 50, n. 3, 2014. MARIN, G. C. et al. The magnitude of a human bite measured exactly at the

  

molar intercuspidation using FBG. OFS2014 23rd International Conference on

Optical Fiber Sensors. [S.l.]: International Society for Optics and Photonics. 2014. p.

  91575J-91575J.

  MARQUEZIN, M. C. S. et al. Assessment of masticatory performance bite force, orthodontic treatment need and orofacial dysfunction in children and adolescents.

  Archives of oral biology, v. 58, p. 286-292, 2013.

  MARTELLI, C. et al. Photonic sensors: from horse racing to horse power. Optical Fiber Sensors Conference (OFS), 2017 25th. [S.l.]: IEEE. 2017. p. 1-4.

  MERLETTI, R.; RAINOLDI, A.; FARINA, D. Surface electromyography for noninvasive characterization of muscle. Exercise and sport sciences reviews, v. 29, n. 1, p. 20-25, 2001.

  MEULENET, J. F.; GANDHAPUNENI, R. K. Development of the Bite Master II and is application to the study of cheese hardeness. Physiology & behavior, v. 89,

  MILCZEWSKI, M. S. et al. Measuring Orthodontic Forces with HiBi FBG

  • – Sensors. Proceedings of 18th Optical Fiber Sensors Conference, Cancun, p. 23 27, 2006.

  MILCZEWSKI, M. S. et al. Sensitivity of silica and polymer microstructured fibres transversal pressure. Glass Technology, v. 50, p. 211

  • –213, 2009. MILCZEWSKI, M. S. et al. Force Monitoring in a Maxilla Model and Dentition Using Optical Fiber Bragg Gratings. Sensors, v. 12, p. 11957-11965, 2012.

  MISHRA, V. et al. Fiber Bragg grating sensor for monitoring bone decalcification. Orthopaedics & Traumatology: Surgery & Research, v. 96, p. 646- 651, 2010. ISSN 6.

  MONCAYO, S. Biomechanics of pivoting appliances. Journal of orofacial pain, v. 8, n. 2, 1994. MONTEIRO, A. A.; KOPP, S. The sufficiency of blood flow in human masseter muscle during endurance of biting in the intercuspal position and on a force transducer.

  

Proceedings of the Finnish Dental Society. Suomen Hammaslaakariseuran

toimituksia, v. 85, n. 4-5, p. 261-272, 1989.

  MOREIRA, M. F. Desenvolvimento e caracterização de um sistema laser de cristal líquido colestérico acoplado à fibra óptica, Rio de Janeiro, PUC-Rio, 2004. NARITA, N. . F. M. et al. Effects of jaw clenching while wearing an occlusal splint on awareness of tiredness, bite force, and EEG power spectrum. Journal of

  prosthodontic research, v. 53, n. 3, p. 120-125, 2009.

  NISHIGAWA, K.; BANDO, E.; NAKANO, M. Quantitative study of bite force during sleep associated bruxism, v. 28, p. 485-491, 2001. ISSN 5. OKESSON, J. P. Orofacial pain: guidelines for assessment, diagnosis, and management. Chicago: The American Academy of Orofacial Pain. 1996. p. 116. OKESSON, J. P. Management of temporomandibular disorders and occlusion. 6th. ed. London: Elsevier Health Sciences, 2008. OMMERBORN, M. A. et al. Therapies most frequently used for the management of bruxism by a sample of German dentists. The Journal of prosthetic dentistry, v. 105, n. 3, p. 194-202.

  OTHONOS, A.; KALLI, K. Fiber Bragg Gratings: Fundamental and Applications in Telecommunications and Sensing. [S.l.]: Artech House, 1999.

  PETTENGILL, C. A. et al. A pilot study comparing the efficacy of hard and soft stabilizing appliances in treating patients with temporomandibular disorders. The

  Journal of prosthetic dentistry, v. 79, n. 2, p. 165-168, 1998.

  PIZOLATO, R. A. et al. Maximal bite forces in Young adults with temporomandibular disorders and bruxism, v. 21, p. 278-283, 2007. ISSN 3. POSSELT, U. Physiology of occlusion and rehabilitation. Blackwell Scientific, 1968. RAMFJORD, S. P.; ASH, M. M. Occlusion. 2. ed. Philadelphia, London, Toronto: WB Saunders Company, 1971. RAMOS, A. et al. Experimental measurement and numerical validation of bone cement mantle strains of an in vitro hip replacement using optical FBG sensors.

  Experimental mechanics, v. 52, n. 9, p. 1267-1274, 2012.

  SHETTY, S. . P. V. . B. C. S. . K. G. S. . &. D. B. C. Bruxism: a literature review.

  The Journal of Indian Prosthodontic Society, v. 10, n. 3, p. 141-148, 2010.

  SILVA, B. A. R. S. et al. Efeitos da fadiga muscular induzida por exercícios no tempo de reação muscular dos fibulares em indivíduos sadios. Rev Bras Med

  Esporte, v. 12, n. 2, p. 85-89, 2006.

  TALAIA, P. M. et al. Plated and intact femur strains in fracture fixation using fiber Bragg gratings and strain gauges. Experimental mechanics, v. 47, n. 3, p. 355- 363, 2007.

  THE ACADEMY OF PROSTHODONTICS. The glossary of prosthodontic terms.

  The Journal of Prosthetic Dentistry, v. 81, n. 8th, p. 48-110, 2005. ISSN 1.

  TIMM, T. A.; ASH, M. M. The occlusal bite plane splint. An adjunct to orthodontic treatment. Journal of clinical orthodontics: JCO, v. 11, n. 6, p. 383, 1977. TJIN, S. C. et al. Recording compliance of dental splint use in obstructive sleep apnea patients by force and temperature modeling. Medical and Biology

  Engineering and Computing, v. 39, p. 182 –184, 2001.

  TOMITA, N.; MATSUURA, N.; ICHINOHE, T. The combined effects midazolam and propofol sedation on muscle power. Anaesthesia, v. 68, p. 478-483, 2013. WERHLE, G. et al. A fibre optic Bragg grating strain sensor for monitoring ventilator movements. Measurement and Science Technology, v. 12, p. 805-809,

  2001.

  WILLIAMS, J. H.; KLUG, G. A. Calcium exchange hypothesis of skeletal muscle

  YEUNG, S. S.; AU, A. L.; CHOW, C. C. Effects of fatigue on the temporal neuromuscular control of vastus medialis muscle in humans. European journal of

  applied physiology and occupational physiology, v. 80, n. 4, 1999.

  YUSTIN, D. et al. Characterization of 86 Bruxing Patients and Long-Term Study of Their Management With Occlusal Devices and Other Forms of Therapy. Journal of

  orofacial pain, v. 7, n. 1, p. 542-554, 1993.

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