[001 ] A presente invenção trata de um equipamento e processo de determinação do tempo de foto-ativação a partir da medida prévia da quantidade de luz transmitida em materiais translúcidos, preferencialmente materiais odontológicos, utilizando sistemas inteligentes, preferencialmente RNA's (redes neurais artificiais). Neste caso, a presente invenção permite que o usuário (por exemplo, um clínico) meça, nas restaurações indiretas (confeccionadas em laboratórios de prótese dental), a quantidade de energia luminosa imediatamente antes da cimentação, de forma quantitativa, simples e rápida, in loco, em tempo real e de forma específica para cada restauração. Logo, o uso do equipamento e do processo da presente invenção permite calcular o tempo de fotopolimerização necessário para a restauração indireta ser cimentada, aumentando a produtividade das restaurações; ou ainda, verifica a possibilidade de utilizar um cimento que dependa da luz para sua reação química ser processada de forma eficiente e permite que posteriormente não existam infiltrações marginais ou falhas coesivas do cimento que necessite ser adequadamente fotopolimerizado; aumentando, portanto, a durabilidade do elemento restaurado.

[002] Para restaurar a função e a estética de dentes extensamente destruídos geralmente exige-se o uso de restaurações indiretas. O sucesso destes procedimentos restauradores está associado a fatores como: bom planejamento, adequado preparo cavitário, provisória adequada, moldagem de qualidade, presença de um técnico para a etapa laboratorial e cimentação correta. Finalmente, avalia-se o resultado funcional de todo o procedimento técnico-científico aplicado.

[003] Um dos fatores determinantes no desempenho clínico de restaurações indiretas é a sua retenção ao preparo cavitário (Zohairy AAL, Gee AJD, Mohsen MM, Feilzer AJ. Microtensile bond strength testing of luting cements to prefabricated CAD/CAM ceramic and composite blocks. Dent Mater 2003;19:575-83; Addison O, Fleming GJP. The influence of cement lute, thermocycling and surface preparation on the strength of a porcelain laminate veneering material. Dent Mater 2004;20:286-92; Pekkan G, Hekimoglu C. Evaluation of shear and tensile bond strength between dentin and ceramics using dual-polymerizing resin cements. J Prosthet Dent 2009;102:242-52; Smith RL, Villanueva C, Rothrock JK, Garcia-Godoy CE, Stoner BR, Piascik JR, Thompson JY. Long-term microtensile bond strength of surface modified zirconia. Dent Mater 201 1 ;27:779-785). Os mecanismos que determinam a força de união destas restaurações estão relacionados à retenção mecânica/friccionai promovida pelas características do preparo cavitário, retenções químicas e micromecânicas. Portanto, todas essas características dependerão das características do substrato e do cimento (Pegoraro TA, Silva NRFA, Carvalho RM. Cements for use in esthetic dentistry. Dent. Clin. N. Am. 2007; 51 :453-71 ).

[004] Para a cimentação destas restaurações uma grande variedade de materiais está disponível. Devido às melhores propriedades físico-químicas em relação aos cimentos convencionais, ou seja, o fosfato de zinco e cimento de ionômero de vidro tem, recentemente, sido substituídos pelos cimentos resinosos. Esta escolha é fundamentada no fato de que os cimentos resinosos oferecem adesão à dentina e são insolúveis no meio bucal (Eisenburger M, Addy M, Robbach A. Acidic solubility of luting cements. J Dent 2003;31 :137-42), além de preencher a interface entre as restaurações indiretas e a estrutura dental remanescente, favorecendo a retenção friccionai.

[005] Três tipos de cimentos resinosos quanto à reação química estão disponíveis para cimentação de restaurações indiretas de porcelana: auto- polimerizáveis, fotopolimerizáveis e de dupla polimerização (dual). O uso dos cimentos auto-polimerizáveis possui limitações quanto ao tempo de trabalho e a estabilidade de cor. Baseado nestas limitações a escolha recai sobre os cimentos fotopolimerizáveis. Entretanto, a transmissão de luz através das porcelanas é limitada e varia de acordo com espessura e cor (Rasetto FH, Driscoll CF, Prestipino V, Masri R, Fraunhofer JAV. Light transmission through all-ceramic dental materiais: A pilot study. J Prosthet Dent 2004;91 :441 -6; Peixoto RTRC, Paulinelli VMF, Sander HH, Lanza MD, Cury LA, Poletto LTA. Light transmission through porcelain. Dent Mater 2007;23:1363-8; Baldissara P, Llukacej A, Ciocca L, Valandro FL, Scotti R. Translucency of zirconia copings made with different CAD/CAM systems. J Prosthet Dent 2010; 104:6-12; Duran I, Guler AU, Light transmission of zirconia ceramics with different colors and thicknesses, Journal of Dental Sciences (2012), http://dx.doi.org/10.1016/jjds.2012.04.003), podendo ser insuficiente, portanto ineficiente, na maioria das situações para o tempo clínico de fotopolimerização recomendado pelos fabricantes. Como alternativa, cimentos de dupla polimerização são indicados por possuir algumas características semelhantes dos dois outros tipos, ou seja, maior tempo de trabalho, estabilidade de cor e menor dependência da energia luminosa (Cardash HS, Baharav H, Pilo R, Ben- Amar A. The effect of porcelain color on the hardness of luting composite resin cement. J Prosthet Dent 1993;69:620-3). No entanto, estes cimentos de polimerização dual também dependem de quantidades adequadas de luz para sua completa reação de polimerização (Tango RN, Sinhoreti MAC, Correr AB, Schneider LFJ, Kimpara ET, Correr-Sobrinho L. Knoop hardness of dental resin cements: Effect of veneering material and light curing methods. Polymer Testing 2007; 26:268-73; Meng X, Yoshida K, Atsuta M. Influence of ceramic thickness on mechanical proprierts and polymer structure of dual-cured resin luting agents. Dent Mater 2008; 24:594-9; Arrais CAG, Rueggeberg FA, Waller JL, Goes MF, Giannini M. Effect of curing mode on the polymerization characteristics od dual-cured resin cement systems. J Dent 2008;36:418-26; Arrais CAG, Giannini M, Rueggeberg FA. Effect of sodium sulfinate salts on the polymerization characteristics of dual-cured resin cement systems exposed to attenuated light-activation. J dent 2009;37:219-227). Mecanicamente, a incompleta polimerização desses cimentos pode resultar em baixos valores de união (Meng X, Yoshida K, Atsuta M. Surface hardness development of dual- cured resin luting agents through different thickness of ceramics. Dent Mater J 2006; 25:132-7) e aí também pode-se incluir fragilidade da linha de cimentação. Biologicamente, a inadequada conversão de monômeros em polímeros tem uma influência negativa sobre a resposta pulpar (Pashley DH, Pashley EL, Carvalho RM, Tay FR. The effects of dentin permeability on restorative dentistry. Dent Clin North Am 2002; 46:21 1 -45).

[006] O tempo clínico de fotopolimerização para cimentos fotopolimerizáveis ou dual ainda não está bem estabelecido na literatura, especialmente quando a espessura da porcelana é superior a 2 mm e pode variar bastante considerando a variabilidade de composição (porcelana ou cerâmica) e cores (Akgungor G, Akkayan B, Gaucher H. Influence of ceramic thickness and polymerization mode of a resin luting agent on early bond strength and durability with a lithium dissilicate-based ceramic system. J Prosthet Dent 2005;94:234-41 ; Meng X, Yoshida K, Atsuta M. Surface hardness development of dual-cured resin luting agents through different thickness of ceramics. Dent Mater J 2006;25:132-7; Lee IB, An W, Chang J, Um CM. Influence of ceramic thickness and curing mode on the polymerization shrinkage kinetics of dual-cured resin cments. Dent Mater 2008;24:1 141 -7; Kermanshah H, Borougeni AT, Bitaraf T. Comparison of the microshear bond strength of feldspathic porcelain to enamel with three luting resins. J Prosthodontic Res 201 1 ;55:1 10-6).

[007] Em relação às cores, diferentes matizes e cromas das porcelanas também apresentam diferentes níveis de translucidez quando comparados em amostras de mesma espessura e composição. Matizes com tonalidades mais escuras apresentam mudanças de índice de refração e diminuição da transmissão de luz. De modo semelhante ocorre com o croma. Quanto maior o croma menor a translucidez. Porém, é importante destacar que um aumento no croma é mais significativo para diminuir a transmissão de luz do que as diferentes matizes. (Peixoto RTRC, Paulinelli VMF, Sander HH, Lanza MD, Cury LA, Poletto LTA. Light transmission through porcelain. Dent Mater 2007;23:1363-8). Cardash et al., 1993, também encontraram relação semelhante entre a cor de porcelana, matiz e atenuação da luz.

[008] A intensidade da luz transmitida também é fortemente influenciada pela espessura da porcelana (Rasetto FH; Light transmission through all-ceramic dental materiais: A pilot study. J Prosthet Dent 2004;91 :441 -6; Tango RN; Knoop hardness of dental resin cements: Effect of veneering material and light curing methods. Polymer Testing 2007;26:268-73. Fato este que é justificado pelos princípios de atenuação de intensidade luminosa em corpos sólidos (Lei de Beer Lambert). A espessura é o principal fator que afeta a transmissão de luz (Peixoto RTRC, Paulinelli VMF, Sander HH, Lanza MD, Cury LA, Poletto LTA. Light transmission through porcelain. Dent Mater 2007;23:1363-8; 0'Keefe KL, Pease PL, Herrin HK. Variables affecting the spectral transmission of light through porcelain veneer samples. J Prosthet Dent 1991 ;66:434-438). A espessura é especialmente importante na prática clínica uma vez que restaurações indiretas podem variar desde 0,5 milímetros em dentes anteriores até 5 mm considerando, por exemplo, a distância da crista marginal até a parede gengival no sentido ocluso-cervical em dentes posteriores. O protocolo de tempo de fotopolimerização é hoje equivocadamente generalizado para essas diversas situações (Kermanshah H, Borougeni AT, Bitaraf T. Comparison of the microshear bond strength of feldspathic porcelain to enamel with three luting resins. J Prosthodontic Res 201 1 ;55:1 10-6). Tal processo, embora largamente usado como condição média padrão para definir o tempo de fotopolimerização, geralmente apresenta este tempo que é indicado pelo fabricante dos agentes cimentantes e, a critério individual do profissional clínico, esse tempo é na maioria das vezes usado como condição geral para todos os processos clínicos de cimentação de restaurações indiretas.

[009] Os estudos apresentados na literatura mostram que a fotopolimerização é eficaz através da porcelana para a espessura de até 2 mm (Meng et al., 2006, Lee et al., 2008, Kermanshah et al., 201 1 ) Meng X, Yoshida K, Atsuta M. Surface hardness development of dual-cured resin luting agents through different thickness of ceramics. Dent Mater J 2006;25:132-7; Meng X, Yoshida K, Atsuta M. Influence of ceramic thickness on mechanical properties and polymer structure of dual-cured resin luting agents. Dent Mater 2008; 24:594-9; Kermanshah H, Borougeni AT, Bitaraf T. Comparison of the microshear bond strength of feldspathic porcelain to enamel with three luting resins. J Prosthodontic Res 201 1 ; 55:1 10-6). Entretanto, devido ao enorme número de possíveis situações distintas (diferentes tipos de restauração indireta quanto à composição, cor e espessura), observa-se nos trabalhos científicos que nenhum dos procedimentos propostos define de forma específica a quantidade de luz necessária para cada fotopolimerização que deve ser aplicada a cada restauração em cada paciente de forma individual e particular. Para espessuras de porcelana com 3 mm ou mais, em geral, observam-se efeitos negativos na polimerização de cimentos fotopolimerizáveis, bem como a ocorrência de efeitos negativos nos cimentos de dupla polimerização. A fotopolimerização através de porcelanas mais espessas (maior que 2 mm) foi considerada crítica e não está bem estabelecida pela literatura (Kermanshah H, Borougeni AT, Bitaraf T. Comparison of the microshear bond strength of feldspathic porcelain to enamel with three luting resins. J Prosthodontic Res 201 1 ;55:1 10-6).

[0010] A porcelana pode receber um número diferente de queimas dependendo da técnica utilizada para confecção ou para correções. O número de queimas tem potencial de interferir na cor/opacidade da porcelana, logo pode interferir em sua translucidez e, consequentemente, na transmissão de luz. 0'Keefe et al., em 1991 (0'Keefe KL, Pease PL, Herrin HK. Variables affecting the spectral transmission of light through porcelain veneer samples. J Prosthet Dent 1991 ; 66:434-438), mostraram que quando a porcelana recebia mais do que cinco queimas, uma ligeira mudança era detectada e que essas alterações foram dependentes do tipo de porcelana. Portanto, se o clínico utiliza de algum procedimento padrão para o processo de fotopolimerização o resultado pode ser comprometido, principalmente em seus aspectos funcionais como características mecânicas retentivas e de vedamento marginal.

[001 1 ] Quando a porcelana é queimada, sua translucidez pode mudar devido a mudanças em sua estrutura cristalina (Celik et al., 2008, Sahin et al., 2010) Celik G, Uludag B, Usumez A, Sahin V, Ozturk O, Goktug G. The effect of repeated firings on the color of an all-ceramic system with two different veneering porcelain shades. J Prosthet Dent 2008;99:203-208; Sahin V, Uludag B, Usumez A, Ozkir SE. The effect of repeated firings on the color of an alumina ceramic system with two different veneering porcelain shades. J. Prosthet. Dent., 2010;104:372-378). Existe uma relação entre o comprimento de onda e da altura/forma da microestrutura da porcelana (Heffernan MJ, Aquilino SA, Diaz-Arnold AM, Haselton DR, Stanford CM, Vargas MA. Relative translucency of six all- ceramic systems. Part I: core materiais. Journal of Prosthetic Dentistry 2002; 88:4-9). No entanto, não existem estudos que demonstram a nível ultraestrutural essas mudanças e, portanto, seus efeitos não são conhecidos para cada tipo de porcelana após as queimas adicionais. Isso demonstra que cada tipo de porcelana/cerâmica pode ser afetado de forma diferente e produzir resultado clínico inadequado. É consenso na literatura que cada queima adicional promove mudança na translucidez das porcelanas/cerâmicas.

[0012] Considerando a técnica de cerâmica estratificada, estas restaurações indiretas livres de metal podem passar por um número variável de queimas dependendo do número de cores, efeitos e correções. A diminuição da translucidez por cada material relacionado ao número de queimas pode promover alterações na transmissão de luz e necessitam de estudos adicionais.

[0013] Quanto ao conceito de translucidez pode-se dizer que são os diferentes níveis de opacidade até a transparência (Powers JM. Restorative dental materiais. 12th ed. St. Louis: Mosby; 2006. p. 35^12). A translucidez de restaurações de porcelana/cerâmica tem relação direta com a sua estrutura cristalina, cor e espessura.

[0014] As diferenças na translucidez entre as porcelanas podem ser explicadas pela estrutura química, pelas diferenças na composição do material e pelos diferentes métodos de confecção e processamento da estrutura cristalina da porcelana. Irregularidades na distribuição das fases, defeitos e "bolhas" de ar, o tamanho de partículas em relação ao comprimento de onda da luz, os diferentes índices de refração entre as partículas, e a sua natureza química podem resultar na dispersão da luz através da porcelana (Heffernan MJ, Aquilino SA, Diaz-Arnold AM, Haselton DR, Stanford CM, Vargas MA. Relative translucency of six all- ceramic systems. Part I: core materiais. Journal of Prosthetic Dentistry 2002;88:4-9). Carossa et al., 2001 (Carossa S, Lombardo S, Pera P, Corsalini M, Rastello ML, Preti G. Influence of posts and cores on light transmission through different all-ceramic crows: spectrophotometric and clinicai evaluation. Int J Prosthodont 2001 ;14:9-14) encontrou diferentes níveis de translucidez para diferentes porcelanas e, assim, corroborou que diferentes composições de porcelana apresentaram diferenças entre elas. É esta linha que pode explicar por que, mesmo em 0,4 milímetros de espessura, porcelanas a base zirconia apresentaram o menor valor médio de translucidez em comparação com outras porcelanas mais espessas (Baldissara P, Llukacej A, Ciocca L, Valandro FL, Scotti R. Translucency of zirconia copings made with different CAD/CAM systems. J Prosthet Dent 2010; 104:6-12).

[0015] Há uma relação indireta de opacidade e de transmissão de luz através de porcelanas com espessura iguais (Koch A, Kroeger M, Hartung M, Manestsberger I, Hiller KL, Schmalz G, Friedl KH. Influence of translucency on curing efficacy of different light-curing units. J Adhes Dent 2007;9:449-462). A zirconia tem a menor translucidez entre diferentes porcelanas e é comparada com a dos metais. Depois da zirconia, a diminuição de translucidez segue esta ordem: as de alumina; as reforçadas com leucita; alumina e dissilicado de lítio; magnésio-alumínio e as mais translúcidas porcelanas feldspáticas (Heffernan MJ, Aquilino SA, Diaz-Arnold AM, Haselton DR, Stanford CM, Vargas MA. Relative translucency of six ali- ceramic systems. Part I: core materiais. Journal of Prosthetic Dentistry 2002; 88:4-9; Baldissara P, Llukacej A, Ciocca L, Valandro FL, Scotti R. Translucency of zirconia copings made with different CAD/CAM systems. J Prosthet Dent 2010;104:6-12). O efeito opaco do óxido de zircónio é atribuído as suas partículas dispersas de tamanho maior do que o comprimento de onda da luz incidente, logo, a incompatibilidade de índice de refração entre as partículas da matriz (Vagkopoulou T, Koutayas SO, Koidis P, Strub JR. Zirconia in dentistry: part 1 . Discovering the nature of an upcoming bioceramic. Eur J Esthet Dent 2009; 4: 130-151 ). Como se observa, é tecnicamente claro que os diversos materiais que compõem a porcelana/cerâmica odontológica apresentam um número elevado de variáveis para adequadamente ter um modelo simples de definição do procedimento de aplicação do comprimento de onda necessário para uma fotopolimerização quantitativa e eficiente para cada tipo de situação clínica individual.

[0016] As propriedades mecânicas dos cimentos resinosos pós cimentação e a estrutura dos polímeros de agentes resinosos duais são dependentes da intensidade de irradiação de luz incidida sobre eles (Meng X, Yoshida K, Atsuta M. Influence of ceramic thickness on mechanical proprierts and polymer structure of dual-cured resin luting agents. Dent Mater 2008;24:594-9). A quantidade e a densidade de energia luminosa que incide sobre o cimento de resina sob-restaurações de porcelana afetam, portanto, a qualidade de sua polimerização.

[0017] Para o mesmo tipo de porcelana com mesma espessura e cor, Nalcaci et al. (Nalcaci A, Kucukesmen C, Uludag B. Effect of high-powered LED polymerization on the shear bond strength of a light-polymerized resin luting agent to ceramic and dentin. J Prosthet Dent 2005; 94: 140-145), encontraram resistência ao cisalhamento semelhantes em amostras expostas à luz halógena (600 mW/cm ² ) continuamente por 40 segundos ou luz LED de alta potência (1 100 mW/cm ² ), em modo exponencial durante 20 segundos. Outros dois modos diferentes de fotopolimerizações, pulso LED ou rápido, mostraram resistência de união significativamente menor do que a realizada com luz halógena ou LED exponencial. Os dados permitem concluir que menor densidade de energia (intensidade de luz e densidade de energia), resulta em menor resistência à tração do cimento resinoso (Akgungor G, Akkayan B, Gaucher H. Influence of ceramic thickness and polymerization mode of a resin luting agent on early bond strength and durability with a lithium dissilicate-based ceramic system. J Prosthet Dent 2005; 94: 234-41 ). Mesmo diante do uso de uma fonte de luz de alta potência um período mínimo de tempo de fotopolimerização é necessário. Assim, não há uma correlação quantitativa segura entre a intensidade da luz e do tempo de polimerização para os diferentes materiais de porcelana. Com base na variedade de porcelanas com diferentes características de transmissão de luz, prolongar o tempo de exposição para além das recomendações do fabricante é aconselhável, mesmo que seu efeito seja desconhecido (llday NO, Bayindir YZ, Bayindir F, Gurpinar A. The effect of light curing units, curing time, and veneering materiais on resin cement micro hardness. J. Dent Sei 2013; 8: 141 -6). Entretanto, quando não há definição técnico-cientifica quantitativa clara para o processo de fotopolimerização que depende da intensidade da energia luminosa, corre-se um grande risco de surgirem problemas mecânicos e/ou biológicos posteriores ao tratamento.

[0018] O tempo padrão médio de fotopolimerização recomendado para todas as restaurações pelos fabricantes do cimento/cerâmica e aceitos pela comunidade da área odontológica é 20 a 40 segundos (Matos, IC. Influência do modo de ativação e de uma restauração simulada de porcelana no grau de conversão e na dureza superficial de um cimento resinoso autoadesivo de cura dual. Rio de Janeiro. 2008; s.n.: 1 18p). Contudo, esse tempo proposto pelos fabricantes não é correto nem exato para grande parte dos processos de cimentação. Além disso, são de amplo conhecimento os diferentes padrões de transmissão de luz entre os diferentes tipos de porcelana quanto à composição, cor e espessura.

[0019] Uma rede neural artificial (RNA) é um modelo computacional inspirado na estrutura das redes neurais biológicas e é capaz, por exemplo, de reconhecer padrões de aprendizagem. Ou seja, é um modelo matemático com capacidade de aprendizado, em geral baseado em padrões de entrada conhecidos. O bloco de construção básico da RNA é o neurônio artificial, um modelo matemático simples do neurônio biológico. RNA's são construídas, por exemplo, através de camadas de neurónios. Os neurónios na camada de entrada representam as entradas do problema. A camada de saída apresenta a predição da rede. A complexidade da rede é a camada intermediária, que pode efetivamente ser composta por uma única camada intermediária ou várias camadas em que cada camada pode consistir de vários neurónios artificiais.

[0020] Uma RNA pode ser treinada com entrada conhecida e dados de saída, e após o processo de treinamento/aprendizado supervisionado, o processo pode ser validado. O processo pode prever o comportamento de uma dada entrada que não foi utilizada no conjunto de treinamento. A etapa de formação/aprendizado consiste, portanto, em encontrar a configuração ideal que produz o menor erro de aprendizado que irá correlacionar de uma forma não linear os dados de entrada e de saída no processo de aprendizado supervisionado.

[0021 ] RNA's têm sido utilizadas para resolver inúmeros problemas em vários campos da ciência, e em particular, na área da biomedicina. Por exemplo, RNA's foram usadas com sucesso para modelar e prever a relação entre a pressão sanguínea sistólica e glicose (Conway JCD, Lavorato SN, Cunha VF, Belchior JC. Modelling of the relationship between systolic blood pressure and glucose with the magnesium ion present in the blood plasma: an approach using artificial neural networks. Health (Irvine) 2009;1 :21 1 -219). Um estudo recente utilizou a abordagem RNA para estudar as forças de previsão e de corte em ajuste dental de restaurações indiretas de cerâmica (Peng, Jianhui; Song, Xiaofei; Yin, Ling. Forecasting of cutting forces in dental adjustment of ceramic prostheses using an artificial neural network. Advanced Materials Research 201 1 ; 152-153).

[0022] O estado da técnica demonstra que não existe processo nem equipamento capaz de caracterizar quantitativamente o valor exato da intensidade da energia luminosa a ser irradiada através de uma determinada restauração indireta de cerâmica/porcelana antes da sua cimentação na boca. Existem apenas protocolos com tempo de fotopolimerização padronizados pelos fabricantes que indicam valores de 10 a 20 segundos de ativação luminosa (Disponível em: http://multimedia.3m.com/mws/mediaweb

server?mwsld=66666UF6EVsSyXTtOxT2LxM_EVtQEVs6EVs6EVs6E666 666; e http://www.ivoclarvivadent.us/en-us/p/dental-professional/pr oducts/luting -material/adhesive-lutingcomposite/variolink-ii; acessado em 01/10/2014) sem nenhuma avaliação/medição prévia para todas as variações de tipo, espessura e cor de restaurações indiretas. Além disso, não há processo nem equipamento capaz de mensurar o tempo exato de fotopolimerização para cada restauração indireta especificamente antes de sua cimentação. [0023] Diante das dúvidas e incertezas existentes sobre as quantidades de energia luminosa que são transmitidas através dos diversos tipos de porcelanas e cerômeros (resinas laboratoriais), e com a falta de pesquisas laboratoriais e/ou clínicas para condições acima de 2mm da porcelana/cerâmica (que descrevam de forma quantitativa o processo de fotopolimerização) a presente invenção vem de forma quantitativa suprir essa lacuna, apresentando dados específicos para diferentes espessuras, combinações de composições e cores. Portanto, propõe-se um equipamento e um processo que utiliza dados laboratoriais da intensidade da luz transmitida prévios e sistemas inteligentes, preferencialmente as Redes Neurais Artificiais (RNA), para calcular o tempo de fotopolimerização necessário para cada restauração dentro das diversas variáveis como: cor, espessura, composição química e número de queimas. Dessa forma, o clínico poderá, ao receber suas restaurações indiretas (confeccionadas em laboratório), medir a quantidade de luz necessária a ser transmitida para uma restauração específica e ajustar o tempo de fotopolimerização personalizado para cada trabalho individual de cimentação; contribuindo através desse novo processo de medição e aferição na etapa clínica de fixação evitando perdas das características específicas adequadas e funcionais no resultado final de cada restauração.

[0024] Os processos do estado da técnica ainda não são bem estabelecidos, e na prática, este tempo fica a critério do profissional clínico que, em geral, se baseia nos tempos indicados pelos fabricantes dos agentes cimentantes. Por outro lado, o equipamento desenvolvido, objeto da presente invenção, destina-se a suprir esta deficiência, sendo capaz de determinar quantitativamente o tempo de fotopolimerização a ser aplicado em cada restauração específica aumentando assim a eficiência do processo bem como reduzindo futuros danos advindos da sub-polimerização. Portanto, o equipamento e método propostos vêm suprir a falta de meios de inferir quantitativamente a intensidade luminosa em processos odontológicos, bem como o tempo de irradiação do processo de fotopolimerização dentária através de determinado material com o objetivo de fotopolimerizar cimentos e outros. [0025] A presente invenção consiste em um equipamento e um processo baseado em um sistema inteligente (preferencialmente via RNAs, ou utilização de algoritmos genéticos, lógica fuzzy, funções de base radial ou redes de Hopefiled) capaz de medir em tempo real de forma quantitativa o tempo de fotopolimerização necessário para uma efetiva cimentação de restaurações indiretas (confeccionadas em laboratórios de prótese dental, sejam elas em cimentos fotopolimerizáveis, auto-polimerizáveis e de dupla polimerização (cerâmicas, porcelanas ou polímeros) ou ainda contraindicar um cimento que dependa da luz para fotopolimerização; permitindo ao cirurgião dentista, de forma simples e rápida, quantificar in loco (no próprio consultório) a intensidade da luz (quantidade de energia luminosa) específica para cada restauração, a fim de ser usada em cada restauração indireta, de forma individualizada. Esse equipamento e processo contribuem de forma significativa para um procedimento clínico mais eficiente e, mais importante ainda, permite uma restauração cimentada de forma mais efetiva e confiável, evitando um deslocamento da restauração, cáries secundarias e hipersensibilidade. Tem-se, portanto, ganho de produtividade, economia de gastos com materiais e o maior controle resultando em restaurações mais duráveis e confiáveis. A invenção permite ainda indicar ao usuário o tipo de cimento quanto à reação química, ou seja, se ele pode/deve utilizar cimentos fotopolimerizáveis, auto-polimerizáveis e de dupla polimerização (cerâmicas, porcelanas ou polímeros).

BREVE DESCRIÇÃO DAS FIGURAS

[0026] Figura 1 - Descreve, na forma de diagrama de blocos, o equipamento (objeto da presente invenção) para a determinação, in loco, e em tempo real do tempo de exposição para restaurações indiretas via RNA.

[0027] Figura 2 - Apresenta os resultados experimentais (destacados na Tabela 3) da potência luminosa (porcentagem de luz transmitida) em (MW/cm ² ) e o tempo necessário de fotopolimerização de uma amostra de cerâmica de leucita, em segundos. O gráfico menor mostra o detalhe da curva no intervalo de 20 a 200 MW/cm ² . Esses dados foram usados na etapa de treinamento da rede neural.

[0028] Figura 3 - Mostra o resultado da técnica de interpolação cúbica (Cerâmica de leucita: potência X tempo) aplicada aos dados experimentais constantes da Tabela 3. Esta interpolação foi utilizada para aumentar a quantidade de dados para o treinamento da RNA. Isso permitiu maior precisão no procedimento de treinamento. O gráfico menor mostra o detalhe da curva no intervalo de 20 a 200 MW/cm ² .

[0029] Figura 4 - Representa a comparação entre os resultados reais representados pelos dados experimentais (Philips et al., 2005 , legenda: Φ) e os previstos pela RNA (Rede Neural Artificial, legenda +), para a amostra de cerâmica de leucita e cerâmica feldspática.

[0030] Figura 5 - Ilustra a matriz metálica utilizada para padronização do procedimento de obtenção dos dados de transmissão de luz (Tabela 3) que são complementados pelos dados da literatura (Tabela 4), os quais são usados para o processo de treinamento da rede neural. Na figura (a) representa o aparelho fotopolimerizador; (i) base ou parte inferior, onde os discos de cerâmica foram alojados e o sensor medidor de potência posicionado; (ii) estrutura intermediária, que varia de altura de acordo com a espessura do disco de cerâmica avaliada; e (iii) a parte superior, onde foi inserida a ponta do aparelho fotopolimerizador.

[0031 ] Figura 6 - Mostra a configuração da RNA utilizada no protótipo. Ela tem um neurônio de entrada (n LNA), que corresponde a luz não absorvida (LNA), 32 neurónios na camada interna (n1 até n32), responsáveis por todo o processamento da rede, e um neurônio de saída (n TFA), que corresponde ao tempo de foto-ativação desejado.

DESCRIÇÃO DETALHADA DA TECNOLOGIA

[0032] A presente invenção trata de um equipamento e processo de determinação do tempo de foto-ativação, ilustrado de forma esquemática na Figura 1 , que mede previamente a quantidade de luz a ser transmitida em materiais translúcidos, preferencialmente materiais odontológicos, utilizando um processo de medição baseado em sistemas inteligentes (preferencialmente via RNAs, mas também algoritmos genéticos, lógica fuzzy, funções de base radial, ou redes de Hopefiled). Neste caso, a presente invenção permite que o usuário (por exemplo, um clínico) meça, nas restaurações indiretas (confeccionadas em laboratórios de prótese dental), a quantidade de energia luminosa necessária imediatamente antes da cimentação, de forma quantitativa, simples e rápida, in loco, em tempo real e de forma específica para cada restauração.

[0033] A presente invenção calcula o tempo de fotopolimerização necessário para a restauração indireta a ser cimentada, aumentando a produtividade das restaurações; ou ainda, verifica a possibilidade de utilizar um cimento que dependa da luz para sua reação química ser processada de forma eficiente e permite que posteriormente não existam infiltrações marginais ou falhas coesivas do cimento que necessite ser adequadamente fotopolimerizado; aumentando, portanto, a durabilidade do elemento restaurado.

[0034] A Figura 1 ilustra o diagrama em blocos do equipamento, cuja função é permitir que um profissional de odontologia determine previamente (antes de efetuar o procedimento de cimentação) o tempo adequado de exposição da luz incidente através de uma porcelana odontológica, antes de colocá-la no paciente. A Figura 1 mostra o fluxograma representativo do equipamento, onde estão descritos todos os seus blocos e sub-blocos e no qual se pode visualizar o fluxo da informação desde sua entrada no bloco (1 ), até a exibição do resultado no bloco (5). A seguir são detalhados os blocos que constituem o equipamento (Figura 1 ):

- bloco (1 ): fototransmissor;

- bloco (2): receptáculo da peça ou da restauração indireta;

- bloco (3): fotodetector;

- bloco (4): placa controladora, onde nela estão acoplados os blocos (5), (6), (7), (8), (9) e (10), sendo: - bloco (5): display alfanumérico;

- bloco (6): conversor analógico-digital (ADC);

- bloco (7): unidade central de processamento (CPU) da placa controladora;

- bloco (8): memória não volátil;

- bloco (9): conjunto de instruções operacionais programadas diretamente no hardware de um equipamento eletrônico, armazenado em (8);

- bloco (10): botão.

[0035] De forma genérica, o processo de medição da intensidade luminosa transmitida através de restaurações odontológicas indiretas compreende as seguintes etapas: a. início da operação do equipamento por meio da pressão do botão (10); b. emissão da luz pelo bloco (1 ); c. passagem da luz emitida em (1 ) pela peça contida no bloco (2); d. captação da luz transmitida no material em (2) pelo sensor no bloco (3); e. envio da resposta do sensor no bloco (3) para o bloco (4); f. transformação da tensão proveniente do sensor (3) em informação digital, no conversor do bloco (6); g. envio da informação digital transformada em (6) para o processador no bloco (7), baseado em um microcontrolador; h. execução do programa (9) que está armazenado na memória do bloco (8), pelo processador no bloco (7); e, i. leitura ou visualização do tempo de exposição no display do bloco (5).

[0036] Em (1 ) é representada a fonte emissora de luz. As fontes de luz que podem ser utilizadas atualmente são: lâmpadas halógenas, LED, arco de plasma, laser ou outra lâmpada que emite fótons que promove o processo de polimerização do cimento, não limitante, com variados valores de potência emitida, mas ainda sim, sendo preferencialmente luz halógena de 200 a 800 mW/cm ² preferencialmente 600 mW/cm ² ) ou luz LED de alta potência, de 1 a 10000 mW/cm ² , preferencialmente de 400 a 5000 mW/cm ² . Entretanto, não limitante, para qualquer frequência e potência do emissor que permita produzir o processo de polimerização em cimentos resinosos, a presente tecnologia pode ser utilizada com a mesma eficiência como descrito para as radiações acima mencionadas. Este bloco tem por objetivo expor a porcelana odontológica à luz para calcular o tempo para que a fotopolimerização ocorra. Dessa forma, a luz emitida pela fonte luminosa é direcionada para o bloco (2), onde são utilizados cimentos fotopolimerizáveis ou de dupla polimerização. O bloco (2) representa o receptáculo com a restauração indireta (peça de porcelana ou cerômeros, não limitante, ou ainda outro material restaurador indireto que necessite transmitir luz), e cujo tempo de fotopolimerização se deseja determinar com precisão. A luz emitida por (1 ), após passar pela peça em (2) é captada pelo bloco (3), que se constitui de um sensor ótico do tipo fototransistor ou fotodiodo ou sensor ótico com a mesma característica de absorção de luz ou sinal luminoso. Este sensor é usado para detectar luz ou brilho de uma maneira semelhante ao olho humano. O sensor é constituído por um filtro de epóxi ou vidro ou quartzo ou material similar que seja translúcido que melhora a sensibilidade espectral relativa para se assemelhar à sensibilidade do olho humano. O filtro usado no exemplo da presente invenção permite uma largura de banda entre 430 nm (nanômetros) a 610 nm (nanômetros). A resposta do sensor é uma tensão, em volts, que é proporcional à intensidade de luz que incide sobre ele, e representa a porcentagem de luz que atravessou a restauração, sendo esta resposta enviada para o bloco (4). O bloco (4) representa a placa eletrônica controladora (hardware) do sistema, que possibilita que o valor de tensão proveniente do sensor seja transformado em informação útil, ou seja, no tempo em que uma peça específica deve ser exposta à luz, podendo ambos utilizar transistores ou amplificadores operacionais.

[0037] Os blocos (6), (7), (8), (9), internos ao bloco (4), constituem o microcontrolador. A inteligência artificial está embutida no microcontrolador. O bloco (6) é um conversor analógico-digital (ADC). O bloco (6) recebe a informação analógica do comparador e do amplificador de tensão o sinal proveniente do sensor, e cuja função é transformar a tensão (em volts) proveniente do sensor ótico, em informação digital apropriada para ser processada. Esta informação digital é enviada então para o bloco (7), que representa a Unidade Central de Processamento (CPU) da placa controladora (4), e é baseada em um processador específico para aplicações embutidas em equipamentos (Microcontrolador). O Microcontrolador é responsável por executar o programa que está armazenado em memória. O bloco (8) representa esta memória, que pode ser do tipo ROM, FeRAM e FLASH, bem como os dispositivos de armazenamento em massa, mini, micro ou nano sd, disco rígido e compact disc, preferencialmente memória do tipo FLASH ou SSD, a qual é não volátil, ou seja, não perde o programa residente {Firmware) quando a energia que alimenta o sistema é retirada. O Firmware tem três funções básicas: comandar o ADC para converter o sinal proveniente do sensor em informação digital, implementar a RNA e mostrar em um display o tempo previsto de exposição. O bloco (9) representa o Firmware, que está permanentemente armazenado na memória FLASH ou outra citada anteriormente.

[0038] De forma prévia, o equipamento precisa passar por um processo de aprendizagem (configuração e treinamento da RNA. O procedimento consiste em testar as diversas configurações possíveis (número de camadas e o número de nós em cada camada). A configuração que produz o menor erro de treinamento (utilizando os dados da Tabela 3) é então escolhida. Após a escolha da configuração final da RNA, esta é armazenada na memória, na forma de uma equação matemática (obtida pela modelagem via RNA ^' s, algoritmos genéticos, lógica fuzzy, funções de base radial, ou redes de Hopefiled, após aprendizado). Esta etapa demanda muito processamento e, em geral, consome muito tempo. Sendo assim, exige um computador com um grande poder de processamento. Esta equação tem como parâmetro de entrada o valor digital convertido, proveniente de (6) e tem como saída, o tempo de exposição necessário para uma peça em particular. Assim o bloco (9) representa a inteligência artificial embutida no sistema, o que caracteriza o equipamento como sistema inteligente de previsão do tempo de exposição, in loco, e lhe confere um caráter inovador.

[0039] Quando o processo de determinação do tempo de exposição começa, o Firmware comanda o ADC para iniciar a etapa de aquisição e conversão do sinal analógico proveniente do sensor. Após um tempo pré-determinado de conversão (10 microssegundos), o valor digital correspondente está disponível. A informação prevista do tempo de exposição é visualizada através do bloco (5), que pode ser um display alfanumérico (podendo ser de 2 linhas x 16 caracteres), apropriado para que o profissional de odontologia visualize o tempo de exposição que ele deve usar quando for cimentar uma peça (restauração indireta). O bloco (10) representa um botão, que ao ser pressionado, inicia o processo de determinação do tempo de exposição. Fisicamente o equipamento é constituído de três partes; (i) receptáculo da peça, que é o lugar onde fisicamente a peça é depositada para ser submetida à fonte de luz; (ii) placa controladora, onde são montados o Microcontrolador, o display e circuitos eletrônicos auxiliares e (iii) gabinete mecânico onde o sistema é acondicionado. Tanto o receptáculo quanto a placa controladora são montados no gabinete. O sistema é colocado para funcionar ligando-o em uma fonte de energia elétrica e acionando o bloco (10), mostrado na Figura 1 . Em poucos segundos o sistema informa o tempo de exposição necessário, através do bloco (5).

[0040] O sistema desenvolvido constitui-se em um equipamento eletronico com um programa de controle armazenado internamente, ou ainda atualizado remotamente, com cabeamento ou não (wireless), seja via conexão Ethernet, PPTP, Conexão VPN, VPNs rede-rede, VPNs host-rede, ICS ou Dial- up. A parte eletrônica é baseada em um microcontrolador, que possui unidade central de processamento, memória de dados e de programa e dispositivos de entrada e saída. Além do microcontrolador, existem no equipamento, componentes eletrônicos (fotodetectores) responsáveis por captar o sinal luminoso proveniente do bloco (2). Este sinal é então enviado ao microcontrolador (7), que os converte para a forma digital. De posse desta informação digital, o programa de controle processa, através da RNA embutida, esses dados. O resultado deste processamento é o tempo de exposição previsto.

Descrição do processo de determinação do tempo de foto-ativação

[0041 ] O programa armazenado no microcontrolador contém o algoritmo com as instruções necessárias para a determinação do tempo de foto- ativação/fotopolimerização , o qual pode utilizar um processo baseado em Redes Neurais Artificiais (RNAs). A RNA é treinada com tempos de fotopolimerização dos dados coletados da literatura e os obtidos a partir dos testes laboratoriais aqui descritos. Depois de treinada, a RNA é capaz de receber um padrão de entrada desconhecido e prevê a resposta do sistema. Especificamente, o hardware fornece para a RNA a quantidade de luz que atravessou a peça, e esta imediatamente prevê o tempo correto necessário para aquela peça em particular. Os resultados mostraram erros de previsão menores do que 1 % quando comparados com medidas práticas realizadas em peças cerâmicas de teste.

[0042] Os cimentos fotopolimerizáveis, auto-polimerizáveis e de dupla polimerização (cerâmicas, porcelanas ou polímeros) odontológicas são submetidas a um feixe luminoso de alta intensidade. A porcentagem de luz que atravessa esses materiais odontológicos indica o tempo de fotopolimerização. Para que a RNA utilizada na presente invenção possa prever este tempo, foram utilizados os dados experimentais mostrados na Tabela 3 para seu treinamento (estes dados foram interpolados para se obter um maior número de amostras). Os dados experimentais mostrados na Tabela 4, disponíveis na literatura, foram utilizados para validar a eficiência da RNA. Essas etapas de treinamento e validação foram feitas em um computador do tipo Desktop, cujo resultado é a configuração final da RNA. Esta configuração é descrita por uma equação matemática que representa os pesos dos nós da RNA. É esta equação que é embutida na memória do equipamento. A partir daí o Cirurgião- Dentista utiliza o equipamento inteligente, baseado em RNA, para mensurar o tempo de fotopolimerização necessário para todas as situações que envolvem as restaurações indiretas laboratoriais, in loco, e em tempo real. O procedimento de determinação do tempo de fotopolimerização pelo equipamento consiste inicialmente em inserir a restauração no bloco (2) (receptáculo da peça) mostrado na Figura 1 . Em seguida o bloco (10) é acionado, o que provoca a emissão de luz pelo bloco (1 ), no comprimento de onda azul, não limitante (ou outro comprimento de onda diferente que permita o processo de fotopolimerização). O equipamento realiza a leitura das quantidades transmitidas por um breve período de tempo e em seguida fornece o tempo necessário de fotopolimerização através daquela restauração de modo específico e individual. A precisão dos dados fornecidos é determinada pela rede neural treinada.

[0043] A técnica utilizada consiste em uma Rede Neural Artificial (RNA), que é uma técnica de inteligência artificial. Esta RNA é descrita pela equação (1 ):

(TFAk)=tanh[(wji)(LNA) + (bj)] + (bk) (1 )

[0044] Em que TFAk é o tempo de foto-ativação calculado, Wji são os pesos sinápticos que correlacionam o dado de entrada, LNA é a quantidade de luz não absorvida pela peça, os termos bj representam a camada interna da rede e jos termos bk são os termos de polarização (bias), que são valores iniciais do dado de entrada. As variáveis wji, bi e bk são obtidas por meio do processo de treinamento da rede neural que será descrito. A função (tanh) significa tangente hiperbólica e é a função de ativação da rede neural. A Figura 6 mostra a configuração da RNA utilizada no protótipo. Ela tem um neurônio de entrada, que corresponde a luz não absorvida (LNA), 32 neurónios na camada interna, responsáveis por todo o processamento da rede, e um neurônio de saída (TFA), que corresponde ao tempo de foto-ativação desejado.

[0045] O processo de determinação do tempo de foto-ativação para a fotopolimerização de cimentos de restaurações odontológicas indiretas compreende as seguintes etapas: a) obtenção da medida de intensidade de luz não absorvida pela peça (LNA); b) substituição do valor da medida de intensidade de luz não absorvida pela peça, obtida na etapa "a", na variável LNA da expressão (1 ); c) cálculo do valor do tempo de foto-ativação (TFAk) por meio da expressão (1 ).

[0046] A invenção pode ser melhor compreendida através dos exemplos abaixo, não limitantes a:

Exemplo 1 - Treinamento da Rede Neural Artificial e Resultados Experimentais com o Protótipo

[0047] Particularmente para o protótipo desenvolvido, foi utilizada tecnologia embarcada, baseada em um microcontrolador (7) RISC (Reduced Instruction Set Computer) de 32 bits, com frequência de operação de 80 MHz (Mega Hertz), conversor Analógico-Digital de 10 bits, 1 .1 x1 0 ⁶ amostras/segundo, com 512 KBytes de memória de Programa e 64 KBytes de memória de dados. Entretanto o equipamento pode usar qualquer microcontrolador de 8, 1 6, 32 ou 64 bits, com quaisquer frequências de operação que esteja na faixa de operação do microcontrolador, com conversores Analógico-Digitais de 1 0, 1 2, 16, 20 ou 24 bits, com memória de programa e dados embutidos no microcontrolador, ou externos, tipo memória RAM Estática, Dinâmica ou Cartão de Memória.

[0048] O hardware do equipamento, além do microcontrolador (7) descrito acima, possui circuitos analógicos baseados em amplificadores operacionais, capazes de medir a intensidade de luz que atravessa a peça a ser restaurada. Para tanto, o circuito é equipado com um fotodiodo que transforma a intensidade luminosa nele incidente em tensão elétrica. Esta informação analógica é então convertida em informação digital, de forma que pode ser processada pelo programa armazenado no microcontrolador, que pode então controlar o tempo de exposição, mantendo o equipamento de fotopolimerização do clínico ligado pelo tempo correto. Para tanto um relê liga e desliga o equipamento do clínico, de acordo com o tempo determinado para aquela peça em particular.

[0049] Além dos dados extraídos da literatura foram obtidos dados a partir de testes laboratoriais de intensidade luminosa transmitida, para enriquecer o treinamento das redes neurais artificiais (RNA). [0050] Inicialmente, para a calibração do aparelho foram realizadas dez medidas durante 60 segundos. Os valores foram registrados em dois tempos, o primeiro registro foi realizado aos 6s (seis segundos) após a ativação do aparelho e no último segundo antes do aparelho ser desligado automaticamente (59s) já que o aparelho utilizado foi calibrado para emitir luz por 60s (sessenta segundos). Durante a terceira, sexta e nona das dez medidas da aferição do aparelho fotopolimerizador, os valores foram registrados (Tabela 1 ), certificando a validade dos valores obtidos e registrados como média (Tabela 2). O tempo transcorrido foi acompanhado pelos sinais sonoros emitidos pelo aparelho fotopolimerizador (a cada dez segundos) e por um cronometro digital. Todo esse processo é independente do tipo de cerâmica. As cerâmicas usadas são apenas para exemplificar a presente invenção, não limitante.

Tabela 1. Decaimento da intensidade de luz emitida somente pelo aparelho (Radii SDI) em função do tempo, em três das 10 medidas.

Medidas detalhadas de três das dez medidas

TEMPO (s) [mili-watts/cm ² ]

3 ^â 6 ^â 9 ^â

6 881 .0 877.0 862.0

10 881 .0 873.0 857.0

20 871 .0 872.0 856.0

30 854.0 870.0 853.0

40 866.0 868.0 850.0

50 866.0 867.0 845.0

59 866.0 866.0 839.0

Tabela 2. Média da intensidade luminosa emitida somente pelo aparelho fotopolimerizador.

Aparelho: radii SDI [mil -watts/cm ² ]

Radi

MEDIDA

6s 59s 1 880.0 869.0

2 874.0 867.0

3 881 .0 866.0

4 879.0 868.0

5 863.0 851 .0

6 877.0 866.0

7 875.0 861 .0

8 874.0 842.0

9 862.0 839.0

10 864.0 852.0

MEDIA 872.9 856.9

[0051 ] Dezessete grupos experimentais de discos de cerâmicas (grupos teste) de diferentes espessuras, cores e composições foram confeccionados em laboratório de prótese dental. Os discos de cerâmicas utilizados foram à base de leucita (IPS Empress e-max ceram), à base de dissilicato de lítio (IPS Empress e-max Press), à base de zircônia (IPS Empress e-max ZirCad) (Ivoclar Vivadent, Schaan, Liechtenstein), e feldspática (Vita VM9, Vita Zahnfabrik/Bad Sackingen, Germany). As cerâmicas à base de leucita foram combinadas com as de base de dissilicato de lítio e zircônia. Todas as cerâmicas apresentaram variações de espessura e cor. Para a cerâmica à base de leucita na cor A1 , três espécimes foram confeccionados como o objetivo de avaliar a igualdade de intensidade de luz transmitida em cerâmicas de mesma composição, espessura e cor. Para os demais apenas um espécime foi confeccionado.

[0052] Os espécimes/discos apresentaram dimensões de 1 cm de diâmetro e 2 ou 5 mm de espessura. Para cada um dos 17 discos de cerâmica O tempo entre a medida de um disco de cerâmica e outro foi de 1 minuto e 30s, para permitir a refrigeração do aparelho fotopolimerizador. Estes intervalos foram acompanhados por um cronometro digital para todas as medidas em todos os espécimes. O aparelho fotopolimerizador utilizado foi o Radii-cal (SDI, Austrália) que utiliza lâmpada LED "Light Emitting Diode" com intensidade luminosa média de 860mw/cm ² .

[0053] Para obter os dados quantitativos de transmissão luminosa foi desenvolvida e confeccionada uma matriz metálica que conteve os discos de porcelana, o sensor medidor de potência e a ponta do aparelho fotopolimerizador (representado por (a) na Figura 5), simultaneamente para as avaliações, composta por 3 partes distintas, denominadas:

(I) parte inferior, onde os discos de cerâmica foram alojados e o sensor medidor de potência posicionado;

(II) parte intermediária, que varia de altura de acordo com a espessura do disco de cerâmica avaliada; e,

(III) parte superior, onde foi inserida a ponta do aparelho fotopolimerizador. Encaixes precisos entre as partes garantiram a padronização de posicionamento entre todas as partes durante as avaliações.

[0054] Com a interposição dos discos de porcelana/cerâmica, inseridos dentro da parte representada por (ii) da matriz metálica, em diferentes espessuras, a intensidade emitida não é igual à incidida sobre o sensor do leitor de potência digital. Essa diferença entre luz emitida (LE) e a luz que é detectada pelo sensor medidor de potência digital, através da porcelana/cerâmica é que permitiu o levantamento dos dados quantitativos de luz transmitida (LT).

[0055] Os resultados quantitativos, os de porcentagem de luz transmitida e os da previsibilidade do tempo necessário de fotopolimerização podem ser visualizados na Tabela 3.

Tabela 3. Dados quantitativos, porcentagem de luz transmitida através dos discos dos grupos teste e previsão do tempo de fotopolimerização, usando o Aparelho fotopolimerizador Radii-Cal (SDI, Austrália).

Média de Média

Cerâmica/cor/Espessura Média Tempo

LE de LT

(mm) (mW/cm ² ) (segundos)

(mW/cm ² ) (%) IPS Empress e-max

352.2 860 40.9 45.4 ceram A1 2mm

IPS Empress e-max

ceram A2 349.7 860 40.6 45.8 2mm

IPS Empress

e-max ceram A2 76.3 860 8.8 209.6 5mm

IPS Empress

e-max ceram A4 320 860 37.2 50 2mm

IPS Empress

e-max ceram A4 46.4 860 5.3 344.8 5mm

IPS Empress

e-max ceram/press A2 187.3 860 21 .7 85.4

2mm

IPS Empress

e-max ceram/press 8.9 860 1 1797.7 A2 5mm

IPS Empress

e-max ceram/press A4 1 16.2 860 13.5 137.6

2mm

IPS Empress

e-max ceram/press A4 4 860 0.4 8000

5mm

IPS Empress

e-max ceram/zircad A2 76.8 860 8.9 208.3

2mm

IPS Empress

e-max ceram/zircad A2 4 860 0.4 4000

5mm IPS Empress

e-max ceram/zircad A4 22.8 860 2.6 701 .7

2mm

IPS Empress e-max

0.04 860 0 - ceram/zircad A4 5mm

Vita VM9 A2 2mm 417.7 860 48.5 38.3

Vita VM9 A2 5mm 68.6 860 7.9 233.2

Vita VM9 A4 2mm 73.9 860 8.5 216.5

Vita VM9 A4 5mm 7.4 860 0.8 2162

[0056] A tabela 4 apresenta os dados de intensidade luminosa transmitida através de diferentes tipos, cores e espessuras de porcelanas/cerâmicas obtidas através de dados publicados na literatura e foi utilizada para o treinamento e validação da RNA feita a partir dos dados experimentais (17 grupos) apresentados na Figura 2. Como se pode observar, há uma relação inversa entre energia e tempo.

Tabela 4. Dados de intensidade luminosa transmitida através de diferentes tipos, cores e espessuras de porcelanas/cerâmicas obtidas através de dados publicados na literatura, utilizados para o treinamento da RNA.

Porcelana/cerâm

Aparelho Média de Média ica Média

Autor/Data fotopolimerizador/L LE de LT

Espessura (mW/cm ² )

E (mW/cm ² ) (mW/cm ² ) (%)

(mm/cor)

0.25 Procera

- 645 0 +0.75 ali ceram

3M Unitek Seefeld, 0.60 Procera

645 0

Germany(HAL)/580- +0.40 ali ceram

Rasetto et 710 1 .00 IPS Empress 265 645 41 al., 2004.

1 .00 Vita Alpha 250 645 38.7

1 .00 Feldspathic 230 645 35.6

0.25 Procera

535 1600 33.4

Apollo 95E, dental +0.75 ali ceram Medicai Diagnostic 0.60 Procera

340 1600 21 .2 Systems, Woodiand +0.40 ali ceram

Hills, 1 .00 IPS Empress 640 1600 40

California(AC)/1550-

1 .00 Vita Alpha 590 1600 36.8 1650

1 .00 Feldspathic 590 1600 36.8

0.25 Procera

175 1055 175 +0.75 ali ceram

Kreativ CL 2000, San

0.60 Procera

Diego - 1055 - +0.40 ali ceram

California(High-

1 .00 IPS Empress 355 1055 355 intensity HAL)/1 050- 1060 1 .00 Vita Alpha 325 1055 325

1 .00 Feldspathic 335 1055 335

1 mm IPS

214 2010 10.6

Bluephase 16i, Empress N/300

Ivoclar Vivadent, 2mm IPS

42 2010 2

Schaan, Empress N/300

Liechtenstein/2010

1 mm ProCAD/300 805 2010 40

Koch et al., 2mm ProCAD/300 470 2010 23.3 2007 1 mm IPS

109 777 14 Empress N/300

Elipar TriLight 3M 2mm IPS

22 777 2.8 ESPE Seefeld, Empress N/300

Germany/777

1 mm ProCAD/300 313 777 40.2

2mm ProCAD/300 209 777 26.8

Duceram Shade

A1 :

1 .5mm - - 8.79

Optilux 401

Peixoto et Demetron, Keer, 2.0mm - - 5.51 al., 2007 Danbury, CT/Not 3.0mm - - 2.90 described

4.0mm - - 1 .87

Duceram Shade

A4: 1 .5mm - - 2.52

2.0mm - - 1 .01

3.0mm - - 0.36

4.0mm - - 0.09

Duceram Shade

B1 :

1 .5mm - - 7.06

2.0mm - - 4.94

3.0mm - - 2.59

4.0mm - - 1 .52

Duceram Shade

B4:

1 .5mm - - 3.52

2.0mm - - 2.21

3.0mm - - 0.79

4.0mm - - 0.26

Duceram Shade

C1 :

1 .5mm - - 7.66

2.0mm - - 5.37

3.0mm - - 2.62

4.0mm - - 1 .62

Duceram Shade

C4:

1 .5mm - - 2.34

2.0mm - - 0.81

3.0mm - - 0.10

4.0mm - - 0.02

Duceram Shade

D1 : 1 .5mm - - 8.08

2.0mm - - 5.48

3.0mm - - 3.32

4.0mm - - 2.05

Duceram Shade

D4:

1 .5mm - - 5.65

2.0mm - - 3.23

3.0mm - - 1 .31

4.0mm - - 0.76

IPS e.max Press

0.5mm/No

- - 17.5 coloring/transpare

nt

Lava frame

0.3mm/No - - 12.5 coloring

Lava Frame

0.5mm/No - - 1 1 .2 coloring

XENOPHOT HLX Procera

64634, Osram ALLZircon

Baldissrara - - 10.1

GmbH, Munich, 0.6mm/No

et al., 2010

Germany/Not coloring

described Digizon

0.6mm/No - - 9.5 coloring

DC Zircon

0.5mm/No - - 9.2 coloring

VITA YZ

0.5mm/No - - 9.1 coloring

IPS e.max

- - 8.9 ZirCAD 0.5mm/No

coloring

Cercon Base

0.4mm/No - - 7.3 coloring

[0057] Em face das inúmeras possibilidades de combinações existentes dos diferentes tipos, cores e espessuras das porcelanas/cerâmicas, uma técnica estabelecida na literatura para interpolação de dados foi utilizada para interpolar os dados obtidos para os 17 grupos experimentais e os provenientes do levantamento bibliográfico. O resultado da interpolação pode ser visto na Figura 3.

[0058] Estes dados interpolados foram usados para treinar e validar a RNA. A configuração da RNA que produziu o menor erro de validação foi 1 -32- 1 (1 neurônio na camada de entrada, 32 neurónios na camada intermediária e um neurônio de saída). Este procedimento de obter a configuração ideal de uma rede neural foi efetuado através de testes de eficiência do número de neurónios necessários em cada camada.

[0059] A Tabela 5 mostra o erro relativo preditivo da RNA em relação aos dados reais (experimentais).

Tabela 5: Erro relativo entre dados reais (literatura) e dados previstos pela RNA executada no equipamento, objeto da presente invenção.

Tempo (seg) - Tempo (seg) - obtido

Potência

dados da revisão de pelo modelo neural Erro (%)

literatura (ANN)

288.9 55.3 55.0347 0.488

183.3 87.2 87.1485 0.059

354.6 45.1 45.0251 0.160

121 .1 132.1 131 .7601 0.257

24.2 661 .1 688.7806 4.018

347.7 46 46.1484 0.321 231 .8 69 69.0296 0.042

96.8 165.2 165.6326 0.261

151 .3 105.7 104.81 14 0.084

Média do erro 0.63

[0060] A Figura 4 mostra de forma comparativa os dados experimentais da Tabela 2 e a previsão da RNA.

[0061 ] A metodologia desenvolvida para obter os dados quantitativos de transmissão de luz se mostrou confiável, já que o erro relativo dos dados experimentais foi da ordem de 1 %. Os dados encontrados para os materiais, cores e espessuras foram semelhantes aos de outros autores.

[0062] Para validar a RNA, como conjunto de validação, usou-se dados que não foram utilizados no processo de aprendizagem. Este conjunto é composto por dados experimentais de revisão da literatura, conforme mostrados na Tabela 2.

[0063] A Tabela 5 mostra que o erro de predição médio da RNA foi inferior a 1 %. Esta capacidade de previsão da RNA fica também evidenciada quando se observa a Figura 4. Pode ser visto na Tabela 5 um erro individual de 4,02 % para 24,2 mW/cm ² . Esta diferença pode ser explicada analisando as Figuras 2 e 3, que mostram os dados experimentais utilizados para treinar a RNA e a interpolação correspondente. Como pode ser visto também, há poucos dados experimentais e particularmente o valor de 24,2 mW/cm ² está sob a região em que o gráfico é uma curva, e, neste caso, a interpolação não foi tão precisa. Apesar desta pequena diferença, o erro médio foi muito baixo, mostrando a eficácia do modelo que pode ser usado para prever os tempos de exposição do cimento com o erro médio menor que 1 %.

[0064] Os dados publicados por outros autores e os resulados quantitativos obtidos neste trabalho por meio da utilização da metodologia proposta (conforme descrito acima), objeto da presente invenção e processo associado, forneceram informações suficientes para construir a RNA e, portanto, possibilitam prever com alto grau de confiabilidade dos valores quantitativos de outros tipos de restaurações indiretas ainda não testadas.

[0065] Esses estudos do desenvolvimento do método permitiram desenvolver um equipamento capaz de implementar toda a tecnologia desenvolvida para medir, in loco, e com tempo de resposta da ordem de 1 a 2 segundos o período que deve ser usado para o processo de fotopolimerização o qual é individual para cada tipo de material, cor e espessura e número de queimas voltado exclusivamente para a restauração indireta específica. Portanto, tal invenção vem contribuir de forma quantitativa e técnica para os processos de fotopolimerização, através de restaurações indiretas à base de cimentos fotopolimerizáveis, auto-polimerizáveis e de dupla polimerização (cerâmicas, porcelanas ou polímeros) odontológicas.

[0066] O equipamento e o processo de determinação do tempo de foto- ativação, objetos da presente invenção, permitiram de forma técnica e quantitativa medir a quantidade de luz necessária para cada material exposto por meio da utilização do dispositivo apresentado na Figura 1 . A invenção permitiu ainda indicar ao usuário o tipo de cimento quanto à reação química, ou seja, se ele pode/deve utilizar um cimento fotopolimerizável, um de dupla polimerização ou um auto-polimerizável. Isso foi possível graças a uma ampla faixa de dados que simularam diversas situações clínicas em termos de espessura, materiais e cores utilizadas para o treinamento da rede neural. Assim, quando o valor quantitativo de energia luminosa transmitida for menor que um determinado valor a indicação é de se utilizar um cimento auto- polimerizável. Quando os valores estiverem dentro de uma faixa em que o tempo clínico de fotopolimerização for viável pode-se utilizar um cimento de dupla polimerização. E, por fim, quando os valores forem superiores ao máximo obtido pode-se utilizar cimentos fotopolimerizáveis, auto-polimerizáveis e de dupla polimerização (cerâmicas, porcelanas ou polímeros) odontológicas. Situação esta encontrada em restaurações indiretas com espessuras menores que 2 mm.