caracterizaÇÃo microestrutural e tribocorrosiva …...agradecimentos ao professor dr. antonio...
TRANSCRIPT
UNIVERSIDADE FEDERAL DO RIO GRANDE DO NORTE CENTRO DE CIÊNCIAS EXATAS E DA TERRA
PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM CIÊNCIA E ENGENHARIA DE MATERIAIS
ANDREA MEDEIROS DE ALADIM ARAÚJO
CARACTERIZAÇÃO MICROESTRUTURAL E TRIBOCORROSIVA DE
SISTEMAS METALOCERÂMICOS ODONTOLÓGICOS DO TIPO
Ni-Cr/PORCELANA E Ni-Cr/Ti/PORCELANA.
Dissertação Nº 09/PPgCEM
Natal
2006
UNIVERSIDADE FEDERAL DO RIO GRANDE DO NORTE
CENTRO DE CIÊNCIAS EXATAS E DA TERRA
PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM CIÊNCIA E ENGENHARIA DE
MATERIAIS
ANDREA MEDEIROS DE ALADIM ARAÚJO
CARACTERIZAÇÃO MICROESTRUTURAL E TRIBOCORROSIVA DE
SISTEMAS METALOCERÂMICOS ODONTOLÓGICOS DO TIPO
Ni-Cr/PORCELANA E Ni-Cr/Ti/PORCELANA.
Dissertação apresentada ao Programa de Pós-graduação em Ciência e Engenharia de Materiais da Universidade Federal do Rio Grande do Norte como parte dos requisitos para a obtenção do título de Mestre em Ciência e Engenharia de Materiais.
Orientador: Prof. Dr. Antonio Eduardo Martinelli
Co-orientador: Prof. Dr. Rubens Maribondo do Nascimento
Dissertação Nº 09/PPgCEM
Natal
2006
Divisão de Serviços Técnicos
Catalogação da Publicação na Fonte. UFRN / Biblioteca Central Zila Mamede
Araújo, Andrea Medeiros Aladim de.
Caracterização microestrutural e tribocorrosiva de sistemas
metalocerâmicos odontológicos do tipo Ni-cr/porcelana e Ni-
cr/Ti/porcelana / Andrea Medeiros de Aladim Araújo. - Natal, RN,
2006.
111 f.
Orientador : Antonio Eduardo Martinelli.
Co-orientador : Rubens Maribondo do Nascimento
Dissertação (Mestrado) – Universidade Federal do Rio Grande do
Norte. Centro de Ciências Exatas e da Terra. Programa de Pós-graduação
em Ciência e Engenharia de Materiais.
1 Sistema metalocerâmicos – Dissertação. 2 Filmes de titânio –
Dissertação. 3. Metalização por plasma – Dissertação 4. Tribocorrosão –
Dissertação. I. Martinelli, Antonio Eduardo. II. Nascimento, Rubens
Maribondo do. III. Título.
RN/UF/BCZM CDU 669.018 (043.3)
Dedico este trabalho a
Antonia Cabral de Araújo (in memorian)
Stenio Aladim de Araujo (in memorian)
Maria de Guimarães de Medeiros (in memorian)
Edgardo Praxedes de Medeiros (in memorian)
Antonio Aladim de Araújo Neto
Maria de Fátima Medeiros de Araújo
Adriana Medeiros Aladim de Araújo
Rodrigo Antonio Medeiros Aladim de Araújo
José Daniel Diniz Aladim
Esta amável família é minha fortaleza.
Seus ensinamentos cotidianos, minha mais preciosa herança.
AGRADECIMENTOS
Ao professor Dr. Antonio Eduardo Martinelli, educador e orientador
sincero, admirável e paciente. Exemplo de profissional ético, dedicado, competente
e íntegro. Pela amizade, receptividade e vontade de ver este estudo prosperar, por
acreditar e incentivar-nos positivamente com enorme freqüência.
Ao professor Dr. Rubens Maribondo do Nascimento, por todo suporte
científico, pela constante ajuda na solução das dificuldades que se apresentaram e
pelas muitas idéias trocadas desde o inicio dos estudos.
Ao professor Dr. Luis César Fontana, da Universidade do Estado de
Santa Catarina, pela gentileza em providenciar as metalizações a plasma,
colaborando fundamentalmente com o estudo.
Ao professor Dr. Luís Augusto da Rocha, da Universidade do Minho, em
Portugal, pela colaboração imediata com os ensaios tribocorrosivos deste trabalho.
À professora Dra. Edith Ariza Ávila, pelo empenho na realização dos
ensaios tribocorrosivos desenvolvidos na Universidade do Minho, ajudando-nos
também a interpretar os resultados.
A Maurício Nunes, técnico em prótese dentária, e a todos os funcionários
do Laboratório Dental Nunes que executaram a parte protética laboratorial deste
estudo com competência, disponibilidade e muita gentileza.
À Erica Gurgel (miguxa), amiga confidente que sempre estudou,
incentivou e nos apoiou neste curso, ouvindo atentamente e entendendo nossas
angústias e alegrias. Pela amizade nobre e desmedida que é recíproca e extensiva à
família.
A Flank Lima e Túlio Wagner, pela amizade e disponibilidade em ajudar e
ensinar-nos conceitos. Pela mão de obra solicita. Pela leveza e paciência com que
tratam os muitos compromissos no cotidiano. Pela admiração que temos por suas
biografias não escritas, mas precisamente interessantes e valiosas.
A todos que compuseram o LabCim nos anos de 2004 a 2006, pela alegre
companhia nos momentos de estudo e lazer.
A Darlan Santos, que operou pacientemente os equipamentos para a
análise em microscopia eletrônica de varredura no CTGás e a Artejose Rebouças
por todas as aulas técnicas de microscopia eletrônica.
A Marlon Barros de Melo, pela ajuda no preparo das amostras e execução
da micrografia óptica.
À profa. Dra. Isabela Pinheiro, que nos despertou a curiosidade em
conhecer e participar do mundo da Ciência e Engenharia de Materiais, por todos os
anos de amizade e incentivo acadêmico.
A todos os professores que ministraram as aulas do mestrado: Adriano,
Clodomiro Alves, Daniel, Dulce Maria, George, Joana D’arc, Luceneide, Martinelli,
Rogério, Rubens e Umbelino.
Aos nossos colegas de turma que ajudaram nos estudos e na superação
das muitas limitações decorrentes da área de graduação. Em especial, a Claúdia
Angélica, Eduardo Galvão, Ygor Fonseca, Cláudio Fernandes, Wskley Nóbrega,
Márcio Varela, Marcino Dias, Michele Portela, Thércio de Carvalho, Michele Feitor e
Maria Paiva por dispensarem seu tempo ensinando e corrigindo minhas dúvidas no
transcorrer das disciplinas.
À Jemima Diniz, Tertius Rebelo e toda a minha família, fiéis torcedores do
nosso desenvolvimento pessoal e profissional, por tanto carinho ao longo dos anos.
Aos amigos: Renata Collier, Rosangela Zuza, Wendson Dantas, Lyssa
Dantas, Anna Karina Freitas, Manoela Lobo, Lilianny Cruz, Isabella Vale, Sandely
Araujo, Mariana Arantes, Ricardo Garcia, Hanieri Augusto, Auxiliadora Nesi e Suhem
Lauar por incentivar esta etapa especial de vida desde o princípio; por suas
personalidades indiscutivelmente agradáveis.
À Kétsia Bezerra de Medeiros, amiga, sócia e primeira orientadora de
trabalhos acadêmicos, por despertar a curiosidade pela pesquisa científica.
Ao prefeito do município de Macau Flávio Veras e a Dr. Francisco de
Assis da Silva, secretário de saúde de Macau, por entenderem nossas necessidades
estudantis, incentivando sempre o aprimoramento profissional de seus funcionários.
Nenhuma dissertação é obra de um único autor. Chega um momento em
que fica difícil esclarecer quais idéias são nossas e quais resultam de uma
investigação coletiva, de sugestões e discussões. Certamente, escreveríamos uma
lista ainda maior de gratidão a tantas pessoas pela convivência, pela contribuição no
desenvolvimento do trabalho. Guardaremos lembranças saudáveis do curso, das
pessoas que conhecemos, das amizades que se desenharam nesse período, de
ações espontâneas e inesperadas, de toda a surpresa e entusiasmo diário em
aprender assuntos tão fascinantes e díspares da área de graduação. Infelizmente, é
impossível esquecer-nos dos momentos mais delicados: a dificuldade em exercer a
profissão muito distante do local de estudo; conciliar as necessidades profissionais,
estudantis, pessoais e de cumprir prazos simultaneamente; além da perda das duas
avós. Graças à vontade de perseverar e a fé em Deus existem muito mais alegrias
que passagens desagradáveis a contar. Vivemos a felicidade de tentar evoluir,
vendo o processo de educação fluir gradativamente, longe do imediatismo.
RESUMO
A prótese parcial fixa é empregada na reabilitação da forma e função de dentes parcial ou totalmente comprometidos, devendo permanecer unida permanentemente aos remanescentes dentários. O material mais utilizado na confecção de próteses odontológicas é a porcelana feldspática, disponibilizada sob a forma de pó de aluminossilicatos. As porcelanas odontológicas apresentam-se com propriedades mecânicas limitadas para a reabilitação em monobloco de espaços edêntulos extensos. A associação com sistemas metálicos de níquel-cromo (sistema metalocerâmico) permite que a infra-estrutura metálica compense a natureza frágil da porcelana, preservando-se a isolação térmica e estética desejáveis, bem como reduzindo a possibilidade do desenvolvimento de trincas durante os esforços mastigatórios. Falhas coesivas por baixa resistência mecânica da porcelana, comunicam a estrutura metálica com o ambiente oral, caracterizado pela presença de uma solução eletrolítica (saliva), pela agressividade das variações cíclicas de temperatura, pH e das solicitações mecânicas. Este processo resulta na liberação de íons metálicos que podem desencadear respostas alérgicas ou inflamatórias, e /ou na degradação clínica precoce do sistema metalocerâmico. Este trabalho teve por objetivo avaliar o efeito da presença de uma camada intermediária de titânio sobre o comportamento fratográfico, microscópico de porcelanas em sistemas metalocerâmicos. A aplicação por plasma de um filme fino de titânio, gera uma camada óxida passivante regular que tende a proteger o substrato metálico contra os efeitos corrosivos da saliva. Ensaios tribocorrosivos foram realizados para simular o ambiente oral, detectando precocemente a formação de trincas no sistema metalocerâmico, o que qualifica a aderência entre os componentes do referido sistema. Foram produzidas amostras planas nas quais suspensões de porcelana feldspática odontológica foram depositadas e queimadas sobre substratos metálicos modificados por filme fino de titânio, comparando-as com o sistema metalocerâmico convencional. O sistema de teste apresentou melhores resultados, caracterizando-se pelo menor número de traços de fratura superficial adjacentes à área de ensaio.
Palavras-chave: sistemas metalocerâmicos; filmes de titânio; metalização por plasma; tribocorrosão.
ABSTRACT
The partial fixed prosthodontics restoration is used to rehabilitate form and function of partial or total compromised teeth, having to remain permanently joined to remainder tooth. The most useful material on prosthodontics is the feldspar porcelain, commercialized as aluminosilicate powders. Dental porcelains are presented with limited mechanical properties to rehabilitate extensive spaces. The association with Ni-Cr metallic systems (metal-ceramic system) allows that the metallic substructure compensates the fragile porcelain nature, preserving the thermal insulation and aesthetics desirable, as well as reducing the possibility of cracking during matication efforts. Cohesive flaws by low mechanical strength connect the metallic substructure to the oral environment, characterized by a electrolytic solution (saliva), by aggressive temperature, pH cyclic changes and mechanical requests. This process results on ionic liberation that could promote allergic or inflammatory responses, and/or clinical degradation of ceramometal system. The aim of this study was to evaluate the presence of an intermediate titanium layer on the microscopic fracture behavior of porcelains on ceramometal systems. Plasma deposition of titanium films result in regular passivating oxide layers which act as barriers to protect the metallic substrate against the hazardous effects of corrosive saliva. Tribocorrosion tests were performed to simulate the oral environment and mechanical stress, making it possible the early detection of crack formation and growth on metal-ceramic systems, which estimate the adherence between the compounds of this system. Plain samples consisting of dental feldspar porcelain deposited either onto metallic substrates or titanium films were fired and characterized by scanning electron microscopy. The result showed that the titanium film improved the adherence of the system compared to conventional metal-ceramic interfaces, thus holding crack propagation.
Key-words: Metal-ceramic systems; titanium films; plasma metallization; tribocorrosion.
LISTA DE FIGURAS
Figura 1 - Esquema histológico do dente .................................................................20Figura 2 -a)Prótese articulada com molas metálicas; b) prótese rudimentar confeccionada em jade. ...........................................................................................22Figura 3 - Prótese metalocerâmica de três elementos. ............................................24Figura 4 - Esquema das camadas constituintes de uma PPF metalocerâmica........25Figura 5 - Esquema com os possíveis tipos de falhas nas adjacências da interface das uniões metalocerâmicas. Em amarelo a porcelana; em vermelho os óxidos metálicos e em cinza, a liga fundida. ............................................................27Figura 6 - Técnica de confecção dos corpos de prova. a) padrão em cera; b) queima do revestimento refratário a 950 ºC; c) fundição da liga com maçarico.......50Figura 7 - a) ação centrífuga para cópia do molde com liga fundida; b) infra-estrutura do corpo de prova fundida.........................................................................51Figura 8 - Forno para sinterização de porcelanas (Phoenix Quick Cool, Ceramco);.................................................................................................................53Figura 9 - Deposição mecânica de titânio comercialmente puro. .............................53Figura 10 - a) aplicação artesanal da camada de porcelana de corpo, b) polimento final do conjunto metalocerâmico.............................................................54Figura 11 - Esquema seqüencial do desgaste mecânico por deslizamento recíproco para sistema metalocerâmico. As linhas em vermelho representam a interface do sistema. O vetor D representa o sentido do deslizamento e o vetor Fn a direção da carga aplicada sobre o pino a) deslizamento recíproco na configuração pino-placa; b) visão longitudinal do mecanismo de desgaste na amostra seccionada; c) visão transversal do mecanismo de desgaste na amostra seccionada. ..............................................................................................................56Figura 12 - a) vista frontal do corte do corpo de prova; b) vista lateral do corte do corpo de prova, ambos com disco de diamante. ......................................................57Figura 13 - Micrografia (BSE) da superfície metalizada mecanicamente. Acima da linha tracejada, a região com filme de titânio e abaixo, a liga metálica original...59Figura 14 - Micrografia (BSE) da superfície metalizada em plasma. Acima da linha tracejada, a região com filme de titânio e abaixo, a liga metálica original........60Figura 15 - Micrografia (SE) da superfície metálica modificada pela deposição mecânica de titânio. Acima da linha tracejada, a região com filme de titânio e abaixo, a liga metálica original. ................................................................................61Figura 16 - Micrografia (SE) da superfície metálica modificada pela deposição de titânio em plasma. Acima da linha tracejada, a região com filme de titânio e abaixo, a liga metálica original. ................................................................................61Figura 17 - Mapeamento por EDS do níquel para a) amostras metalizadas com titânio mecanicamente; b) amostras metalizadas com titânio em plasma................62Figura 18 - Mapeamento por EDS do cromo para a) amostras metalizadas com titânio mecanicamente; b) amostras metalizadas com titânio em plasma................63Figura 19 - Mapeamento por EDS do titânio para a) amostras metalizadas com titânio mecanicamente; b) amostras metalizadas com titânio em plasma................64Figura 20 - Evolução do potencial de corrosão com o tempo. .................................66Figura 21 - Evolução da corrente de corrosão e do coeficiente de atrito com o tempo de deslizamento para a amostra 2A..............................................................67
Figura 22 - Evolução detalhada da corrente de corrosão e do coeficiente de atrito com o tempo de deslizamento para a amostra 2A ...................................................69Figura 23 - Dados de ensaio tribocorrosivo da amostra 1B. ....................................69Figura 24 - Dados de ensaio tribocorrosivo de repetição para a amostra 1B...........71Figura 25 - Dados de ensaio tribocorrosivo da amostra E. ......................................72Figura 26 - Comportamento geral do coeficiente de atrito de todas as amostras em função do tempo total de deslizamento..............................................................73Figura 27 - Padrão macroscópico do corpo de prova GC, com fraturas radiais interligadas à área de ensaio. ..................................................................................75Figura 28 - Micrografia da interface GC gerada pela captação de elétrons retroespalhados, com a presença de poros na estrutura cerâmica e metálica. .......76Figura 29 - a) micrografia da borda contínua à área desgastada pelo ensaio tribocorrosivo; b) micrografia da borda em contato com o meio externo. .................77Figura 30 - Micrografia em MEV com os pontos A, B, C, D selecionados para microanálise química por EDS. ................................................................................78Figura 31 - Padrão macroscópico do corpo de prova 1A, com fraturas radiais interligadas à área de ensaio. ..................................................................................79Figura 32 - Micrografia da interface 1A, com descontinuidades superficiais. ...........79Figura 33 - a) Padrão macroscópico 2A, com desprendimento extenso de fragmentos de porcelana; b) Parte dos fragmentos de porcelana desprendidos durante o ensaio tribocorrosivo. ...............................................................................80Figura 34 - Micrografia do limite externo 2A, com inúmeros traços de fratura em região distante à área de ensaio. .............................................................................81Figura 35 - Micrografia da borda da região ensaiada 2A, na qual se observam muitos traços de fratura e fratura extensa na porcelana. .........................................82Figura 36 - Mapeamento da interface 2A para alumínio. .........................................82Figura 37 - Mapeamento da interface 2A para cromo. .............................................83Figura 38 - Mapeamento da interface 2A para potássio...........................................83Figura 39 - Mapeamento da interface 2A para sódio. ..............................................84Figura 40 - Mapeamento da interface 2A para silício. ..............................................84Figura 41 - Mapeamento da interface 2A para titânio. .............................................85Figura 42 - a) Padrão macroscópico de fratura 3A; b) fragmentos de porcelana desprendidos da interface 3A...................................................................................85Figura 43 - Micrografias das extremidades livres do corpo de prova 3A: a) borda direita; b) borda esquerda. .......................................................................................86Figura 44 - Micrografia da borda da região ensaiada 3A, com a separação entre a porcelana e a liga metálica na linha da interface...................................................87Figura 45 - Padrão macroscópico de fratura 1B.......................................................87Figura 46 - Micrografia da extremidade livre 1B, com um traço de fratura coesiva..88Figura 47 - Micrografia da extremidade livre 1B com múltiplos traços de fratura perpendiculares à região ensaiada. .........................................................................89Figura 48 - Padrão macroscópico 2B. ......................................................................89Figura 49 - Micrografia da extremidade livre direita 2B, com um traço de fratura que parte da interface até o meio externo. ...............................................................90Figura 50 - Micrografia da região desgastada pelo ensaio tribocorrosivo na amostra 2B. ..............................................................................................................90Figura 51 - a) padrão macroscópico do corpo de prova 3B; b) fragmentos desprendidos durante a realização dos ensaios. .....................................................91Figura 52 – Região destruída, visão transversal do corpo de prova 3B. ..................92
Figura 53 - Micrografia da extremidade livre do corpo de prova 3B com traços largos de fratura aprisionando fragmentos de porcelana. ........................................92Figura 54 - Micrografia da região ensaiada na amostra 3B......................................93Figura 55 - Padrão macroscópico da amostra E. .....................................................93Figura 56 - Micrografia da extremidade livre E com linha de fratura expandindo-se da interface à superfície da porcelana.................................................................94Figura 57 - Micrografia da área ensaiada E. ............................................................94Figura 58 - Micrografia da interface E ......................................................................95Figura 59 - Mapeamento do alumínio na micrografia da figura 58. ..........................95Figura 60 - Mapeamento do cromo na micrografia da figura 58...............................96Figura 61 - Mapeamento do potássio na micrografia da figura 58. ..........................96Figura 62 - Mapeamento do sódio na micrografia da figura 58. ...............................97Figura 63 - Mapeamento do níquel na micrografia da figura 58. ..............................97Figura 64 - Mapeamento do sílicio na micrografia da figura 58................................98Figura 65 - Mapeamento do titânio na micrografia da figura 58. ..............................98
LISTA DE TABELA
Tabela 1 - Composição química e propriedades físicas das ligas odontológicas de fundição................................................................................................................. 31Tabela 2 - Composição química e propriedades físicas da liga de fundição Suprem Cast SB......................................................................................................... 48Tabela 3 - Descrição dos corpos de prova. ................................................................ 49Tabela 4 - Composição química da solução de Fusayama-Meyer:............................ 55Tabela 5 - Composição química (% em peso) dos pontos selecionados para microanálise referentes à Figura 5.18. ....................................................................... 78
LISTA DE SIGLAS
PT - prótese total
PPR - prótese parcial removível
PPF - prótese Parcial Fixa
Ti cp - titânio comercialmente puro
CET - coeficiente de expansão térmica linear
TPD - técnico em prótese dentária
IgA - imunoglobulina A
IgM - imunoglobulina M
IgG - imunoglobulina G
Ecorr - potencial de corrente
1A – corpo de prova com interface modificada por: jateamento com óxido de
alumínio + oxidação.
2A – corpo de prova com interface modificada por: jateamento com óxido de
alumínio.
3A – corpo de prova com interface modificada por: oxidação prévia + jateamento
com óxido de alumínio + oxidação.
1B – corpo de prova com interface modificada por: jateamento com óxido de
alumínio + oxidação + deposição mecânica de titânio.
2B – corpo de prova com interface modificada por: jateamento com óxido de
alumínio + deposição mecânica de filme de titânio.
3B – corpo de prova com interface modificada por: oxidação prévia + jateamento
com óxido de alumínio + oxidação + deposição mecânica de titânio.
E – corpo de prova com interface modificada por: jateamento com óxido de alumínio
+ deposição em plasma de titânio.
GC – corpo de prova controle; interface modificada por: oxidação + jateamento com
óxido de alumínio.
SUMÁRIO
1. INTRODUÇÃO ......................................................................................................152. RESTAURAÇÕES PROTÉTICAS ........................................................................19 2.1 Prótese Parcial fixa......................................................................................................... 21
2.2 SISTEMA METALOCERÂMICO ......................................................................242.3 LIGAS METÁLICAS ODONTOLÓGICAS ........................................................28
2.3.1 Ligas Altamente Nobres ............................................................................322.3.2 Ligas Nobres .............................................................................................332.3.3 Ligas com Predominância de Metais Básicos ...........................................33
2.3.3.1 Processamento Laboratorial do Sistema Metalocerâmico..................362.4 LIGAS DE NÍQUEL-CROMO ...........................................................................37
3. SALIVA, CORROSÃO E BIOCOMPATIBILIDADE ..............................................413.1 SALIVA ............................................................................................................413.2 CORROSÃO....................................................................................................433.3 BIOCOMPATIBILIDADE..................................................................................44
4. METODOLOGIA EXPERIMENTAL ......................................................................484.1 MATERIAIS .....................................................................................................484.2 CONFECÇÃO DOS CORPOS DE PROVA .....................................................494.3 ENSAIOS TRIBOCORROSIVOS.....................................................................554.4 CARACTERIZAÇÃO MICROESTRUTURAL E FRATOGRÁFICA...................56
5. RESULTADOS E DISCUSSÃO ............................................................................595.1 CARACTERIZAÇÃO MICROESTRUTURAL DAS METALIZAÇÕES ..............595.2 ENSAIOS TRIBOCORROSIVOS.....................................................................655.3 ANÁLISE MACROESTRUTURAL, MICROESTRUTURAL E FRATOGRÁFICA...............................................................................................................................74
6. CONCLUSÕES ...................................................................................................100SUGESTÕES..........................................................................................................103REFERÊNCIAS.......................................................................................................104GLOSSÁRIO...........................................................................................................111
Introdução
15
1. INTRODUÇÃO
Na busca pela reposição duradoura e estética de dentes perdidos, uma
das maiores exigências é a obtenção de restaurações que recuperem a
funcionalidade, proporcionando também características estéticas que se enquadrem
nos padrões subjetivos e individuais de beleza (BASTING et al, 2003). A harmonia
no posicionamento e coloração dos dentes é freqüentemente associada à
jovialidade, saúde e beleza. Modernamente, a Odontologia procura devolver
aspectos biológicos e estéticos conservando o máximo da estrutura dentária. Para
tanto, utiliza-se de técnicas e materiais com baixa incidência de falhas mecânicas,
baixa rugosidade, baixa indução a respostas inflamatórias, baixa retenção de placa
bacteriana, baixo potencial abrasivo nos dentes antagonistas e em outros materiais
restauradores, boa resistência a ataques químicos e aparência mais próxima
possível de um dente natural (PRADO et al, 2003).
A porcelana odontológica é um material que pode assemelhar-se à
estrutura dentária saudável em textura, coloração e translucidez, além de ser um
material quimicamente inerte e isolante termoelétrico. As maiores desvantagens das
porcelanas para o uso odontológico encontram-se na sua elevada dureza e
fragilidade (ANUSAVICE, 1998). Altos valores de dureza aceleram a abrasão do
esmalte em dentes antagonistas, enquanto a alta fragilidade torna o material
impróprio para o suporte de grandes cargas mastigatórias oclusais, restringindo a
aplicação de próteses puramente cerâmicas (sistemas metal free).
Uma solução viável é a associação da porcelana às ligas metálicas,
compondo os sistemas metalocerâmicos, cujas maiores vantagens passam a ser a
resistência mecânica, o menor desgaste da estrutura dentária remanescente para
aplicação protética e a manutenção de características estéticas. Os sistemas
metalocerâmicos são formados a partir da sinterização de camadas de porcelana
sobre uma infra-estrutura metálica fundida.
Atualmente, uma vasta quantidade de tipos de ligas metálicas e de
porcelanas odontológicas encontra-se disponível comercialmente. Fatores
econômicos tornam prioritária a escolha de ligas com predominância de metais
básicos na execução de muitos casos clínicos e dentre todas, as ligas à base de
níquel-cromo são as mais empregadas. Estas ligas comumente apresentam elevada
16
resistência mecânica e dureza, alto módulo de elasticidade, alta resistência à fratura
e deformação e baixo custo. As propriedades indesejáveis nas ligas de metais
básicos são principalmente a baixa resistência à corrosão em ambientes ácidos e a
biocompatibilidade duvidosa. A hostilidade do ambiente oral é favorável à ação
eletroquímica degradante nas ligas (BRITTO, 2004), tornando o efeito dessa
interação um grande campo de estudos científicos a ser desvendado
(EFTEKHARI, 2003).
O mecanismo de união entre as ligas metálicas e a porcelana é outro
aspecto de grande interesse científico, posto que da eficiência da união dependa
quase toda a estabilidade químico-mecânica do sistema. A interface metalocerâmica
é permeada de óxidos metálicos reativos que se associam às partículas cerâmicas
da porcelana opaca, formando uma união química estável, entretanto susceptível a
efeitos mecânicos e corrosivos aos quais próteses metalocerâmicas são expostas.
Falhas na continuidade da interface por processamento laboratorial são
imprevisíveis, no sentido de tratar-se de uma produção artesanal com inúmeras
variáveis a se controlar com exatidão. Excesso de poros em qualquer dos
constituintes protéticos, espessura inadequada da camada reativa de óxidos
metálicos na interface e espessura variável da porcelana são possíveis fatores
promotores de falha para o sistema metalocerâmico com seu uso contínuo.
Para os sistemas metalocerâmicos, o titânio mostra-se uma das
opções quimicamente mais interessantes contra a instabilidade dos óxidos da
interface em meio corrosivo, com a vantagem de ser biocompatível. Entretanto, o
trabalho com as ligas à base de titânio é bastante delicado, exigindo mão-de-obra,
técnica e equipamentos especiais para o manuseio e processamento. Assim sendo,
uma alternativa é a aplicação de filmes finos de titânio sobre a superfície metálica
antes da sinterização da porcelana, na tentativa de melhorar a aderência e minorar a
ação dos eletrólitos e cargas orais sobre as ligas metálicas de fundição com
predominância de metais básicos.
Nesse contexto, este estudo tem por meta avaliar o desempenho de
sistemas metalocerâmicos odontológicos, contendo camadas interfaciais de titânio,
após ensaios tribocorrosivos que simulam cargas mastigatórias em saliva artificial.
Para tal foram confeccionados corpos de prova contendo uniões Ni-Cr/Porcelana e
Ni-Cr/Ti/Porcelana. Os filmes de titânio foram depositados sobre o componente
metálico do sistema por dois métodos: mecânico e por plasma. As amostras foram
17
caracterizadas do ponto de vista microestrutural, tribocorrosivo em ambiente artificial
ácido (solução Fusayama) e fratográfico.
As seguintes metas foram delineadas para o estudo:
I. Usar a técnica da tribocorrosão para identificar a formação e
propagação de trincas em superfícies planas de sistemas
metalocerâmicos;
II. Avaliar microestruturalmente os filmes de titânio depositados
mecanicamente e por plasma sobre sistemas metalocerâmicos
após os ensaios tribocorrosivos;
III. Avaliar e comparar o comportamento dos sistemas Ni-Cr/porcelana
e Ni-Cr/Ti/Porcelana submetidos a ensaios tribocorrosivos;
IV. Realizar análise fratográfica em sistemas metalocerâmicos
submetidos a ensaios tribocorrosivos.
18
Restaurações Protéticas
19
2. RESTAURAÇÕES PROTÉTICAS
Na Odontologia, a presença ou não de doenças e a velocidade com
que se expandem são influenciadas por múltiplas variáveis extra-odontológicas,
podendo perturbar severamente a higidez do órgão dentário (PINTO, 2000). A cárie
ainda é a causa da perda de dentes com maior relevância estatística no nosso país
(PINTO, 1999). Um esquema da histologia do órgão dentário sadio e seus tecidos de
suporte e proteção encontra-se ilustrado na Figura 1. As reabilitações protéticas são
boas alternativas para o tratamento de espaços edêntulos, lesões extensas de cárie,
algumas malformações congênitas com manifestação clínica mais severa
(dentinogênese imperfeita, anodontia), traumatismos dentários (fratura corono-
radicular e avulsão, entre outros) e distúrbios oclusais. O campo de reabilitação
protética abrange desde a restauração de um único dente até a reabilitação de toda
a oclusão (BASSANTA, BASSANTA, 1997; AYKUL, TOPARLI, DALKIZ, 2002).
Pode-se trabalhar as reabilitações por meio da prótese total (PT), prótese parcial
removível (PPR), prótese parcial fixa (PPF) e recentemente, da prótese sobre
implante. Cada tipo de prótese odontológica tem suas indicações, contra-indicações,
limitações, materiais específicos e particularidades no trabalho laboratorial e clínico.
As articulações têmporomadibulares realizam movimentos de rotação e
translação que produzem ciclos mastigatórios com direção de componente vertical,
transmitida ao longo eixo do dente, e horizontal por ação dos lábios e da língua,
gerando forças cisalhantes. Analisando-se a função mastigatória em relação aos
elementos antagonistas, dentes naturais apresentam 100 % de eficiência
mastigatória, enquanto a substituição por dentes artificiais apresenta 70 % de
eficiência com PPF; 45 % com PPR e 20 % a 30 % com PT (BASSANTA,
BASSANTA, 1997). A eficiência mastigatória traduz-se em qualidade no
aproveitamento nutricional e redução da sobrecarga funcional muscular facial e do
processo digestório do paciente.
O cirurgião-dentista deve escolher o melhor tipo de prótese indicado
para o tratamento de cada caso clínico, levando-se em consideração aspectos da
saúde sistêmica do paciente, da extensão da reabilitação, das condições clínicas
das arcadas dentárias (remanescentes dentários, periodonto, rebordo ósseo), da
saúde neuromuscular do sistema estomatognático, da necessidade estética, da
20
motivação para higienização do paciente e sua condição sócio-econômica. A opinião
e expectativas do paciente em relação aos resultados do tratamento também devem
ser cuidadosamente estudadas durante a seleção da prótese.
Figura 1 - Esquema histológico do dente
FONTE: TSUKIBOSHI, 2000
21
2.1 PRÓTESE PARCIAL FIXA (PPF)
Dentre todas as técnicas para a confecção de próteses em Odontologia, a
PPF é o modelo mais conservador, por realizar o menor desgaste da estrutura
dentária, impedindo a remoção desnecessária de remanescentes dentários vitais ou
não-vitais. A PPF foi desenvolvida para reabilitar, em forma e função, dentes
comprometidos parcial ou totalmente, devendo continuar unida permanentemente
ao(s) remanescente(s) dentário(s) na substituição de um ou mais elementos
(SCHILLINGBURG JR, 1998). Entretanto, para a sociedade moderna a harmonia da
face parece assumir demasiada importância, como uma espécie de qualificador
social e profissional. A aparência e coloração uniforme dos dentes tende a imprimir
uma imagem pessoal de maior credibilidade. A coloração dos dentes constitui-se no
fator isolado mais significativo para a obtenção do equilíbrio estético do sorriso
(BARATIERI et al, 2001). Assim sendo, a mimetização da natureza estética dentária
passa a ser uma exigência adicional aplicada aos sistemas protéticos. As PPF
podem ser desenhadas para reabilitar um elemento dentário (coroa unitária) ou para
preencher espaços edêntulos maiores (pontes fixas), localizados anterior ou
posteriormente em qualquer das arcadas, desde que sejam ancoradas em
remanescentes dentários.
Na evolução da Odontologia enquanto ciência, houve a fase de empirismo
e criatividade suficientes para se esculpir próteses rudimentares em dentes
humanos e não humanos previamente extraídos, marfim, madeira e osso
(ANUSAVICE, 1998). O insucesso na utilização destes materiais decorria da sua
interação com o ecossistema bucal, resultando em fraturas, manchamentos, reações
inflamatórias e demais problemas relacionados à difícil higienização. Próteses
dentárias rudimentares (Figuras 2 a e b) exemplificam a busca do homem pela
substituição satisfatória e estética de seus órgãos dentários perdidos.
22
a) b)
Figura 2 -a)Prótese articulada com molas metálicas; b) prótese rudimentar confeccionada em jade. Fonte: www.ada.org.
A primeira patente para produção de próteses em porcelana foi
liberada em 1789 para o francês Nicolas Dubois de Chemant. A história das
próteses metalocerâmicas começa a ser desenhada em 1808 por Giuseppangelo
Fonzi, responsável pelo desenvolvimento de coroas individuais em porcelana fixadas
à infra-estrutura metálica por meio de pinos de platina. Uma revolução sobre os
conceitos existentes na interação dos materiais com o corpo humano aconteceu em
1890 com a publicação do livro Micro-Organisms of the Human Mouth por
Willoughby Miller. A publicação trouxe idéias sobre o envolvimento da microbiota
oral no desenvolvimento de determinadas patologias. A partir do entendimento da
teoria de Miller, torna-se impossível pensar em materiais com fins biomédicos sem
preocupar-se com biocompatibilidade e interação com microrganismos vivos. Em
1907 William Taggat trouxe da engenharia a técnica da cera perdida para fundições
protéticas odontológicas. E somente em 1918 deu-se a primeira publicação sobre
normas de utilização dos materiais dentários por Knock e colaboradores. A
tecnologia da aplicação de porcelana odontológica sobre infra-estrutura metálica
para confeccionar próteses dentárias metalocerâmicas foi desenvolvida apenas no
final da década de 50. Pesquisas sobre as propriedades das ligas de metais básicos
com finalidade protética iniciaram-se por volta dos anos 70, despertando o maior
interesse científico para as ligas de níquel-cromo e cromo-cobalto
(BASSANTA, BASSANTA, 1997; ANUSAVICE, 1998; ADA, 2006).
23
Atualmente, a PPF pode ser confeccionada em sistema metálico,
metaloplástico, metalocerâmico ou cerâmico, respeitando-se princípios
biomecânicos e de biocompatibilidade necessários ao bom desempenho clínico
(PEGORARO et al, 1986; ANUSAVICE, 1998; SCHILLINGBURG JR, 1998). Na
confecção de uma PPF é necessário desgastar o remanescente dentário segundo
normas de preparo cavitário que permitam o melhor desempenho biomecânico do
sistema e o encaixe exato da restauração.
A preparação de coroas totalmente metálicas foi idealizada por
Morrison em 1869. O sistema é indicado para terapia de dentes posteriores isolados
e/ou como retentor de PPF ou PPR (PEGORARO et al, 1986). Tem como maiores
desvantagens o comprometimento estético e a possível formação de par galvânico
com outras ligas metálicas de restauração, como o amálgama de prata, por
exemplo.
As restaurações metaloplásticas apresentam-se com uma infra-
estrutura metálica fundida, sobre a qual é aplicada uma resina acrílica termoativada.
A porção resinosa recobre somente a superfície estética da peça protética. São
indicadas como tratamento de elementos isolados, pônticos de PPF, retentores de
PPF e PPR, em dentes anteriores e posteriores para os quais a preservação estética
seja indispensável (PEGORARO et al, 1986). Encontram-se mais propensas a
manchamentos superficiais e desgaste progressivo de seus constituintes resinosos
por ação dos ácidos alimentares e pelas cargas mastigatórias (PEGORARO et al,
1986; SILVEIRA, 2000). No exercício da função, as próteses são submetidas às
cargas mastigatórias e a repetitivos ciclos térmicos, fatores que isoladamente ou em
conjunto podem exceder a retenção mecânica, promovendo a separação da
interface metal - resina (SEN, NAYIR, PAMUK, 2000).
As próteses puramente cerâmicas merecem grande destaque nas
pesquisas mais recentes, por suas características estéticas, inércia química e
biocompatibilidade. Porcelanas odontológicas consistem em compostos feldspáticos,
vitrocerâmicos e compostos vítreos com infiltrado de alumina e zircônias. Entretanto,
somente as porcelanas feldspáticas conseguem mimetizar a estrutura dentária
natural em aparência e funcionalidade, dispostas em peças metalocerâmicas ou em
restaurações puramente cerâmicas (YU et al, 2006). Muitos avanços vêm sendo
apresentados na comunidade científica, mas um ponto desfavorável ainda
remanescente para esta classe de material restaurador concentra-se nas suas
24
propriedades mecânicas limitadas, tornando-se um modelo pouco confiável para
reabilitações extensas em monobloco (SILVEIRA, 2000).
No sistema metalocerâmico, a infra-estrutura metálica fundida tem sua
superfície modificada por acabamento com pedra de alumina e por aquecimento
(oxidada) para receber as camadas de porcelana fundida (Figura 3). Este sistema
pode ser empregado na confecção de coroas unitárias e na produção de pontes
fixas para espaços edêntulos curtos ou extensos, tanto para região anterior, quanto
posterior de qualquer arcada dentária.
Figura 3 - Prótese metalocerâmica de três elementos.
2.2 SISTEMA METALOCERÂMICO
A principal desvantagem do uso das porcelanas odontológicas, como
material restaurador único, é sua baixa resistência à tração e ao cisalhamento. Para
minimizar essas desvantagens, a disposição da porcelana diretamente sobre uma
infra-estrutura metálica fundida mostra-se um método bastante eficaz.
A composição estrutural da prótese metalocerâmica é dada por uma
infra-estrutura metálica recoberta com camadas sinterizadas de porcelana
feldspática opaca, porcelana de dentina (ou corpo) e porcelana de esmalte ou
incisal, translúcida (Figura 4). A translucidez da porcelana odontológica é
conseguida pelo baixo teor de caulim na composição química. Esta característica
25
torna a porcelana odontológica com semelhança maior ao vidro que à cerâmica,
tornando-a mais resistente à compressão que à tração (SHILLINGBURG JR, 1998
ISGRÒ et al, 2004). A matéria-prima para a confecção das porcelanas odontológicas
contém quantidades variáveis de sílica, feldspato e alumina, além de fundentes que
formam vidros de baixa fusão como os óxidos ou carbonatos de silício, potássio, lítio
e/ou boro (CRAIG, O’BRIEN, POWERS, 1996).
Figura 4 - Esquema das camadas constituintes de uma PPF metalocerâmica. Fonte: SCHILLINGBURG JR, 1998.
Enquanto a porção metálica do sistema garante resistência para
suportar as solicitações mecânicas da mastigação, a porcelana torna possível a
simulação da escultura, textura, cores e saturações de todas as áreas de um dente
natural. As próteses metalocerâmicas aliam a resistência mecânica das ligas
metálicas às propriedades estéticas e refratárias da porcelana, por meio de uniões
formadas com materiais física e mecanicamente distintos (LEE, 1997; FISCHER,
2002; KU, PARK, YANG, 2002). A associação dos materiais permite que a infra-
estrutura metálica compense a natureza frágil da camada de porcelana
(BASSANTA, BASSANTA, 1997; ROLLO, ROSSITTI, 1999), reduzindo a
possibilidade do desenvolvimento de trincas nesta durante os esforços
26
mastigatórios. Ligas metálicas com alto módulo de elasticidade são desejáveis para
sistemas metalocerâmicos, pois deformações elásticas na infra-estrutura metálica
podem gerar fratura da porcelana adjacente devido a sua natureza frágil (WATAHA,
2000), comprometendo a qualidade da restauração. A tenacidade à fratura de muitos
metais varia entre 25 e 60 MPa.m1/2, enquanto das porcelanas odontológicas variam
entre 0,75 a 2,5 MPa.m1/2 (ANUSAVICE, 1998).
Nenhum dos componentes protéticos pode apresentar-se com ângulos
agudos e/ou áreas retentivas. A presença de irregularidades na interface do sistema
pode produzir pontos de concentração de tensões e reduzir a tenacidade à fratura
da porcelana, formando microfissuras ou microtrincas na porcelana, além de
prejudicar a qualidade e longevidade do trabalho (HOFSTEDE et al, 2000). O
desenho da infra-estrutura deve encaixar-se perfeitamente na área a ser reabilitada
e permitir que a porcelana permaneça em ligeiro estado de compressão,
suportando-a em toda sua extensão durante as exigências mastigatórias
(SCHILLINGBURG JR, 1998).
A camada de porcelana completa deve ter entre 0,7 mm e 1,0 mm de
espessura. A espessura uniforme do corpo de porcelana é primordial na resistência
à fratura e na devolução de características estéticas satisfatórias. O restante do
volume dentário a se repor deve ser compensado na espessura da camada
metálica. A durabilidade do trabalho protético em condições adequadas à
reabilitação oral relaciona-se à rigidez da liga metálica utilizada na fundição. Esta
rigidez tem por função minimizar deformações na infra-estrutura durante o
assentamento da prótese e durante a função, quando forças oclusais atuam sobre o
trabalho. A espessura do metal não deve apresentar-se inferior a 0,2 mm para ligas
de metais predominantemente básicos e 0,3 a 0,5 mm para ligas de metais nobres,
garantindo o suporte mecânico adequado para a porcelana. A ausência de rigidez na
infra-estrutura permite a formação de tensões internas que levam à fratura da
porcelana. Outras três características importantes no desenho da infra-estrutura são:
o posicionamento dos contatos oclusais e proximais, a extensão das áreas
revestidas por porcelana e a configuração das margens vestibulares. (ANUSAVICE,
1998; SCHILLINGBURG JR, 1998).
O sucesso do sistema metalocerâmico depende especialmente da
estabilidade da união entre os materiais e do controle de todos os fatores que a
governam (ROLLO, ROSSITTI, 1999; FISCHER, 2002). A união entre ambos os
27
materiais é dada por microembricamento (micro retenção) mecânico, por forças tipo
Van Der Waals e, especialmente, pela interação química da camada superficial de
óxidos metálicos com a porcelana (ANUSAVICE, 1998; SCHILLINGBURG JR, 1998;
FISCHER, 2002; HOFSTEDE et al, 2000; GALINDO et al, 2001). Os óxidos que se
formam na superfície metálica são indispensáveis à aderência (DEKON, VIEIRA,
BONFANTE, 1999; HEGEDÜS et al, 2002; HUANG et al, 2005), enquanto a
composição química da camada de óxidos é especifica para cada liga metálica
(GALINDO et al, 2001). As falhas de união acontecem na interface metalocerâmica
(FISCHER, 2002) e a formação de uma camada muito fina de óxidos é
freqüentemente associada ao aumento dos riscos de insucesso na união
metalocerâmica (CRAIG, POWERS, 2002; FISCHER, 2002). A tensão oriunda da
mastigação tende a acumular-se na camada óxida (WATAHA, 2002).
As falhas no sistema metalocerâmico são classificadas como coesivas,
adesivas ou mistas (Figura 5). Falhas coesivas desenvolvem-se totalmente na
porcelana, ou completamente no metal e indicam um correto processo de união na
interface, enquanto as falhas adesivas acontecem na interface metalocerâmica, sem
qualquer vestígio de porcelana aderido ao metal (GALINDO et al, 2001). Falhas
mistas apresentam-se com características ora coesivas, ora adesivas.
O êxito clínico fundamenta-se não apenas no desempenho dos
materiais odontológicos, mas na perícia da execução artesanal dos muitos passos
laboratoriais e operatórios, associada aos cuidados de manutenção do paciente. Há
desvantagens técnicas e/ou financeiras em qualquer um dos sistemas metálicos e
cerâmicos disponíveis (SCHILLINGBURG JR, 1998).
Figura 5 - Esquema com os possíveis tipos de falhas nas adjacências da interface das uniões metalocerâmicas. Em amarelo a porcelana; em vermelho os óxidos metálicos e em cinza, a liga
fundida.
A B C
28
2.3 LIGAS METÁLICAS ODONTOLÓGICAS
Os metais são substâncias químicas de origem mineral que ocorrem na
natureza. Opacos que refletem bem a luz quando polidos, quando comparados às
cerâmicas apresentam boa resistência mecânica, certa maleabilidade, alta
condutividade elétrica e térmica, alta ductilidade, grande resistência à tração e baixa
resistência ao cisalhamento, além de serem facilmente usinados e conformados
mecanicamente (ANUSAVICE, 1998; CALISTER JR, 2002).
A maior parte das propriedades mecânicas dos metais pode ser
controlada via defeitos de rede. Propriedades físicas e químicas podem ser
alteradas pela adição de outros elementos químicos à liga. Um sólido formado por
um metal com um ou mais metais ou com um ou mais não-metais é chamado de liga
(ANUSAVICE, 1998; CALLISTER JR, 2002; WATAHA, 2002). As ligas metálicas
podem ser homogêneas ou heterogêneas, monofásicas ou multifásicas e ainda,
binárias, ternárias, quaternárias e assim por diante. Ligas multifásicas encontram-se
mais susceptíveis à corrosão devido aos efeitos galvânicos entre áreas
microscópicas de diferentes composições (WATAHA, 2002).
Os metais representam uma das quatro classes de materiais
empregados na odontologia com fins restauradores, reabilitadores e cirúrgicos.
Encontram-se metais e ligas metálicas em restaurações diretas (amálgama de
prata), pinos para retenção auxiliar de restaurações extensas, em fios, brackets e
bandas ortodônticas, placas e parafusos cirúrgicos, implantes dentários, dispositivos
endodônticos, pinos intracanais, infra-estruturas de PPF, PPR e próteses sobre
implante, além das ligas utilizadas para a confecção de muitos instrumentais
odontológicos.
Todos os dispositivos metálicos odontológicos, exceto os
instrumentais, tendem a permanecer em contato com tecidos e fluidos corporais por
períodos extensos de tempo, sujeitos às ações mecânicas, físico-químicas e
interações com a bioquímica do corpo humano e microrganismos nele residentes.
Metais nobres são mais resistentes à corrosão, mas requerem a formação de ligas
para a melhoria da resistência mecânica (resistência à deformação e fratura) quando
destinados à fundição. Os metais são comumente resistentes ao ataque químico,
29
mas a formação de ligas é indispensável para a resistência à corrosão e ao
manchamento em meio oral (ANUSAVICE, 1998).
O ouro puro em folha, o titânio comercialmente puro (Ti c.p.) e os
cones endodônticos de prata são os únicos registros de metais puros em
odontologia, os demais ocorrem sob a forma de ligas (ANUSAVICE, 1998).
Habitualmente, nenhum metal ou liga é capaz de desempenhar satisfatoriamente
todo um conjunto de propósitos mecânicos, físico-químicos e biológicos exigidos no
exercício da função protética. As ligas odontológicas são metalurgicamente
complexas. A solicitação clínica decorre de suas propriedades físicas e mecânicas
muito superiores as dos metais puros. Neste trabalho, apenas as ligas utilizadas na
PPF serão enfatizadas.
Ouro, platina, paládio, prata, níquel, cromo, cobalto e titânio são os
principais elementos químicos que podem estar presentes nas diversas ligas
metálicas odontológicas disponíveis comercialmente. Outros elementos como
molibdênio, silício, gálio, índio, zinco, manganês, estanho e berílio podem estar
adicionados em menores concentrações às ligas para melhorar propriedades
específicas (SCHILLINGBURG JR, 1998; WATAHA, 2000).
Idealmente, uma liga de fundição deveria proporcionar: boa
fusibilidade; facilidade de fundição e soldagem; formação da camada de óxidos com
espessura controlada; alta resistência à corrosão e ao manchamento; baixa
contração de solidificação; mínima reatividade com o material de revestimento; alta
resistência mecânica; alta dureza e resistência à deflexão; boa resistência ao
desgaste; adesão à porcelana; coloração facilmente mascarável pela porcelana;
biocompatibilidade; baixo custo; fácil acabamento e polimento; baixa condutibilidade
térmica e compatibilidade com muitos sistemas cerâmicos. A escolha da liga deve
considerar o conjunto de todos esses fatores (ANUSAVICE, 1998; SCHILLINGBURG
JR, 1998; ROLLO, ROSSITTI, 1999).
Um sistema de liga é a reunião de dois ou mais metais em qualquer
forma de combinação possível, portanto, para se especificar uma liga em particular,
é necessário identificar e quantificar, em percentagem de peso ou percentagem
atômica, cada um dos elementos que a compõe (ANUSAVICE, 1998).
As ligas áuricas foram as primeiras utilizadas na realização dos
aparelhos protéticos e permaneceram como único material disponível até meados da
segunda guerra mundial. A situação política e econômica desfavorável na época
30
impulsionou um desenvolvimento científico-tecnológico da metalurgia, incentivado
também pelas necessidades da indústria bélica. O alto preço do ouro, aliado à
necessidade de melhores propriedades físicas e às preocupações com o fenômeno
corrosivo, faixa de fusão das ligas e biocompatibilidade, transformaram-se em
fatores estimuladores na pesquisa de ligas metálicas odontológicas alternativas que
pudessem substituir as ligas áuricas em qualidade e custo (ANUSAVICE, 1998;
WATAHA, 2000; ZAVANELLI et al, 2000; BEZZON et al, 2001 b)).
Na transição entre as décadas de 60 e 70 iniciou-se o uso de ligas de
fundição compostas por metais não-nobres como infra-estrutura das próteses
metalocerâmicas (DEKON, VIEIRA, BONFANTE, 1999; WATAHA, 2000; BEZZON et
al, 2001 (b); UENO, FERREIRA, RUBO, 2001; OLIVIERI et al 2004).
A seleção e manipulação adequada das ligas odontológicas de
fundição são primordiais no desenvolvimento de trabalhos de qualidade duradoura
(WATAHA, 2002). As ligas para restaurações metalocerâmicas necessitam de ampla
escala de temperatura de fusão para que o metal solidifique em temperatura
bastante superior à temperatura de sinterização da porcelana, reduzindo a
deformação da fundição durante a aplicação da mesma. A amplitude da escala é
importante, pois quanto mais ampla a escala de temperatura de fusão, maior a
probabilidade da liga segregar durante a solidificação (ANUSAVICE, 1998).
Diversos sistemas de classificação das ligas baseados no teor de
metais nobres, no custo, na aplicação e nas propriedades físicas já foram propostos.
As ligas são atualmente descritas pelos principais elementos que as compõe
(SCHILLINGBURG JR, 1998; WATAHA, 2002; ADA, 2006). A American Dental
Association (ADA) recomenda desde 1984 que a classificação seja feita da seguinte
forma:
Ligas altamente nobres: os metais nobres respondem por 60 %p da
composição química, sendo que 40 %p deve ser ouro. Au-Pt-Pd; Au-Pd-Ag; Au-Pd.
Ligas nobres: no mínimo 25 %p da composição química devem ser de
metais nobres. Pd-Au; Pd-Au-Ag; Pd-Ag; Pd-Cu; Pd-Co; Pd-Ga-Ag.
Ligas com predominância de metais básicos: menos de 25 %p da
composição química é de metais nobres. Ni-Cr-Mo; Ni-Cr-Mo-Be; Co-Cr-Mo;
Co-Cr-W; Ti c p; Ti-6Al-4V.
Na Odontologia, a nobreza dos elementos químicos é considerada
como uma característica de baixa reatividade. Ouro, platina, paládio, ródio, rutênio,
31
irídio e ósmio são considerados metais nobres, mas a prata é excluída do grupo dos
metais nobres devido à grande reatividade em ambiente oral (ANUSAVICE, 1998).
Dados sobre a composição e algumas propriedades físicas das ligas altamente
nobres, nobres e predominantemente de metais básicos estão listadas na Tabela 1.
Tabela 1 - Composição química e propriedades físicas das ligas odontológicas de fundição.
FONTE: Adaptação de WATAHA, 2001.
LigasOdontológicasde Fundição
Composiçãoem Peso (%)
Módulo de Elasticidad
e (GPa)
DurezaVickers
(HV)
Limite de Escoament
o (MPa)
CET*(x10-6/ºC)
AltamenteNobres: Au-Pt
Au 85 Pt 12 Zn 1
65 – 96 165- 210 360 – 580 14,5
Au-Pd Au 52 Pd 38 In 8,5
105 280 385 14,3
Au-Cu-Ag-Pd Au 72 Cu 10 Ag 14 Pd 3
100 210 540 __
Nobres: Au-Cu-Ag-Pd
Au 45 Cu 15 Ag 25 Pd 5
100 250 690 __
Pd-Cu-Ga Pd 79 Cu 7
(Ga 6) 127 280 400 14,2
Pd-Ag Pd 61 Ag 24 (Sn 8)
125 275 620 14,6
Ag-Pd Ag 66 Pd 23 (Au 2)
93 230 400 __
Metais Básicos: Ni-Cr-Be
Ni 77 Cr 13 Be 2 C 0,1
192 350 825 15,0
Ni-Cr Ni 65 Cr 23
205 180 330 14,0
Ni-Cr Ni 69 Cr 16
159 350 310 14,4
Co-Cr Co 56 Cr 25
159 390 310 15,2
* CET: coeficiente linear de expansão térmica.
32
2.3.1 Ligas Altamente Nobres
Por definição, esta classe de ligas odontológicas deve conter 40 % do
peso em ouro e os demais 60 % de metais nobres. A maior desvantagem encontra-
se no custo de produção dessas restaurações, tornando-as inacessíveis a boa
parcela da população. São geralmente monofásicas e de fácil manuseio, exceto
pelas ligas de ouro-platina-zinco (Au-Pt-Zn) (WATAHA, 2001). Possuem baixos
módulos de elasticidade - entre 65 e 105 GPa. A dureza Vickers encontra-se com
valores entre 165 e 280 kg/mm2(WATAHA, 2002). São subdivididas em três tipos
principais: ouro-platina (Au-Pt), ouro-paládio (Au-Pd) e ouro-cobre-prata-paládio
( Au-Cu-Ag-Pd ).
A segurança biológica das ligas de ouro não impede a consideração
do alto custo com materiais e com os equipamentos específicos para o manuseio
desta liga, não havendo dúvidas de que as ligas áuricas sejam as mais
biocompatíveis (BEZZON et al, 2001(a)). A coloração dos óxidos nas ligas com alto
teor de ouro é clara, tornando-as mais fácil de mascarar com a porcelana opaca
(WATAHA, 2002). As ligas odontológicas muito nobres são tão inativas
quimicamente que não sofrem corrosão no meio bucal (ANUSAVICE; 1998).
As ligas de ouro-platina são úteis na produção de coroas metálicas e
de próteses metalocerâmicas e devem conter prata ou zinco para aumentar a dureza
da liga. As de ouro-paládio são igualmente indicadas para confecção de coroas
metálicas e mais comumente para aplicações metalocerâmicas; podem ou não
apresentar prata na composição, mas quase sempre têm índio ou gálio como
elementos formadores de óxidos. Concentrações de paládio ou platina superiores a
10% em peso, promovem aumento da temperatura solidus e esbranquiçamento das
ligas altamente nobres. As ligas de ouro-cobre-prata-paládio apresentam baixíssima
faixa de fusão (905 ºC a 960 ºC) e por este motivo são contra-indicadas na produção
de peças metalocerâmicas (WATAHA, 2002).
33
2.3.2 Ligas Nobres
As ligas classificadas como nobres devem apresentar o mínimo de
25% do peso em metais nobres. Fazem parte deste grupo, sistemas à base de ouro,
paládio e prata. De uma forma geral, caracterizam-se por temperatura solidus
razoavelmente alta, coloração branca ou amarelada, boa resistência e dureza, e
resistência à corrosão variável, dependente da microestrutura. Normalmente
multifásicas, são indicadas para trabalhos totalmente metálicos ou metalocerâmicos.
As ligas de ouro-cobre-prata-paládio diferem do mesmo grupo
classificado como altamente nobres apenas pela menor quantidade de ouro na sua
composição. As maiores concentrações em peso de prata e cobre, compensam a
redução na concentração de ouro. São sempre monofásicas e, portanto, têm as
mesmas indicações (WATAHA, 2002).
As ligas de paládio-cobre são indicadas para confecção de coroas
metálicas e aplicações metalocerâmicas. Geralmente multifásicas, apresentam
frequentemente gálio, que reduz a temperatura liquidus, melhorando a aderência à
porcelana e aumentando a resistência (WATAHA, 2001).
Composições à base de prata-paládio são ligas multifásicas indicadas
para restaurações metálicas e metalocerâmicas, de composição muito variada
(WATAHA, 2002) e por isso, com susceptibilidade à corrosão igualmente variada,
aparentando ser maior nas composições com alto teor de prata
(WATAHA, LOCKWOOD, KHAJOTIA, 1998). De acordo com os critérios
odontológicos, a prata não é considerada um elemento nobre, pois reage
quimicamente com o ar, a água e o enxofre, formando sulfeto de prata - produto
enegrecido de corrosão (ANUSAVICE; 1998).
2.3.3 Ligas com Predominância de Metais Básicos
A grande aceitação das ligas desenvolvidas com metais básicos deve-
se especialmente às propriedades mecânicas superiores e ao baixo custo
(ATSÜ, BERKSUN, 2000; TRÓIA JR et al, 2003), exceto as ligas de titânio, que
34
possuem propriedades mecânicas inferiores às de metais nobres (WATAHA, 2001).
Por definição, esta classe de ligas odontológicas contém menos de 25 % em peso
da composição de metais nobres, o que na prática traduz-se na ausência destes
(WATAHA, 2002). As ligas de metais básicos apresentam valores altos de
resistência mecânica e de dureza (BEZZON et al, 2001 (b), assim como do módulo
de elasticidade, além de serem mais resistentes à deformação em temperaturas
elevadas (ANUSAVICE, 1998). O módulo de elasticidade de ligas áuricas mais
resistentes (90 GPa) corresponde a aproximadamente 50 % do valor nas ligas de
metais básicos (185 - 225 GPa), mostrando-se igualmente inferior ao módulo de
elasticidade das ligas à base de paládio (115 - 125 GPa) (WATAHA, 2000). Fazem
parte desta classe as ligas de níquel-cromo (Ni-Cr), níquel- cromo - berílio (Ni-Cr-
Be), cobalto-cromo (Co-Cr) e ligas à base de titânio.
As ligas de metais básicos têm coloração acinzentada, enegrecida ou
esverdeada que é uma dificuldade adicional na cobertura com a porcelana opaca.
Quando o mascaramento dos óxidos não é bem sucedido, a estética da restauração
é prejudicada. A espessura da camada óxida das ligas à base de níquel ou cobalto é
maior que em outras ligas por conterem elementos que prontamente formam óxidos
durante a sinterização do opaco (WATAHA, 2002). A espessura não controlável da
camada de óxidos no processamento artesanal das ligas pode ser prejudicial à união
metal - porcelana.
Ligas de cobalto-cromo são multifásicas e utilizadas na confecção de
coroas metálicas, peças metalocerâmicas ou como infra-estrutura da PPR
(AMEER, KHAMIS, AL-MOTLAQ, 2004), sendo esta última a sua maior aplicação.
Normalmente têm alguma quantidade de carbono na composição para conferir
resistência. Constituem-se em boas alternativas para pacientes com reconhecido
histórico de sensibilidade ao níquel.
O titânio é conhecido por sua biocompatibilidade, bioinércia, baixo
custo relativo, módulo de elasticidade semelhante ao dos tecidos calcificados,
estabilidade química e alta resistência à corrosão (CAI, et al, 2001; DINATO,
POLIDO, 2001; KUPHASUK et al, 2001; ZAVANELLI et al, 2000 ; TRÓIA JR et al,
2003). Uma das características mais interessantes do titânio é sua alta reatividade.
Em contato com o ar, a superfície do titânio reage prontamente, produzindo uma fina
camada de óxidos densos e estáveis (especialmente TiO2), que protegem o metal
contra ataques químicos, soluções ácidas e atmosferas oxidantes
35
(DINATO, POLIDO, 2001; KUPHASUK et al, 2001; ZAVANELLI et al, 2000;
MABILLEAU et al, 2006). Apresenta ainda resistência à tração de 200 a 700 MPa,
peso específico de 4,5 g/cm3, ponto de fusão a 1668 oC, dureza Vickers entre 80 e
105, condutividade térmica de 0,2 J/cm.K e expansão térmica de 9,6x10–7 K–1
(DINATO, POLIDO, 2001). O titânio comercialmente puro é usado na fabricação de
implantes dentários, no recobrimento de superfícies e para a fundição de coroas
parciais fixas, grades metálicas para PPR e fios ortodônticos. O titânio forma uma
camada superficial de óxidos estáveis e esta é altamente resistente à corrosão,
podendo ser considerado como um metal hipoalergênico (ZAVANELLI et al, 2000).
Entretanto, é comprovada, in vitro, a sensibilidade do titânio ao ácido fluorídrico,
peróxido de hidrogênio e íons fluoreto (MABILLEAU et al, 2006). Várias ligas à base
de titânio são comercializadas atualmente, entretanto, a mais popularmente
empregada é a Ti-6Al-4V, devido à dureza e altos valores de resistência à flexão e
fadiga (CRAIG, POWERS, 2002; TRÓIA JR et al, 2003). As principais desvantagens
do uso de ligas à base de titânio para trabalhos metalocerâmicos relacionam-se à
necessidade de equipamentos especiais, difícil manuseio, compatibilidade com
porcelanas de ultra - baixa fusão e à tendência para formar óxidos não aderentes à
porcelana em temperaturas superiores a 800 ºC (TRÓIA JR et al, 2003).
A deposição de filmes finos é uma maneira de alterar determinadas
propriedades superficiais de um material, independente do substrato. Um dos
processos é por deposição física de vapor (PVD - physical vapour deposition),
técnica caracterizada pelo uso de meios físicos para geração e transporte de
vapores (via feixes moleculares) da fonte geradora em direção ao substrato. Os
átomos ou moléculas vaporizados em direção ao substrato podem ser produzidos
por arranque mecânico através do bombardeamento de íons sobre o catodo (alvo),
pulverizando-o, o que descreve o processo de sputtering. Estes íons são produzidos
por plasma e quando acelerados por ação de um campo elétrico, têm sua energia e
momento transferidos para o alvo, sublimando átomos deste. Como conseqüência,
os átomos sublimados são depositados sobre o substrato na forma de filmes finos.
Entretanto, o processo pode promover alterações na microestrutura do substrato,
ejetando, refletindo ou implantando espécies. O processo de sputtering convencional
sofreu alterações para aprimorar o rendimento e a qualidade do processo,
adicionando-se imãs próximos ao alvo para alterar a trajetória dos elétrons
sublimados (elétrons secundários) (FONTANA, SAGÁS, 2006), confinando o plasma
36
na região próxima ao alvo e, portanto, melhorando a eficiência da deposição de
filmes finos. (FONTANA, MUZART, 1998) e caracterizando o sistema de magnetron
sputtering. O sistema convencional é o diodo magnetron sputtering, que ainda
apresenta restrições de qualidade por produzir danos ao filme depositado quando a
voltagem aplicada excede -300 V. Com a introdução de um terceiro aparato em
frente ao alvo (triodo magnetron sputtering) torna-se possível a uniformização do
campo elétrico, culminando com um maior poder de ionização do alvo, além de ser
viável a produção de filmes com temperatura do substrato inferior a 100 ºC e em
pressão inferior à utilizada no sistema de diodo. A configuração triodo magnetron
sputtering gera um sistema de maior flexibilidade nos parâmetros de trabalho e alta
qualidade nos filmes depositados (FONTANA, MUZART, 1998).
Filmes finos biocompatíveis devem apresentar propriedades mecânicas
superiores, boa resistência à corrosão em ambiente oral e alta força de união com o
material que recobre (LOPEZ et al, 2004). O recobrimento de ligas ortodônticas à
base de níquel-cromo com filmes finos de titânio já é uma alternativa aplicável aos
pacientes alérgicos ao níquel (MABILLEAU et al, 2006).
2.3.3.1 Processamento Laboratorial do Sistema Metalocerâmico
As ligas metálicas odontológicas de fundição são comercializadas em
diversas formas de apresentação, sendo a cilíndrica e em chapa as mais comuns. O
processamento de cada liga deve seguir as normas do fabricante.
Após os passos clínicos de preparo do remanescente dentário,
moldagem e confecção dos modelos das arcadas dentárias em gesso, o cirurgião-
dentista encaminha ao laboratório de próteses suas solicitações para confecção de
cada trabalho protético. As solicitações incluem o tipo de liga a ser utilizado,
características estéticas e demais detalhes funcionais, além dos próprios modelos
em gesso. De posse das informações do cirurgião-dentista, o técnico em prótese
dentária (TPD) desenvolve manualmente uma série de procedimentos técnicos que
resultarão no trabalho final.
O primeiro passo é reproduzir a escultura da infra-estrutura protética
em cera (encerar) sobre o modelo em gesso, simulando o volume metálico a ser
37
reposto com a prótese. Em seguida, há inclusão apenas da cera em material de
revestimento refratário. A etapa seguinte é a queima do revestimento para que a
cera evapore, gerando um modelo negativo e caracterizando a técnica da cera
perdida. A fundição das ligas pode ser realizada tanto com maçarico a gás, quanto
em máquina elétrica de fundição. Com a utilização do maçarico, torna-se impossível
controlar precisamente a temperatura empregada na fusão da liga.
A preparação das ligas antes da aplicação da porcelana pode afetar o
mecanismo de união metalocerâmica (HOFSTEDE et al, 2000). Alguns estudos
sugerem que o acabamento da liga fundida deva ser realizado com pedras abrasivas
de alumina em sentido unidirecional para evitar projeções metálicas que aprisionem
ar e/ou partículas abrasivas na interface (CAMPBELL et al, 1995), enquanto outros
confirmam que a direção do acabamento dos metais não afeta a porosidade da
interface, nem em número, nem em tamanho (HOFSTEDE et al, 2000). Partículas
contaminadoras promovem o aprisionamento de gases durante a sinterização,
resultando no aumento da porosidade da porcelana. As áreas de porosidade servem
como concentradores de tensões residuais, influenciando negativamente na união
metal - porcelana.
O jateamento com alumina em pó da infra-estrutura já acabada serve
para remover impurezas superficiais. A área jateada apresenta-se com maior
energia superficial, o que melhora a molhabilidade e facilita a aplicação da
porcelana. O jateamento gera microporosidades que aumentam a área superficial de
contato metal - porcelana (HOFSTEDE et al, 2000). Na seqüência, as camadas de
porcelana são aplicadas, estruturando os contornos e cores finais do trabalho.
2.4 LIGAS DE NÍQUEL-CROMO
Dentre todas as opções disponíveis comercialmente, as ligas
odontológicas de fundição à base de níquel-cromo são as mais utilizadas na
confecção de próteses metalocerâmicas (ORUÇ, TUMUNOGLU, 2000;
AMEER, KHAMIS, AL-MOTLAQ, 2004). Seu uso freqüente nas próteses
metalocerâmicas deve-se especialmente ao baixo custo (BEZZON et al, 2001 (a);
HUANG et al, 2005).
38
Vários elementos químicos podem estar adicionados às ligas de
níquel-cromo, mais comumente molibdênio, silício, berílio e titânio. Geralmente, as
ligas apresentam 60% ou mais da composição em níquel e são sempre multifásicas.
Podem conter mais de 20 % ou menos de 20 % de cromo com ou sem 1 a 2 % de
berílio (WATAHA, 2002). Muitas ligas de níquel-cromo para uso em PPF contêm de
61 % a 81 % do peso em níquel, 11 % a 27 % de cromo e 2 % a 5 % de molibdênio
(ANUSAVICE, 1998).
O cromo promove a formação de um filme fino de óxido passivante na
superfície na liga, que a protege contra o fenômeno da corrosão, ao entrar em
contato com a boca (BENATTI, MIRANDA, MUENCH, 2000). O molibdênio também
é adicionado para melhorar a resistência à corrosão localizada (ROACH et al, 2000;
EFTEKHARI, 2003; MATKOVI , MATKOVI , MALINA, 2003).
O berílio melhora a fusibilidade da liga e controla a formação de óxidos
superficiais, aumentando a união com a porcelana
(WATAHA, LOCKWOOD, KHAJOTIA, 1998; BEZZON et al, 2001(a)). É relatado que
a presença de berílio em ligas de níquel-cromo relaciona-se à formação de uma fase
eutética Ni-Be, que reduz a temperatura de fusão da liga e melhora sua fluidez
(BEZZON et al, 2001(a)). Encontra-se mais berílio na superfície que no restante da
peça metálica fundida. Acredita-se que pequenas quantidades de berílio atuem
como refinadores de grão e promotores de maior dureza da liga. Um estudo
comparativo da resistência da união metalocerâmica comparando o uso de ligas
níquel-cromo sem berílio às ligas níquel-cromo com berílio, não demonstrou
diferença significativa entre os materiais testados (BEZZON et al, 2001(a)). As
grandes desvantagens do emprego do berílio são: seu potencial efeito carcinogênico
e a possibilidade do desenvolvimento de berilose – inflamação pulmonar decorrente
da aspiração do elemento sob a forma de pó ou vapores (ANUSAVICE, 1998).
Efeitos da ingestão cumulativa de berílio se existirem, não são comprovados.
(SCHILLINGBURG JR, 1998; EFTEKHARI, 2003). A sintomatologia para berilose
aguda varia de dermatite de contato a pneumonia química grave, que pode ser letal.
Na manifestação crônica, a berilose pode provocar sintomas variados, como tosse,
dor no peito, debilidade generalizada e disfunções pulmonares, que persistem por
mais de um ano (ANUSAVICE, 1998).
As ligas de níquel-cromo são apreciadas pela grande resistência
mecânica, que é considerada por alguns, como fator promotor de restaurações de
39
maior qualidade, apresentando boa fusibilidade, compatibilidade com diversos
sistemas cerâmicos, associados à relativa facilidade de manipulação (BEZZON et
al, 2001(b)). Uma das vantagens mecânicas das ligas de níquel-cromo sobre as
ligas áuricas é o seu módulo de elasticidade aproximadamente duas vezes superior,
que se traduz em menor espessura metálica necessária ao suporte da porcelana
(ROACH et al, 2000) e, portanto, maior preservação do remanescente dentário no
preparo do elemento suporte.
Estas ligas apresentam um coeficiente linear de expansão térmica
(CET) semelhante ao das porcelanas utilizadas nas próteses metalocerâmicas,
prevenindo a tendência à fratura da porcelana durante o aquecimento e resfriamento
no processamento laboratorial (ROACH et al, 2000; ISGRÒ et al, 2004). Uma ligeira
diferença entre os CET é necessária para se conseguir um correto estado de tensão
compressiva na porcelana, sendo que a liga metálica deve apresentar um CET
ligeiramente superior ao da porcelana (LEE, 1997; SCHILLINGBURG JR, 1998;
ROLLO, 1999; WATAHA, 2002; ISGRÒ et al, 2004). Se a contração da porcelana for
inferior a da liga durante o resfriamento, tensões compressivas residuais serão
acumuladas na porcelana. Se o inverso acontecer, haverá concentração de forças
de tração na porcelana (WATAHA, 2002).
Biocompatibilidade duvidosa com riscos biológicos potenciais,
dificuldades no manuseio para o acabamento e polimento e a formação não
controlável da camada de óxidos durante a queima são as principais desvantagens
as ligas de níquel-cromo (SCHILLINGBURG JR, 1998; ATSÜ, BERKSUN, 2000;
BEZZON et al, 2001(b)).
40
Saliva, Corrosão e Biocompatibilidade
41
3. SALIVA, CORROSÃO E BIOCOMPATIBILIDADE
Neste capítulo associa-se a biocompatibilidade à saliva e à corrosão,
por entender-se que os produtos corrosivos podem ser gerados em meio aquoso por
ação de eletrólitos e podem influenciar drasticamente os efeitos biológicos dos
materiais sintéticos empregados nas restaurações metalocerâmicas.
3.1 SALIVA
A saliva é uma secreção exócrina clara, mucosserosa e ligeiramente
ácida, proveniente de três pares de glândulas salivares maiores (parótidas,
submandibulares e sublinguais) e inúmeras glândulas menores dispostas na base e
dorso da língua, soalho da boca, palato duro, palato mole e mucosa jugal das
bochechas e lábio inferior (GARDNER, GRAY, O’RAHILY, 1964; SAMPAIO, 2001;
DIAZ-ARNOLD, MAREK, 2002; PEREIRA e cols, 2003). A saliva desempenha um
papel reconhecidamente dramático na cavidade oral. Sua participação é aprazível
no desempenho da umectação do bolo alimentar, facilitação da digestão, lubrificação
e proteção das mucosas, facilitação da fala; regulação do pH bucal, manutenção da
integridade dentária, percepção do paladar e na atividade antibacteriana.
O fluxo salivar médio é de 1,0 L a 1,5 L/dia e o pH, sem os efeitos da
alimentação, fica em torno de 6,0 a 7,4. Com o aumento da idade ocorre uma
diminuição no metabolismo secretor, podendo levar a ausência quase total de
salivação, num quadro desconfortável conhecido como xerostomia. O fluxo salivar
também pode apresentar-se diminuído momentânea ou permanentemente por ação
química de algumas drogas terapêuticas, por hábitos de respiração bucal, por
quadros de ansiedade e/ou estresse emocional, pela submissão à radioterapia, por
doenças sistêmicas (diabetes, síndrome de Sjögren, hipertensão, desidratação...),
por ação do tabagismo ou pela presença de sialólitos (acúmulo mineral que obstrui o
ducto da glândula salivar) (GUYTON, 1976; GRANT, STERN, LISTGARTEN, 1988;
EDGAR 1992; DIAZ-ARNOLD, MAREK, 2002). A redução no fluxo salivar afeta o
paladar, a formação do bolo alimentar para o processo digestório e aumenta a
42
susceptibilidade do organismo ao desenvolvimento de patologias nas estruturas
orais. Mudanças no pH intra-oral podem acontecer durante e logo após o processo
mastigatório, variando-o de 2,0 a 11,0. Tipos diferentes de alimentos apresentam pH
inferior a 7, correspondendo a um meio corrosivo agressivo (AMEER, KHAMIS, AL-
MOTLAQ, 2004).
A saliva é uma mistura homogênea de dois tipos de secreção: a
secreção serosa que contém -amilase (ptialina), uma enzima auxiliar no
fracionamento do amido; e a secreção mucosa responsável pela lubrificação da
cavidade oral e dos alimentos. O muco é uma secreção ligeiramente viscosa
composta por água, eletrólitos e mucopolissacarídeos. Apresenta características de
aderência às superfícies teciduais, alimentares e de outras partículas, além da baixa
resistência ao deslizamento. E, com maior importância odontológica, o muco tem
propriedades anfóteras, sendo capaz de tamponar pequenas variações ácidas
(GUYTON, 1976).
A natureza da saliva é basicamente aquosa (99%). Bicarbonatos,
fosfatos e uréia atuam como moduladores de pH e favorecem a capacidade tampão
da saliva. As macromoléculas protéicas e mucinas protegem as mucosas orais do
ataque da microbiota oral que compõe a placa bacteriana. Os eletrólitos de cálcio e
fosfato mais alguns tipos de proteínas atuam conjuntamente no sistema de des-
remineralização. As imunoglobulinas (IgA, IgM e IgG), algumas proteínas e enzimas
apresentam ação antibacteriana. Por recobrir as estruturas orais com um
revestimento mucosseroso, a saliva forma uma barreira contra enzimas proteolíticas
e hidrolíticas produzidas pela placa bacteriana, agentes carcinogênicos do tabaco,
agentes químicos exógenos e ressecamento das mucosas por ação da respiração.
O comportamento multifuncional, sinérgico e paradoxal de alguns componentes
salivares torna bastante clara a importância da saliva ora na proteção do organismo,
ora no favorecimento de condições desagradáveis a ele
(HUMPHREY, WILLIAMSON, 2001, DIAZ-ARNOLD, MAREK, 2002). As
concentrações dos eletrólitos e o pH da saliva sofrem alterações constantemente,
sob influência das mudanças na velocidade do metabolismo e no volume do fluxo
salivar (GUYTON, 1976).
43
3.2 CORROSÃO
A boca é um ambiente úmido sujeito a oscilações freqüentes de pH
salivar, tornando-se um sistema condutivo ideal para o desenvolvimento da
corrosão. A corrosão eletroquímica requer a presença de eletrólitos. Ainda em
ambiente bucal, os processos corrosivos são igualmente influenciados pela variação
cíclica dos esforços mastigatórios e das solicitações térmicas, decorrentes do
processo de alimentação e/ou de hábitos parafuncionais do sistema estomatognático
(apertamento e bruxismo, entre outros).
Quando expostas às condições orais, restaurações ou próteses com
componentes metálicos são submetidas ao fenômeno corrosivo, por meio de
reações eletroquímicas (KUPHASUK et al, 2001). O processo de degradação é
contínuo. Nos metais e ligas metálicas a corrosão é sempre acompanhada da
liberação de elementos químicos, que podem ativar células mediadoras do processo
inflamatório (AMEER, KHAMIS, AL-MOTLAQ, 2004). O fenômeno corrosivo nas ligas
de uso odontológico pode comprometer propriedades físicas e estéticas da
restauração e/ou aumentar o risco de desenvolvimento de processos alérgicos ou
irritação local. É impossível predizer a capacidade corrosiva de uma liga por meio de
sua composição química (WATAHA, 2002). Uma grande barreira no estudo da
corrosão das ligas odontológicas é o conhecimento limitado das variáveis
eletroquímicas do ambiente oral, tornando hipotética a preparação e resultados de
testes in vitro (KUPHASUK et al, 2001). Testes in vitro têm sido realizados para
verificar o comportamento das ligas quanto ao efeito do contato com bactérias orais,
correntes galvânicas, banhos eletrolíticos, proteínas orais, variação de pH e abrasão
por escovação com dentifrícios (LÓPEZ-ALÍAS et al, 2004). Os produtos de corrosão
são compostos químicos que podem aumentar, retardar ou não influenciar a
velocidade de corrosão de um material (ANUSAVICE; 1998). Pode-se apenas
afirmar que a presença de muitos elementos não-nobres aumenta a tendência à
corrosão da liga (WATAHA, LOCKWOOD 1998; WATAHA, 2000). Clinicamente, a
corrosão das ligas só é detectada em estagio avançado, mas a liberação de
elementos em baixos níveis é contínua (WATAHA, 2002).
A degradação combinada por corrosão e desgaste mecânico em
materiais submersos em soluções eletrolíticas condutoras pode ser investigada com
44
ensaios tribocorrosivos, por técnicas eletroquímicas. A tribocorrosão é um
processo químico – eletroquímico - mecânico que leva à degradação de materiais
em contato por deslizamento ou rolamento, em ambiente corrosivo. A possibilidade
de investigarem-se os efeitos da tribocorrosão tem aumentado o interesse neste
campo de pesquisa (PONTHIAUX et al, 2004). Os testes de tribocorrosão simulam a
agressividade e as cargas mastigatórias sem reproduzir a dinâmica oral.
A presença do cromo nas ligas níquel-cromo proporciona a formação
de uma película superficial de óxido de cromo firmemente aderida à liga fundida,
responsável por sua proteção contra ataques corrosivos. Entretanto, ligas que se
tornam passivas pela adição de cromo podem sofrer o fenômeno de corrosão por
tensão e corrosão em sulcos.
O alumínio e o titânio são metais com características de passividade
com ação odontológica (ANUSAVICE, 1998). Tem sido comprovada a influência de
agentes fluoretados na corrosão por pites de superfícies de titânio
(PRÖBSTER, HÜTTEMMANN, 1992). Um estudo comparativo do comportamento de
resistência à corrosão-fadiga de ligas de Ti c.p. e Ti-6Al-4V frente a soluções
fluoretadas e saliva artificial demonstrou que as soluções fluoretadas são as mais
agressivas para as ligas à base de titânio, mas que não há diferença significativa
quando as ligas são testadas em saliva artificial (ZAVANELLI, 2000). O
comportamento corrosivo destas ligas em ambiente fisiológico é desconhecido
(KUPHASUK et al, 2001).
3.3 BIOCOMPATIBILIDADE
Pode-se considerar um biomaterial qualquer substância, que não seja
um medicamento e que possa ser usado durante qualquer período, como parte de
um tratamento, estimulando a reparação de tecidos, órgão ou função
(ANUSAVICE, 1998). O desempenho de um biomaterial em contato constante com
tecidos vivos é diretamente controlado pela biofuncionalidade e pela
biocompatibilidade (MATKOVI , MATKOVI , MALINA, 2003; AMEER, KHAMIS, AL-
MOTLAQ, 2004). Um requisito fundamental aos biomateriais é que eles não gerem
produtos de corrosão prejudiciais, tóxicos ao organismo. Outras características
45
importantes incluem: não produzir substâncias tóxicas dispersáveis; não conter
agentes sensibilizantes e não apresentar potencial carcinogênico. A liberação de
elementos com o uso do material é relacionada aos efeitos citotóxicos nos testes in
vitro (SJÖGREN, 2000). A biocompatibilidade é a relação dinâmica da interação
entre o material, suas funções e o hospedeiro, englobando inúmeras variáveis. No
caso dos materiais odontológicos, o meio hospedeiro é especialmente delicado
devido à presença de microrganismos e resíduos alimentares na cavidade oral, e às
propriedades corrosivas da saliva e demais fluidos orais (ANUSAVICE, 1998).
As respostas do corpo humano a um mesmo material podem variar
com o avançar da idade, a presença de processos patológicos secundários, ou
ainda de indivíduo para indivíduo. O próprio material pode sofrer alterações
decorrentes de corrosão e/ou fadiga, modificando o seu desempenho. Verificar a
biocompatibilidade é um complexo processo que envolve a realização de testes in
vitro e in vivo, contribuindo para o entendimento das respostas biológicas ao contato
com materiais. A biocompatibilidade é relevante na prática protética devido ao
contato íntimo dos materiais com tecidos vivos por extensos períodos de tempo
(WATAHA, 2001).
A interação dos materiais dentários com o ambiente oral corrosivo e
diversificado tem sido objeto de estudo freqüente em relação aos possíveis efeitos
sistêmicos e reações adversas (NELSON et al, 2001). Insucessos na
biocompatibilidade dos materiais dentários podem contribuir para o desenvolvimento
de doenças periodontais e alterações sistêmicas que envolvam respostas
inflamatórias (MEYER, FIVES-TAYLOR, 1998; NELSON et al, 2001). É comprovada
a maior tendência para o desenvolvimento de inflamação gengival (gengivite) em
dentes que recebem coroas artificiais que em dentes sem restaurações (BADER et
al, 1991). A inflamação desenvolve-se porque a coroa protética em contato íntimo
com o tecido gengival cria um ambiente protegido favorável à proliferação de
microrganismos patogênicos (KNOERNSCHILD et al, 2001).
As propriedades biológicas das ligas odontológicas de fundição têm
sido amplamente estudadas somente em condições passivas, sem considerar os
efeitos comumente associados ao ambiente intra-oral, como a escovação com ou
sem dentifrícios e variações de pH. Já se sabe que a liberação de elementos das
ligas relaciona-se à biocompatibilidade, entretanto esta é uma relação complexa.
46
Muitas ligas metálicas têm finas camadas superficiais, inferiores a 100 Å, de
aparente proteção contra liberação de elementos (WATAHA et al, 2002).
O níquel é um elemento com potencial alergênico (ANUSAVICE, 1998;
SCHILLINGBURG JR, 1998; BEZZON et al, 2001 (a)), que apresenta efeitos de
citotoxicidade localizada e produz mais casos de dermatite alérgica de contato que
todos os outros metais em combinação. Aproximadamente 10 % da população
feminina apresentam sensibilidade alérgica ao níquel, contra 1 % da população
masculina. Parece não haver qualquer relação da presença de níquel intra-oral com
o desenvolvimento de câncer (ANUSAVICE, 1998). Um paciente que não é alérgico
ao níquel hoje, pode desenvolver a alergia no futuro pela exposição oral e de outras
fontes, por exemplo, as jóias (WATAHA, 2001).
Os efeitos da exposição de seres humanos ao níquel incluem
dermatite, câncer de pulmão, câncer dos seios nasais, câncer de laringe, irritação do
septo nasal, perfuração do septo nasal, perda do olfato, asma, irritação dos
pulmões, pneumoconiose, déficit na função pulmonar e, em casos extremos, morte.
Diversos casos de câncer de pulmão são creditados à exposição dos trabalhadores
envolvidos em galvanoplastia, usinagem, refinamento, sinterização, trituração e
polimento do níquel. Entretanto, os riscos são menos prováveis para pacientes
odontológicos e cirurgiões-dentistas que para os técnicos de laboratório. A resposta
sistêmica ao níquel e seus compostos, que contribuem para a corrosão intra-oral das
restaurações com ligas à base de níquel, em longo prazo não tem sido pesquisada
adequadamente (ANUSAVICE, 1998; ROACH et al, 2000).
47
Procedimento Experimental
48
4. METODOLOGIA EXPERIMENTAL
4.1 MATERIAIS
Neste estudo, uma liga de níquel-cromo (Suprem Cast SB, Talladium
do Brasil) para restaurações odontológicas metalocerâmicas foi empregada na
confecção dos corpos de prova. Esta liga é comercializada sob a forma de tarugos
cilíndricos com aproximadamente 6,0 mm de diâmetro e 11,0 mm de altura. A
composição química da liga e suas propriedades, segundo o fabricante, estão
listadas na Tabela 2. Uma porcelana feldspática odontológica (Ceramco III,
Dentsply) de baixa fusão (940 ºC) foi utilizada no recobrimento da infra-estrutura
metálica fundida. A apresentação desta porcelana é sob a forma de pó, contido em
frasco plástico opaco. Para a metalização mecânica de titânio em alguns dos corpos
de prova foi utilizada uma ponta cônica usinada de titânio comercialmente puro.
Tabela 2 - Composição química e propriedades físicas da liga de fundição Suprem Cast SB. Fonte: Talladium do Brasil, S. D.
COMPOSIÇÃO QUÍMICA (PERCENTAGEM EM PESO)
Ni – 61% Cr – 25%
Mo – 10,5% Si – 1,5% Ti - < 1,0%
PROPRIEDAES FÍSICAS
Coeficiente linear de expansão térmica
14,07 (25 º C – 500 º C)
Peso específico 8,3 (g/cm3)
Alongamento 3%
Elasticidade 316 MPa Resistência 261 MPa
Dureza Vickers 200 MPa Intervalo de fusão 1.301 ºC - 1.364 ºC
49
4.2 CONFECÇÃO DOS CORPOS DE PROVA
A geometria de ensaio e as dimensões dos corpos de prova foram
definidas em função dos requisitos da máquina de ensaios tribocorrosivos, posto que
ensaios tribocorrosivos para corpos de prova odontológicos não são normatizados.
Foram produzidos oito corpos de prova metalocerâmicos, com formato retangular
plano de 20,0 mm x 30,0 mm x 1,5 mm. Os corpos de prova foram confeccionados
em laboratório de prótese dentária, segundo as normas dos fabricantes e divididos
em três grupos: A, B e E, acrescentando-se corpos de prova de controle (GC), de
acordo com o tratamento de superfície empregado (Tabela 3).
Tabela 3 - Descrição dos corpos de prova.
Grupo Liga de fundição
Tratamento da
superfície
metálica
Porcelana
A Suprem Cast SB Modificação do
tratamento
preconizado
Ceramco III
B Suprem Cast SB Metalização
mecânica de Ti
Ceramco III
E Suprem Cast SB Metalização em
plasma de Ti
Ceramco III
GC Suprem Cast SB Nenhum Ceramco III
Seguindo a técnica da cera perdida, o modelo da infra-estrutura
metálica a ser obtido foi confeccionado com lâminas de cera plana de
aproximadamente 0,3 mm de espessura. As lâminas, constituindo o padrão de cera
(Figura 6 a), foram adaptadas ao anel de contenção e incluídas em revestimento
cerâmico refratário. O conjunto foi levado ao forno a 950 ºC (Figura 6 b) para
evaporação da cera e produção do molde negativo da peça a ser fundida. Depois de
resfriado, o molde foi então acoplado a uma máquina centrífuga, próximo aos
50
cilindros da liga de níquel-cromo. Para a fundição da liga, acionou-se o maçarico de
gás oxigênio, cuja chama foi direcionada aos tarugos da liga metálica (Figura 6 c),
por tempo e distância preconizados nas normas do fabricante. O preenchimento do
molde refratário com a liga metálica fundida acontece pela ação centrífuga da
máquina que é liberada logo após a fundição (Figura 7 a). As infra-estruturas
fundidas (Figura 7 b) receberam diferentes acabamentos em uma das superfícies,
para efeito de caracterização microestrutural e da avaliação de sua influência sobre
o comportamento tribocorrosivo dos corpos de prova. As alterações propostas para
o tratamento de superfície metálica foram realizadas em laboratório universitário.
a) b)
c)
Figura 6 - Técnica de confecção dos corpos de prova. a) padrão em cera; b) queima do revestimento refratário a 950 ºC; c) fundição da liga com maçarico.
51
a) b) Figura 7 - a) ação centrífuga para cópia do molde com liga fundida; b) infra-estrutura do corpo de
prova fundida.
Todos os corpos de prova foram submersos em álcool isopropílico
absoluto e limpos por vibração ultrassônica durante dez minutos. A usinagem com
pedra de óxido de alumínio montada em peça de mão de baixa rotação em
movimentos unidirecionais foi realizada para a remoção de ângulos agudos e
criação de micro-retenções. Na seqüência, os corpos foram fervidos em água
destilada a 100 ºC durante cinco minutos para desengordurá-los. Cada corpo de
prova sofreu modificação no preparo da superfície de contato antes da deposição da
porcelana, da seguinte forma:
1A: jateamento com óxido de alumínio em pó (150 µm) + oxidação +
porcelana.
2A: jateamento com óxido de alumínio em pó (150 µm) + porcelana.
3A: oxidação prévia + jateamento com óxido de alumínio em pó
(150µm) + oxidação + porcelana.
1B: jateamento com óxido de alumínio em pó (150 µm) + oxidação +
deposição mecânica de titânio + porcelana.
2B: jateamento com óxido de alumínio em pó (150 µm) + deposição
mecânica de titânio + porcelana.
3B: oxidação prévia + jateamento com óxido de alumínio em pó
(150 µm) + oxidação + deposição mecânica de titânio + porcelana.
E: jateamento com óxido de alumínio em pó (150 µm) + deposição de
titânio em plasma + porcelana.
20,0 mm
52
GC: grupo controle: oxidação + jateamento com óxido de alumínio em
pó (150 µm) + porcelana.
A oxidação prévia da superfície metálica de contato com a porcelana é
preconizada pelo fabricante e conseguida por meio de tratamento térmico. Os
corpos de prova submetidos ao processo de oxidação (grupo A, 2B e 3B) foram
inseridos em forno para porcelanas (Phoenix Quick Cool, Ceramco) (Figura 4.3) com
temperatura inicial de 650 ºC e pressão de 2,54 cmHg (vácuo), variando 32 ºC por
minuto até atingir a temperatura final de 980ºC. Ao término do tratamento térmico, o
vácuo foi liberado e as amostras gradativamente resfriadas dentro do forno.
O jateamento abrasivo com óxido de alumínio puro em pó (250 µm,
malha #60) foi realizado a uma pressão de 65 kgf/cm2, compatível com a malha, nas
amostras (1A, 3A, 1B, 3B e E), para remover impurezas na superfície, reduzir a
camada de óxidos – quando realizado após oxidação - uniformizando a textura
superficial. Todas as peças foram novamente limpas em álcool isopropílico por
vibração ultrassônica ao término das seções de acabamento de superfície para
remoção de possíveis partículas contaminantes impregnadas.
A metalização mecânica com titânio, realizada nos corpos de prova do
grupo B, foi conseguida por meio da adaptação de uma ponta de titânio
comercialmente puro de formato cônico, a uma máquina retificadora portátil
(Dremel Multipro) de alta rotação, que funcionou na velocidade de 33.000 rpm
(Figura 4.4) em atrito sobre o substrato metálico por 30 segundos. Nota-se que a
angulação de contato entre a ponta e o corpo de prova é de 45º, mas somente a
ponta do cone percorre a superfície.
No corpo de prova E, em que houve deposição de titânio por plasma, o
processo de deposição pelo sistema de triodo magnetron sputtering, teve duração
de 45 minutos, com pressão do gás de trabalho de 4,0 µTorr ( 0,5 N2, 0,5 Ar), a
tensão de -500 V sobre o alvo, corrente de 1,0 A no alvo, polarização do substrato
de -30 V, 200 ºC de temperatura do substrato e uma razão aproximada de deposição
de titânio sobre o substrato de 0,15 µm/min.
Para ambos os tipos de metalização propostos foram realizadas
micrografias (MEV) com mapeamento EDS (Energy Dispersive Spectroscopy) dos
principais elementos químicos constituintes da liga metálica de estudo (níquel,
cromo), do filme de titânio depositado e do oxigênio, para observar-se sua
disponibilidade em óxidos superficiais e averiguar a uniformidade do processo.
53
Figura 8 - Forno para sinterização de porcelanas (Phoenix Quick Cool, Ceramco);
Figura 9 - Deposição mecânica de titânio comercialmente puro.
O processo de aplicação da porcelana é manual e artesanal, porém,
criterioso. Inicialmente, ao pó da porcelana foi adicionada água destilada,
misturando-os delicadamente até a obtenção de uma pasta. A pasta de porcelana
opaca foi a primeira camada aplicada sobre a superfície tratada da infra-estrutura
54
metálica, com o auxílio de um pincel de características específicas para aplicação de
porcelana odontológica. A deposição da porcelana aconteceu com a infra-estrutura
apoiada sobre superfície de vibração ultrassônica para favorecer o escoamento da
pasta sobre a superfície, eliminando-se o excesso de água com filtro de papel
absorvente. O conjunto foi levado ao forno para o primeiro ciclo de sinterização da
porcelana, segundo as normas do fabricante. A temperatura final da porcelana
Ceramco III é de 940 ºC.
Após o completo resfriamento da peça, uma segunda camada de
porcelana opaca, menos aquosa, foi aplicada com espessura aproximada de 0,2 mm
sob as mesmas condições da primeira camada. Bolhas superficiais, quando
existiram, foram prontamente eliminadas com auxílio de uma espátula lecron. O
conjunto retornou ao forno para o segundo ciclo de sinterização da porcelana. Ao
término do resfriamento, a camada de porcelana de corpo foi aplicada, com
espessura aproximada de 0,7 mm, em toda a extensão da superfície trabalhada. O
processo foi idêntico ao da aplicação da camada anterior e semelhante ao ilustrado
na Figura 10 a). Na seqüência, foi realizado o terceiro ciclo de sinterização da
porcelana. A espessura média final dos corpos de prova ficou em torno de 1,2 mm.
Na seqüência e com a peça novamente em temperatura ambiente, uma camada de
porcelana vítrea bastante fluida foi aplicada, num processo conhecido como
glazeamento, cuja função é obstruir possíveis poros produzidos durante a cocção da
porcelana, melhorando a lisura (acabamento) e o brilho superficial da peça
metalocerâmica. Por fim, o polimento superficial dos corpos de prova foi realizado
com discos de silicone em baixa rotação, semelhante ao processo ilustrado na
Figura 10 b).
a) b)
Figura 10 - a) aplicação artesanal da camada de porcelana de corpo, b) polimento final do conjunto metalocerâmico.
55
4.3 ENSAIOS TRIBOCORROSIVOS
Todas as condições de interface propostas neste estudo para uniões
metalocerâmicas foram submetidas a ensaios de tribocorrosão objetivando-se
avaliar a degradação do material promovida por interações mecânicas em solução
eletrolítica. Foram monitoradas as variações do coeficiente de atrito e da corrente de
corrosão das amostras. A área exposta à saliva artificial (solução de Fusayama-
Meyer, Tabela 4) foi de 2,54 cm2. O potencial de corrosão (Ecorr) dos corpos de prova
(potencial em circuito aberto) foi verificado durante 60 minutos e em seguida foi
aplicada uma carga de 159,9 N para o início do desgaste. O desgaste mecânico
ocorreu por deslizamento recíproco em configuração pino-placa (Figura 11), de um
pino tronco-cônico de alumina (secção transversal de 3,0 x 2,0 mm) contra os corpos
de prova, ou seja, alumina – sistema metalocerâmico. O movimento realizado foi
linear e contínuo. A amplitude dos ensaios foi de 3,0 mm e estes aconteceram até
que o pino atingisse o substrato metálico. O sistema eletrolítico foi constituído por
uma célula com arranjo standard de três eletrodos. Como eletrodo auxiliar foi
utilizado um eletrodo de platina; como eletrodo de referência, um eletrodo saturado
de calomelano e os eletrodos de trabalho foram formados pelas amostras
metalocerâmicas.
Tabela 4 - Composição química da solução de Fusayama-Meyer:
Eletrólito Concentração (g/l)
KCl 0,4
NaCl 0,4
CaCl2.2H2O 0,906
NaH2PO4.2H2O 0,69
Na2S.9H2O 0,005
Uréia 1,0
56
Figura 11 - Esquema seqüencial do desgaste mecânico por deslizamento recíproco para sistema metalocerâmico. As linhas em vermelho representam a interface do sistema. O vetor D representa o
sentido do deslizamento e o vetor Fn a direção da carga aplicada sobre o pino a) deslizamento recíproco na configuração pino-placa; b) visão longitudinal do mecanismo de desgaste na amostra
seccionada; c) visão transversal do mecanismo de desgaste na amostra seccionada.
4.4 CARACTERIZAÇÃO MICROESTRUTURAL E FRATOGRÁFICA
Os corpos de prova foram embutidos em resina de cura rápida e
seccionados transversalmente com disco de diamante em alta velocidade em uma
máquina de corte ISOMET, fabricada pela Buehler (Figuras 12 a e b). O lixamento
deu-se por intermédio de uma lixadeira mecânica rotativa (APL-40; Arotec) com lixas
de carbeto de silício em granulação decrescente (320, 400, 600 e 1200 grãos/ pol2),
polidos na mesma máquina com disco de feltro embebido em pasta de óxido de
alumínio (3 µm, 1 µm, 0,5 µm). Inspecionou-se a superfície de estudo de cada corpo
de prova em microscopia óptica para averiguar a qualidade do processo e somente
após um polimento gerando superfície espelhada e aparentemente livre de riscos, os
corpos de prova seguiram para análise microestrutural.
57
a) b)
Figura 12 - a) vista frontal do corte do corpo de prova; b) vista lateral do corte do corpo de prova, ambos com disco de diamante.
Por conter material cerâmico e, portanto, não-condutor, os corpos de
prova foram metalizados com filme fino de ouro para inspeção em microscópio
eletrônico de varredura. A caracterização microestrutural e dos padrões de fratura da
liga metálica, da interface e das porcelanas foi realizada em microscópio (Shimadzu
SSX-550), acoplado a um sistema de detecção de raios-X por EDS para a
determinação da composição qualitativa e semi - quantitativa dos corpos de prova,
além da geração de mapas elementares a partir da emissão de raios-x
característicos.
58
Resultados e Discussão
59
5. RESULTADOS E DISCUSSÃO
5.1 CARACTERIZAÇÃO MICROESTRUTURAL DAS METALIZAÇÕES
A visualização de imagens microscópicas das superfícies modificadas
pela deposição mecânica (Figura 13) e pela deposição de titânio em plasma (Figura
14), geradas por meio da captação de elétrons retroespalhados permite comparar a
uniformidade dos filmes de titânio sobre a liga metálica de estudo via contraste de
fases. As imagens desta seção foram obtidas diretamente sobre o filme depositado,
sem aplicação da orcelana.
Figura 13 - Micrografia (BSE) da superfície metalizada mecanicamente. Acima da linha tracejada, a região com filme de titânio e abaixo, a liga metálica original.
Na região metalizada mecanicamente, observa-se uma descontinuidade
significativa no filme de titânio, localizado acima da linha tracejada; interferindo na
qualidade da camada óxida modificada na interface de união do sistema. Enquanto
na micrografia da amostra metalizada em plasma constata-se uma faixa contínua do
filme de titânio, disposto na porção superior da figura, sugerindo uniformidade na
interação.
60
Figura 14 - Micrografia (BSE) da superfície metalizada em plasma. Acima da linha tracejada, a região com filme de titânio e abaixo, a liga metálica original.
Análise topográfica obtida por contraste de elétrons secundários
confirmou a descontinuidade do filme de titânio depositado mecanicamente sobre a
liga metálica (Figura 15). Observa-se melhor qualidade e uniformidade do filme de
titânio depositado em plasma (Figura 16). O mapeamento por EDS indicou a
disposição do níquel (Figuras 17 a, b), cromo (Figuras 18 a, b) e titânio
(Figuras 19 a, b) nas superfícies analisadas. A análise dos mapas confirma a
uniformidade superior da deposição do filme de titânio na superfície metalizada em
plasma em relação à metalização mecânica.
61
Figura 15 - Micrografia (SE) da superfície metálica modificada pela deposição mecânica de titânio. Acima da linha tracejada, a região com filme de titânio e abaixo, a liga metálica original.
Figura 16 - Micrografia (SE) da superfície metálica modificada pela deposição de titânio em plasma. Acima da linha tracejada, a região com filme de titânio e abaixo, a liga metálica original.
62
Figura 17 - Mapeamento por EDS do níquel para a) amostras metalizadas com titânio mecanicamente; b) amostras metalizadas com titânio em plasma.
A avaliação dos mapas dos elementos químicos denota a condição
desigual de distribuição superficial dos principais elementos constituintes da liga
metálica de estudo e do filme de titânio. Na Figura 17 a) vê-se a restrita cobertura do
filme de titânio depositado mecanicamente, posto que apenas as regiões escuras da
área selecionada signifiquem ausência de níquel e destacando-se que somente a
metade superior ao tracejado na amostra foi tratada. Do contrário, na Figura 17 b)
observa-se a presença marcante do níquel restrito à porção inferior ao tracejado da
micrografia, área de liga metálica não tratada pela deposição de titânio em plasma.
Um comportamento semelhante pode ser averiguado nas Figuras 18 a, b), visto que
o cromo encontra-se na composição química da liga metálica estudada.
63
Figura 18 - Mapeamento por EDS do cromo para a) amostras metalizadas com titânio mecanicamente; b) amostras metalizadas com titânio em plasma.
64
Figura 19 - Mapeamento por EDS do titânio para a) amostras metalizadas com titânio mecanicamente; b) amostras metalizadas com titânio em plasma.
A uniformidade dos filmes de titânio pode ser interpretada como
qualidade na distribuição do elemento químico na superfície analisada. Na
Figura 19 a) observa-se a disposição aleatória e descontínua do titânio depositado
mecanicamente. Enquanto que na Figura 19 b) a continuidade do filme é percebida
pela demarcação da porção superior da imagem. A alta energia dos átomos
produzidos no sistema triodo magnetron sputtering resulta em filmes compactos
(FONTANA, MUZART, 1998) e, normalmente mais finos que os depositados
mecanicamente. Nota-se ainda que a coloração torna-se menos intensa à medida
que o filme aproxima-se da linha final de aplicação.
65
5.2 ENSAIOS TRIBOCORROSIVOS
O desgaste na dentição humana é provocado naturalmente pela
abrasão, geradas durante a mastigação (acidez e abrasividade dos alimentos) e por
hábitos de higienização (abrasividade de dentrifícios e da ação mecânica das
escovas dentais). O desgaste superficial é um processo natural que acontece
quando superfícies em contato entram em movimento relativo. Ensaios de
deslizamento recíproco unidirecional simulam a dinâmica mastigatória, constituindo-
se num método rápido e útil para a avaliação do comportamento de desgaste e
fricção dos materiais odontológicos (YU et al, 2006). Nas técnicas
triboeletroquímicas são utilizados dispositivos eletroquímicos, (especialmente de três
eletrodos) para o controle do potencial de superfície em materiais condutores
quando sujeitos à ação de um tribômetro. Esta técnica permite o acompanhamento
local da cinética da corrosão, em tempo real, pela simples medição de corrente
(BARRIL, MISCHLER, LANDOLT, 2001).
Foram realizados ensaios tribocorrosivos preliminares dos sistemas
metalocerâmicos visando avaliar a formação e o crescimento de trincas no material
cerâmico em condições simuladas de esforços mastigatórios, sem impacto, em
saliva artificial e a aderência da união metalocerâmica. Um estudo mais aprofundado
do comportamento tribocorrosivo desses sistemas envolvendo um número maior de
repetições faz-se necessário, a fim de averiguar tanto a reprodutibilidade dos dados
gerados na caracterização das amostras quanto o processamento envolvido na
deposição de filmes de titânio sobre substratos metálicos. Esta meta está além do
escopo desta dissertação.
Para a realização dos ensaios tribocorrosivos foi necessária a definição
do valor do potencial de corrosão (Ecorr) de cada amostra. A evolução do potencial
de corrosão para as amostras 2A, 3A, 1B, 2B, 3B, E e GC encontra-se ilustrada
graficamente na Figura 20. O potencial de equilíbrio corresponde ao valor de
potencial para o qual a amostra atinge estado estacionário. Todos os ensaios de
desgaste tiveram início após 60 minutos de imersão para registro do potencial de
corrosão.
66
Figura 20 - Evolução do potencial de corrosão com o tempo.
Em linhas gerais, os ensaios tribocorrosivos evidenciaram um aumento
do coeficiente de atrito durante o início do ensaio, correspondente ao período de
rodagem, ou contato inicial do pino de alumina contra a superfície de porcelana.
Nenhum processo corrosivo acompanhou esta etapa, já que não foi observado
aumento correspondente nos valores de corrente de corrosão das amostras. Assim,
os ensaios tribocorrosivos normalmente se iniciam com o ajuste mecânico das duas
superfícies em contato, sem afetar a química da superfície em nível eletroquímico.
Esta situação pode ser vista no resultado do ensaio tribocorrosivo da amostra 2A,
ilustrado na Figura 21.
Tempo (s)
67
Figura 21 - Evolução da corrente de corrosão e do coeficiente de atrito com o tempo de deslizamento para a amostra 2A.
Após um determinado tempo de deslizamento, característico de cada
amostra, a fratura final coincide com o aumento brusco do coeficiente de atrito e da
corrente de corrosão, finalizando com a queda repentina desses dois parâmetros.
Para a amostra 2A (jateada e sem intercamada de titânio), estes eventos ocorreram
após 225 min de ensaio. Neste ponto, o aumento do coeficiente de atrito coincidiu
com a elevação da corrente para valores altamente negativos, indicando a
ocorrência de reações catódicas pela infiltração do eletrólito até a liga metálica. O
aumento do valor do coeficiente de atrito indica, ainda, o contato direto do pino de
alumina com o substrato. Uma análise mais detalhada do comportamento
tribocorrosivo da amostra 2A (Figura 22), com aumento na escala de valores de
corrente, ilustra a capacidade da técnica em detectar a formação de trincas. Após
125 minutos de ensaio, notou-se um aumento nos valores de corrente, contudo sem
que isso representasse mudanças em nível de atrito. Portanto, é muito provável que
este ponto corresponda à formação de uma fissura na amostra seguida de eventual
repassivação da superfície metálica, correspondente à redução dos valores de
corrente.
A presença de trincas mesmo sem a fratura completa da união é
potencialmente prejudicial à estabilidade químico-mecânica do sistema
metalocerâmico. Quimicamente, a aproximação da saliva com o substrato metálico,
facilita as trocas eletrolíticas e a iniciação do fenômeno corrosivo. Uma vez
68
instalado, o processo de corrosão torna-se irreversível, sendo particularmente
danoso aos pacientes portadores de sensibilidade aos componentes da liga. Como
discutido anteriormente, os processos de sensibilidade a determinado alérgeno
(antígeno) decorrem da exposição do organismo ao antígeno em doses gradativas
até superar um limiar de tolerância à exposição indivíduo-dependente. A partir de
então, uma cascata de eventos químicos acontece, ativa o sistema imunológico,
mediando o processo alérgico, cujas variações de intensidade e duração foram
anteriormente mencionadas. Outro fator é a criação de nichos para retenção e
proliferação (colonização) bacteriana na intimidade das trincas superficiais, posto
que a dimensão de microfendas seja incompatível com os sistemas de higienização
bucal, mas seja favorável à penetração dos microrganismos componentes da placa
bacteriana. Do ponto de vista mecânico, a presença de trincas favorece a redução
da resistência mecânica do sistema metalocerâmico às solicitações da mastigação.
A descontinuidade do componente cerâmico desestabiliza a dissipação da carga
mastigatória ao longo da peça protética, atuando como área concentradora de
tensão e favorecendo à propagação da trinca. Levando-se em consideração a
presença do processo corrosivo, os produtos de corrosão dispersos, mesmo que
localmente, na superfície do substrato metálico hão de interferir na adesão da
interface, contribuindo para redução da resistência mecânica do sistema na região
afetada. Para pacientes portadores de hábitos parafuncionais como o apertamento,
bruxismo, hábito de roer unhas e/ou objetos, o efeito da carga dentária sobre a peça
protética tem um caráter mais drástico, posto que além de acelerar o processo
corrosivo, aumenta a tendência de propagação da(s) trinca(s) pela durabilidade e
pela cinética do evento. As componentes de força nos hábitos parafuncionais
costumam ter direção inadequada à dissipação das cargas pelo longo eixo do dente,
traduzindo-se em desgaste acentuado de determinadas faces do grupo de
elementos dentários envolvidos. Na presença de substitutos protéticos com trincas,
o hábito parafuncional apresentará efeito sinérgico de degradação mecânica do
sistema.
69
Figura 22 - Evolução detalhada da corrente de corrosão e do coeficiente de atrito com o tempo de deslizamento para a amostra 2A
As amostras metalizadas com titânio demonstraram maior capacidade
de repassivação, correspondente à formação de TiO2. Este fato pode ser observado
no resultado do ensaio da amostra 1B (Figura 23), jateada e metalizada
mecanicamente com titânio. À medida que o tempo de deslizamento aumenta após
o período de rodagem, a corrente apresenta variações sem respectivo aumento do
coeficiente de atrito até aproximadamente 250 minutos de ensaio, quando ocorre a
fratura da amostra.
Figura 23 - Dados de ensaio tribocorrosivo da amostra 1B.
70
O mesmo corpo de prova foi submetido a novo ensaio tribocorrosivo
(Figura 24) realizado em outro sítio superficial. É interessante notar que o tempo
para fratura diminuiu de 250 para 45 minutos. Esta significativa redução no tempo de
desgaste até a fratura para um segundo ensaio, adjacente à pista inicial, indica que
a presença de trincas prévias fragiliza e compromete a resistência mecânica do
sistema como um todo. Clinicamente, uma primeira fratura em um componente
protético metalocerâmico, independente da natureza, reduziria a vida útil da
reabilitação protética em função das constantes solicitações mecânicas decorrentes
da mastigação e até de hábitos parafuncionais. Dependendo da localização das
fendas em relação ao corpo da prótese e aos tecidos adjacentes, os efeitos do
acúmulo da placa bacteriana tornam-se preocupantes sob o ponto de vista funcional
e estético. Se a fenda encontrar-se em ambiente subgengival privado de oxigênio
haverá uma tendência para a multiplicação de microrganismos anaeróbios e,
portanto, ao desenvolvimento ou agravo de processos patológicos periodontais a
curto, médio ou longo prazo (gengivite e periodontite). Em pacientes com suporte
periodontal crítico, qualquer fator que favoreça o agravo da condição periodontal é
indesejável, por poder acelerar a perda do periodonto de suporte e conseqüente
perda do remanescente - suporte para a prótese. Em qualquer paciente, pontos
subgengivais de corrosão, especialmente em regiões estéticas, como a vestibular de
dentes anteriores superiores, leva a um comprometimento estético por
manchamento, escurecendo a área abaixo da gengiva marginal. Em regiões
interproximais contíguas a um elemento dentário sadio, trincas na superfície da
prótese servirão como área de acúmulo de placa bacteriana, que no exercer do seu
metabolismo, poderá afetar a integridade do esmalte do dente adjacente,
desmineralizando-o por meio da constante liberação de toxinas. O fenômeno de
desmineralização da estrutura dentária é conhecido por cárie. No próprio elemento
dentário de suporte protético, o acúmulo de placa bacteriana na região entre a
prótese e o remanescente favorece o desenvolvimento de lesões cariosas, tornando-
se ainda mais prejudicial, normalmente pela difícil detecção precoce do processo
devido à localização e por que a remoção da cárie com o reparo do remanescente
afetado, leva à perda do trabalho protético. De qualquer maneira, novas próteses
dentárias em substituição a trabalhos pré-existentes implicam na repetição de todos
os passos clínicos e laboratoriais, incluindo o repreparo dos elementos de suporte
protético, o que leva ao desgaste de mais estrutura remanescente.
71
Figura 24 - Dados de ensaio tribocorrosivo de repetição para a amostra 1B.
A amostra metalizada com titânio por deposição em plasma (E)
também foi submetida a ensaio tribocorrosivo (Figura 25). A corrente manteve-se
constante e próxima de zero por mais de 300 minutos. A partir desse ponto, a
amostra apresentou fissuras, demonstradas pelo aumento dos valores de corrente,
no entanto sem concomitante aumento do coeficiente de atrito. A fratura da amostra
parece ter ocorrido após aproximadamente 390 min de ensaio, correspondendo ao
maior tempo de sobrevivência das amostras ensaiadas neste estudo. Este
comportamento pode ser atribuído à presença de uma camada fina, porém contínua
de titânio na interface metalocerâmica, contribuindo tanto para a passivação do
sistema quanto para a maior aderência da interface. Uma melhor qualidade na
aderência da interface metalocerâmica é sempre desejada, posto que esta seja a
região crítica para o sucesso no comportamento clínico do sistema. Ainda que a
resistência apresentada pelo sistema convencional seja satisfatória, existem muitos
parâmetros laboratoriais não controláveis para os quais ainda é possível se tentarem
tratamentos alternativos a fim de minimizar os efeitos indesejáveis. Nesta condição
específica de tratamento, a metalização uniforme e controlada, parece ter
possibilitado uma interação química substrato - porcelana de maior efetividade,
traduzida em maior resistência à fratura promovida pelo ensaio de tribocorrosão. As
condições de simulação in vitro desenvolvidas neste estudo extrapolam as da
72
fisiologia humana, entretanto, o tempo de ensaio é bastante inferior à quantidade de
horas que as peças in vivo vêm a ser solicitadas no decorrer dos anos em função. A
passivação do substrato que o titânio promove, permite uma maior resistência às
variações de pH do ambiente oral, especialmente das flutuações ácidas em função
da alimentação e da atividade bacteriana. A maior resistência mecânica do sistema
metalocerâmico com intercamada de titânio depositada por plasma projeta maior
durabilidade in vitro da junta metalocerâmica frente às solicitações mecânicas. Assim
sendo, espera-se que o comportamento clínico deste tipo de junta seja o de
atravessar um maior período de tempo em função com integridade marginal, sem
alteração de coloração e, portanto, preservação estética, sem o desenvolvimento
precoce de trincas que permitam a colonização bacteriana e reduzam a resistência
mecânica. Longe de ser um sistema ideal, é preciso atentar para os efeitos
deletérios dos fluoretos, presentes em dentifrícios e enxaguatórios, sobre os
compostos à base de titânio, necessitando de investigações científicas mais
aprofundadas, que fogem ao escopo deste estudo.
Figura 25 - Dados de ensaio tribocorrosivo da amostra E.
De fato, uma visão geral do comportamento do coeficiente de atrito de
todas as amostras analisadas em função do tempo total de deslizamento (Figura 26)
comprova o efeito benéfico da camada de titânio tanto metalizada mecanicamente
(Grupo B) como em plasma (Grupo E) no prolongamento da vida útil das amostras
73
de sistemas metalocerâmicos, em comparação a amostras preparadas pelo método
protético convencional (Grupo A).
Figura 26 - Comportamento geral do coeficiente de atrito de todas as amostras em função do tempo total de deslizamento
Ainda a respeito da Figura 26, deve-se ressaltar que o resultado obtido
para a amostra 2B deve ser descartado, pois o ensaio foi interrompido por várias
horas durante sua execução, o que explica a curva estender-se além de 1000
minutos. Em tempos bem mais curtos, a amostra apresentou a formação de várias
fissuras. Este caso exemplifica a necessidade da repetição dos ensaios para um
número maior de amostras, uma vez que as variáveis laboratoriais são inúmeras e
especialmente a variável humana impede a reprodução fidedigna de dois ou mais
trabalhos, considerando-se todos os parâmetros envolvidos no fabrico de uma peça
protética. Ainda assim, a resposta das amostras é semelhante entre os grupos de
tratamento superficial específico. As amostras do grupo A, cujos tratamentos
independem da presença de titânio, respondem de forma semelhante às do grupo B
(com metalização mecânica de titânio), mas com tempo de fratura inferior. As
amostras do grupo B têm maior tempo de resistência à fratura sob as condições de
ensaio, mas há variação no comportamento decorrente da não uniformidade do
processo de deposição mecânica. Enquanto a amostra do grupo E, que recebeu
uma intercamada de titânio por plasma, respondeu com um comportamento
74
uniforme às condições de ensaios propostas. Esta uniformidade pode ser creditada
à continuidade do filme que reduz a dispersão do comportamento da amostra. Como
a superfície do substrato encontra-se quimicamente padronizada, com o titânio
recobrindo continuamente toda a interface, a resposta ao desgaste químico-
mecânico apresenta-se igualmente uniforme.
Além do estudo comparativo apresentado neste trabalho, a
interpretação dos resultados obtidos pela técnica para um número maior de
amostras pode permitir aprofundar a análise dos sistemas metalocerâmicos, já que o
atrito e, em geral, o processo de desgaste são fenômenos complexos que
dependem fortemente da química de superfície, de fenômenos de adesão e
deformação que devem ser levados em consideração. Tal estudo deve ser
complementado com a determinação da rugosidade e de análises micro e
macroestruturais antes e após o desgaste.
5.3 ANÁLISE MACROESTRUTURAL, MICROESTRUTURAL E FRATOGRÁFICA
A análise microestrutural e fratográfica, feita após os ensaios
tribocorrosivos, torna-se interessante e significativa do ponto de vista de
possibilidades clínicas, com a verificação do padrão macroscópico de desgaste
produzido pelos ensaios tribocorrosivos realizados com os corpos de prova
analisados.
O padrão macroscópico do corpo de prova GC está apresentado na
Figura 27. Pode-se observar a presença de desgaste pouco destrutivo sobre o
conjunto metalocerâmico com a formação de trincas superficiais radiais contínuas à
área de ensaio. Uma pequena região esbranquiçada no entorno da área ensaiada
sugere o desgarramento de camadas internas da porcelana, promovido por falhas
na interface. Em sua maioria, as linhas de fratura prolongam-se até as bordas do
corpo de prova, comunicando a região ensaiada com o meio externo. Algumas
linhas encontram-se interligadas perpendicularmente, sugerindo que cargas
mecânicas podem promover efeitos destrutivos à distância. Não houve separação
macroscópica do sistema metalocerâmico.
75
Figura 27 - Padrão macroscópico do corpo de prova GC, com fraturas radiais interligadas à área de ensaio.
Clinicamente, o surgimento de trincas em regiões distantes à área de
captação dos esforços mastigatórios (superfície oclusal e incisal), pode significar
falha na borda da prótese. Se o término protético encontra-se em área subgengival,
produtos de corrosão concorrem para o manchamento superficial da peça,
prejudicando o mascaramento da mesma sob a gengiva marginal, e para o
desenvolvimento de reações inflamatórias periodontais. É válido ressaltar que o
exudato gengival, rico em proteínas, eletrólitos e bactérias, colabora no processo de
degradação do metal. O efeito das reações periodontais na integridade da prótese e
do periodonto de proteção e de suporte já foram mencionados. Se o término é
supragengival, trincas nas margens da prótese prejudicam a estética e atuam como
nichos para colonização bacteriana. Devido à proximidade do término cervical
supragengival com o periodonto de proteção, reações inflamatórias (gengivite) em
resposta ao acúmulo de placa bacteriana, não estão descartadas, assim como o
risco para a desmineralização do remanescente, iniciando lesão cariosa.
Na Figura 28 vê-se a micrografia da interface GC gerada pela captação
de elétrons retroespalhados, que contrasta as fases presentes entre a superfície
metálica, a camada de porcelana opaca e a camada de porcelana de corpo.
Percebe-se a presença de poros na estrutura cerâmica, constituindo áreas de
6,0 mm
76
concentração de tensões prejudiciais à estabilidade da união metalocerâmica frente
às solicitações mecânicas inerentes ao sistema estomatognático.
Figura 28 - Micrografia da interface GC gerada pela captação de elétrons retroespalhados, com a presença de poros na estrutura cerâmica e metálica.
Ainda sobre o corpo de prova GC, na Figura 29 a) encontra-se
ilustrada a micrografia da borda contígua à área desgastada pelo ensaio de
tribocorrosão. Podem ser observadas diversas linhas assimétricas de fratura na
porcelana, produzindo imagens semelhantes ao efeito zíper. A interface apresenta-
se bastante descontínua, sugerindo falhas na união do sistema metalocerâmico
após a submissão a ciclos repetitivos de deslizamento com carga em ambiente
corrosivo. Na Figura 29 b), que representa a borda do corpo de prova em contato
com o meio externo, verifica-se a ausência de traços de fratura na porcelana. A
interface apresenta-se com menor número de descontinuidades, entretanto com um
número significativo de poros próximos à superfície mais externa.
77
Figura 29 - a) micrografia da borda contínua à área desgastada pelo ensaio tribocorrosivo; b) micrografia da borda em contato com o meio externo.
Microanálises químicas obtidas por MEV-EDS foram realizadas em
diferentes áreas selecionadas no corpo de prova GC, expostas na Figura 30. A
composição química de cada ponto selecionado encontra-se listada por
percentagem em peso na Tabela 5. O ponto A representa a liga metálica fundida. O
ponto B, uma fase de contraste escuro na região de porcelana opaca. O ponto C,
uma fase de contraste claro na região de porcelana opaca e o ponto D, região de
porcelana de corpo.
78
Figura 30 - Micrografia em MEV com os pontos A, B, C, D selecionados para microanálise química por EDS.
Tabela 5 - Composição química (% em peso) dos pontos selecionados para microanálise referentes à Figura 5.18.
Ponto Ni Cr Si Al Sn K Mg Na O F ZnA 69,9 26,3 2,8 - - - 1,0 B 17,5 6,0 5,8 1,6 58,1 C 7,8 1,5 24,6 1,8 0,5 1,5 53,2 2,0 D 16,5 6,9 7,3 0,4 55,6 1,4 2,3
Na Figura 31 mostra-se o aspecto macroscópico do corpo de prova 1A.
Percebem-se quatro pistas de ensaio realizadas na tentativa de se atingir
visivelmente o substrato, fato não consumado. Estão presentes pequenas estrias de
fratura aparentemente superficiais que percorrem do centro até a borda externa do
corpo de prova e um desgaste mínimo da porcelana. Não houve separação
macroscópica do sistema metalocerâmico.
79
Figura 31 - Padrão macroscópico do corpo de prova 1A, com fraturas radiais interligadas à área de ensaio.
A micrografia da interface 1A sob a área ensaiada está exibida na
Figura 32, na qual se visualizam descontinuidades na face externa da porcelana
provavelmente provocadas pela ação tribocorrosiva do ensaio, verificadas em
regiões bastante próximas à área de desgaste superficial. Não houve
descontinuidade microscópica na interface do sistema metalocerâmico. A falha
produzida é do tipo coesiva, modelo desejável no padrão de fratura para sistemas
metalocerâmicos, indicando que no caso de fratura da porcelana o substrato
metálico encontrar-se-á protegido contra a ação eletrolítica da saliva, das toxinas
bacterianas e dos alimentos.
Figura 32 - Micrografia da interface 1A, com descontinuidades superficiais.
80
O padrão macroscópico de fratura adesiva do corpo de prova 2A
(Figura 33 a) constitui-se na perda total de muitos fragmentos da porcelana
(Figura 33 b). Este padrão anômalo de fratura está relacionado à espessura da
camada óxida da interface, uma vez que esta amostra recebeu uma seção de
oxidação prévia ao tratamento de superfície preconizado. O comportamento frente
ao desgaste tribocorrosivo e as alterações na coloração superficial da porcelana
sugerem inadequação para o uso clínico tanto por resistência mecânica insuficiente
quanto por instabilidade de cor, contra-indicando seu uso clínico.
b)
Figura 33 - a) Padrão macroscópico 2A, com desprendimento extenso de fragmentos de porcelana; b) Parte dos fragmentos de porcelana desprendidos durante o ensaio tribocorrosivo.
81
Na Figura 34 mostra-se a micrografia do limite externo do corpo de
prova 2A, no qual inúmeras linhas de fratura estão dispostas em direções variadas,
muitas vezes comunicando-se entre si. O efeito da produção de fraturas nas bordas
distantes da área de ensaio sugere a propagação de trincas ao longo da interface,
que afetam a estabilidade do conjunto metalocerâmico no desenvolvimento de sua
função enquanto material protético odontológico. Esta condição é especialmente
preocupante para o desempenho clínico, podendo promover alterações em região
protegida por gengiva, o que dificulta o diagnóstico e tratamento precoce de
distúrbios periodontais.
Figura 34 - Micrografia do limite externo 2A, com inúmeros traços de fratura em região distante à área de ensaio.
Ao analisar a micrografia da borda da região ensaiada 2A (Figura 35),
observa-se uma mistura de linhas de fratura na porcelana que não seguem a mesma
direção. Há uma separação na camada de porcelana assemelhando-se a um zíper
aberto.
82
Figura 35 - Micrografia da borda da região ensaiada 2A, na qual se observam muitos traços de fratura e fratura extensa na porcelana.
Com o mapeamento dos elementos químicos na região de interface
mais contínua da amostra 2A, verificou-se a disposição de alguns constituintes
químicos: alumínio (Figura 36), cromo (Figura 37), potássio (Figura 38), sódio
(Figura 39), silício (Figura 40) e titânio (Figura 41) ao longo da superfície analisada
do sistema. Todos os elementos encontram-se dispersos nas regiões onde
participam da composição química dos materiais.
Figura 36 - Mapeamento da interface 2A para alumínio.
83
Figura 37 - Mapeamento da interface 2A para cromo.
Figura 38 - Mapeamento da interface 2A para potássio.
84
Figura 39 - Mapeamento da interface 2A para sódio.
Figura 40 - Mapeamento da interface 2A para silício.
85
Figura 41 - Mapeamento da interface 2A para titânio.
Na Figura 42 a) é possível averiguar o padrão macroscópico de fratura
do corpo de prova 3A exibindo traços perpendiculares e radiais à área de ensaio
tribocorrosivo que se comunicam em diversos pontos distintos. A translucidez
adjacente ao ensaio sugere delaminação de camadas inferiores da porcelana. O
aspecto mais relevante, no entanto, é o desprendimento de fragmentos de porcelana
(Figura 42 b) nas extremidades de duas regiões da amostra, anunciando a falha total
do sistema nas condições de ensaio propostas.
a) b)
Figura 42 - a) Padrão macroscópico de fratura 3A; b) fragmentos de porcelana desprendidos da
interface 3A.
6,0 mm
86
A análise da micrografia da extremidade livre direita do corpo de prova
3A (Figura 43 a) revela várias linhas de fratura acima da interface, enquanto na
extremidade esquerda (Figura 43 b) a destruição assume características menos
severas de espessura e extensão das linhas de fratura. Em ambas as condições
não se percebe a descontinuidade acentuada na interface metalocerâmica.
Figura 43 - Micrografias das extremidades livres do corpo de prova 3A: a) borda direita; b) borda esquerda.
Observando-se, porém, a borda da região ensaiada 3A (Figura 44),
percebe-se a completa separação entre a porcelana e a liga metálica. Esta é uma
87
fratura do tipo adesiva, indesejável comportamento para sistemas odontológicos
metalocerâmicos.
Figura 44 - Micrografia da borda da região ensaiada 3A, com a separação entre a porcelana e a liga metálica na linha da interface.
A avaliação fratográfica macroscópica do corpo de prova 1B
(Figura 45) revela duas pistas de ensaios de tribocorrosão confinadas em limites de
fraturas na porcelana superficial. Mais uma vez, as fraturas seguem das adjacências
do ensaio até a extremidade livre do corpo de prova.
Figura 45 - Padrão macroscópico de fratura 1B.
6,0 mm
88
Verificando-se a micrografia da extremidade livre do corpo de prova 1B
(Figura 46), percebe-se um traço extenso de fratura localizado bem acima da
interface, que percorre muito mais áreas de porcelana de opaco que de porcelana
de corpo.
Figura 46 - Micrografia da extremidade livre 1B, com um traço de fratura coesiva.
Ainda sobre a amostra 1B, observam-se na micrografia da Figura 47
múltiplos traços de fratura perpendiculares à borda voltada para a área ensaiada. Há
pelo menos um traço comunicando a superfície da porcelana com a superfície
metálica na interface do sistema, permitindo o transito de fluidos eletrolíticos
corrosivos para a intimidade da união metalocerâmica.
Porcelana
Metal
89
Figura 47 - Micrografia da extremidade livre 1B com múltiplos traços de fratura perpendiculares à região ensaiada.
A imagem macroscópica do corpo de prova 2B (Figura 48) permite a
visualização de duas pistas de ensaio, com dois traços de fratura extensos que
atingem as extremidades livres da amostra. O ensaio aparentou pouco desgaste
destrutivo nesta amostra.
Figura 48 - Padrão macroscópico 2B.
Metal
Porcelana
90
A avaliação da micrografia da extremidade livre direita 2B (Figura 49)
revela um fino traço de fratura que parte da interface e se ramifica próximo à
superfície da porcelana, mas atinge o meio externo em somente um dos ramos.
Figura 49 - Micrografia da extremidade livre direita 2B, com um traço de fratura que parte da interface até o meio externo.
Analisando-se a micrografia da área desgastada pelo ensaio
tribocorrosivo na amostra 2B na Figura 50, verificam-se poros na porcelana de
opaco próximos à interface e na liga metálica, além de linhas de fratura que se
iniciam da interface em direção à superfície da porcelana.
Figura 50 - Micrografia da região desgastada pelo ensaio tribocorrosivo na amostra 2B.
91
O resultado de análise macroscópica do padrão fratográfico mais
destrutivo do estudo é o encontrado no corpo de prova 3B (Figura 51 a). Além do
agressivo padrão de desprendimento de extensa quantidade de fragmentos de
porcelana (Figura 51 b), observa-se o desprendimento da porcelana em boa parte
da interface (Figura 52), impossibilitando este modelo de ser reproduzido para uso
clínico.
a)
b)
Figura 51 - a) padrão macroscópico do corpo de prova 3B; b) fragmentos desprendidos durante a realização dos ensaios.
92
Figura 52 – Região destruída, visão transversal do corpo de prova 3B.
Na extremidade livre do corpo de prova 3B (Figura 53), observam-se
traços espessos de fratura que aprisionam muitos fragmentos de porcelana,
comunicando a interface com o meio externo. Há descolamento da porcelana de
opaco da interface.
Figura 53 - Micrografia da extremidade livre do corpo de prova 3B com traços largos de fratura aprisionando fragmentos de porcelana.
A avaliação da borda formada pelo desgaste tribocorrosivo (Figura 54)
na amostra 3B, revela destruição irregular, dramática que desprende completamente
a porcelana da interface na região.
Porcelana
Metal
Resina de embutimento
93
Figura 54 - Micrografia da região ensaiada na amostra 3B.
O padrão macroscópico da amostra E, mostrado na Figura 55,
apresenta-se com apenas dois traços de fratura q comunicam a área de ensaio com
as extremidades livres do corpo de prova no sentido longitudinal.
Figura 55 - Padrão macroscópico da amostra E.
A análise da micrografia da extremidade livre do corpo de prova E
(Figura 56) revela uma fratura em bloco sem desgarramento de parte da porcelana
mais superficial.
Porcelana
Resina deembutimento
Metal
94
Figura 56 - Micrografia da extremidade livre E com linha de fratura expandindo-se da interface à superfície da porcelana.
Observa-se na micrografia E da área ensaiada (Figura 57) muitas
linhas de fratura, na maioria unidirecionais, que atingem a interface em dois pontos
sem aparentar qualquer dano maior à união metalocerâmica.
Figura 57 - Micrografia da área ensaiada E.
Porcelana
Metal
Metal
Porcelana
95
O mapeamento químico da interface E mostrada na Figura 58 revela a
distribuição preferencial dos componentes químicos presentes no sistema
metalocerâmico (Figuras 59 a 65). Verifica-se uma faixa de aparente
descontinuidade na interface do conjunto.
Figura 58 - Micrografia da interface E
Figura 59 - Mapeamento do alumínio na micrografia da figura 58.
Metal
Porcelana
96
Figura 60 - Mapeamento do cromo na micrografia da figura 58.
Figura 61 - Mapeamento do potássio na micrografia da figura 58.
97
Figura 62 - Mapeamento do sódio na micrografia da figura 58.
Figura 63 - Mapeamento do níquel na micrografia da figura 58.
98
Figura 64 - Mapeamento do sílicio na micrografia da figura 58.
Figura 65 - Mapeamento do titânio na micrografia da figura 58.
99
Conclusões
100
6. CONCLUSÕES
Este estudo revela que os métodos de deposição de filmes de titânio
mecanicamente ou por plasma têm potencial para serem empregados na confecção
de próteses fixas metalocerâmicas feitas com ligas à base de níquel-cromo.
Relacionado à durabilidade dos sistemas modificados, quando submetidos às cargas
cisalhantes em ambiente de saliva artificial, os grupos modificados pela presença de
intercamada de titânio, apresentou-se com resultados melhores que o grupo sem
titânio (convencional), tornando-se mais favorável para aplicações clínicas que o
sistema metalocerâmico convencional. Dentre as amostras com interface
modificada pela deposição de titânio, a amostra cujo mecanismo foi por plasma
destacou-se das demais em relação à uniformidade de comportamento e a maior
resistência à fratura, apresentando vários picos de repassivação durante o ensaio
tribocorrosivo. A partir das etapas teóricas e experimentais envolvidas neste estudo,
relatam-se algumas conclusões específicas:
A técnica utilizada nos ensaios de tribocorrosão é sensível para a
detecção precoce de trincas nos sistemas odontológicos
metalocerâmicos planos;
Os filmes depositados por plasma são uniformes, contínuos e sem
falhas, enquanto que na deposição mecânica os filmes são
descontínuos e não uniformes;
O filme de titânio depositado sobre o substrato de níquel-cromo
promove a proteção de interfaces metalocerâmicas contra a
agressividade do ambiente corrosivo oral;
De acordo com os ensaios tribocorrosivos, o sistema convencional
apresenta menor resistência mecânica e eletrolítica em ambiente
de saliva artificial;
O sistema com interface modificada pela deposição mecânica de
titânio apresenta defeitos interfaciais que diminuem a resistência
da união metalocerâmica para valores próximos aos do sistema
convencional. E, apesar de apresentar melhores resultados, este
101
sistema não se diferenciou significativamente do sistema
convencional;
A maior resistência mecânica apresentada foi pelo grupo de
interface modificada com deposição de titânio em plasma,
resultando em comportamento estável frente ao desgaste
tribocorrosivo;
102
Sugestões
103
SUGESTÕES
A deposição de filmes de titânio mecanicamente ou por plasma na
interface de sistemas odontológicos metalocerâmicos podem ser métodos de
proteção contra a corrosão e de aumento de resistência mecânica em ambiente
oral, segundo os resultados deste estudo. Para a confirmação destes resultados, os
seguintes temas podem ser investigados:
Estudar a influência da composição, espessura e uniformidade da
camada de óxidos interfaciais sobre a resistência da união
metalocerâmica com substrato de níquel-cromo modificado por
filme de titânio;
Estudar a resistência tribocorrosiva de sistemas metalocerâmicos
com substrato de níquel-cromo modificado por filme de titânio em
ambiente fluoretado;
Estudar o ajuste dos parâmetros de deposição mecânica e por
plasma de filmes finos de titânio, objetivando-se obter uma interface
com características de resistência mecânica e resistência à
corrosão, mais adequada ao ambiente oral.
Estudar a resistência mecânica variando-se o gradiente de
temperatura por meio de ensaios termométricos;
Estudar o comportamento tribocorrosivo de sistemas odontológicos
modificados pela deposição de titânio em plasma, com réplicas,
para averiguar a reprodutibilidade da caracterização das amostras.
Estudar a sensibilidade da técnica de ensaios tribocorrosivos na
detecção precoce de trincas nos sistemas protéticos
metalocerâmicos.
104
REFERÊNCIAS
ADA – American Dental Association, disponível em 24/02/2006 no endereço eletrônico http://www.ada.org/public/resources/history/index.asp
AMEER, M.A.; KHAMIS, E.; AL-MOTLAK, M. Electrochemical behavior of recasting Ni-Cr and Co-Cr non-precious dental alloys. Corrosion Science 46 (2004) 2825-2836.
ANUSAVICE, K.J. Phillips: Materiais Dentários 10 a ed. Rio de Janeiro. Guanabara Koogan (1998).
ATSÜ, S.; BERKSUN, S. Bond strength of three porcelains to two forms of titanium using two firing atmospheres. J prosthet dent (2000) 84: 567-74.
AYKUL, H.; TOPARLI, M.; DALKIZ, M. A calculation of stress distribution in metal-porcelain crowns by using three-dimensional finite element method. Journal of oral rehabilitation (2002) 29:381-386.
BADER, J. D.; ROIZER, R.G.; McFALL, W.T. Jr.; RAMSEY, D.L. Effect of crown margins on periodontal conditions in regularly attending patients. J prosthet dent (1991) 65: 75-9.
BARATIERI, L. N. et al. Odontologia Restauradora: Fundamentos e Possibilidades. 1ª ed. (2001) 673-722p.
BARRIL, S.; MISCHLER, S.; LANDOLT, D. Triboelectrochemical investigation of the friction and wear behavior of TiN coatings in neutral solution. Tribology International 34 (2001) 599-608.
BASSANTA, A. D.; BASSANTA, D. S. Prótese fixa – atualidades e perspectivas.. SP/Brasil: Sarvier (1997) 303 p.
BASTING, R.T.; CARLINI JR, B.; SERRA, M.C.; PIMENTA. A.L.F. Como Procedimentos Restauradores Diretos Podem Melhorar o Sorriso? Revista Brasileira de Odontologia on-line. Disponível em 16/08/2003 no endereço eletrônico http://www.aborj.org.br .
105
BENATTI, O. F. M.; MIRANDA, W. G.; MUENCH, A. In vitro and in vivo corrosion evaluation of nickel-chromium- and copper-aluminum-based alloys. J prosthet dent (2000) 84:360-3.
BEZZON, O.L.; RIBEIRO, R.F.; ROLLO, J.M.D.A; CROSARA, S. Castability and resistance of ceramometal bonding in Ni-Cr and Ni-Cr-Be alloys. J. Prosthet Dent (2001) 85: 299-304. (a)
BEZZON, O.L.; BARROS, C. de; ROLLO, J.M.D.; LORENZO, P.L. Pilot study of the relationship between the hardness and abrasion resistance of two base metal alloys used for metal-ceramic restorations. J. Prosthet Dent (2001) 85: 190-4. (b)
BRITTO, K.M.F. Comportamento mecânico e de corrosão de fios de níquel – titânio em função do período de tratamento ortodôntico. Natal, 2004, 119p. Tese (doutorado) – Universidade Federal do Rio Grande do Norte.
CAI, Z.; BUNCE, N.; NUNN, M.E.; OKABE, T. Porcelain adherence to dental cast CP titanium: effects of surface modifications. Biomaterials (2001) 22: 979-986.
CALLISTER JR, W. D. Ciência e Engenharia dos Materiais: Uma introdução. 5ª. Ed. (2002). 589p.
CAMPBELL, S. D. et al. Effects of firing cycle and surface finishing on distortion of metal ceramic crowns. J prosthet dent (1995) 74: 476-81.
CRAIG, R. G.; O’BRIEN, W. J.; POWERS, J. M. Materiales Dentales: propiedades y manipulación. 6ª. Ed. Ed. Mosby: Madri-Esp. (1996). 266-77 p.
CRAIG, R. G.; POWERS, J. M. Restorative dental materials. 11o ed. Mosby: St Louis; (2002) 580 p.
DEKON, S.F.C.; VIEIRA, L.F.; BONFANTE, G. Avaliação da resistência de união metalocerâmica em função de diferentes tempos de oxidação prévia. Rev odontol univ São Paulo (1999) 13 (1): 57-60.
DIAZ-ARNOLD, A. M.; MAREK, C. A. The impact of saliva on patient care: a literature review. J prosthet dent (2002) 88:337-43.
106
DINATO, J.C.; POLIDO, W.D. Implantes Ósseointegrados: cirurgia e prótese. 1ª ed. Artes Médicas. São Paulo/SP. (2001) 67,68 p. EDGAR, V. W. Saliva: its secretion, composition and functions. Br dent J 1992; 172: 305-12.
EFTEKHARI, A. Fractal study of Ni-Cr-Mo alloy for dental applications: effect of beryllium. Applied surface science 220 (2003) 343-348.
FISCHER, J. Ceramic bonding to a dental gold-titanium alloy. Biomaterials (2002) 23: 1303- 1311.
FONTANA, L. C.; MUZART, J .L.R. Characteristics of triode magnetron sputtering: the morphology of deposited titanium films. Surface and coatings technology 107 (1998) 24-30.
FONTANA, L. C.; SAGÁS, J. C. Relatório final de iniciação científica do projeto Deposição de filmes CNx por triodo magnetron sputtering: estudo comparativo de elétrons em um sistema magnetron sputtering em função da configuração e intensidade do campo magnético. Univ. do Estado de Santa Catarina-UDESC, 2006.
GALINDO, D.F.; ERCOLI, C.; GRASER, G.N.; TALLENTS, R.H.; MOSS, M.E. Effect of soldering on metal-porcelain bond strength in repairs porcelain-fused-to-metal castings. J. Prosthet Dent (2001) 85: 88-94.
GARDNER, E.; GRAY, D. J.; O’RAHILLY, R. Anatomia. Guanabara Koogan. RJ. (1964). 747-762 p.
GRANT, D. A.; STERN, I. B.;LISTGARTEN, M. A. Saliva in: periodontics. 6a. Ed. St Louis: CV Mosby; (1988). 135-46 p.
GUYTON, A. C. Tratado de fisiologia médica. 5ª ed. Interamericana. RJ. (1976) 763-7 p.
HEGEDÜS C.; DORÓCZI, L.; KÖKÉNYESI, V.; BEKE, D.L. Comparative microstructural study of the diffusion zone between NiCr alloy and different dental ceramics. J Dent Res (2002) 81 (5): 334-337.
HOFSTEDE, T. M.; ERCOLI, C.; GRASER, G.N.; TALLENTS, R.H.; MOSS, M.E.; ZERO, D.T. Influence of metal surface finishing on porcelain porosity and beam failure loads at the metal-ceramic interface. J prosthet dent (2000) 84: 309-17.
107
HUANG, H.H. et al. Effect of chemical composition of Ni-Cr dental castings alloys on the bonding characterization between porcelain and metal. Journal of Oral Rehabilitation (2005) 32: 206-212.
HUANG. H.H. Surface characterization of passive film on NiCr-based dental casting alloys. Biomaterials 24 (2003) 1575- 1582.
HUMPHREY, S.P.; WILLIAMSON, R.T. A review of saliva: normal composition, flow and function. J Prosthet Dent (2001) 85: 162-9.
ISGRÒ, G.; KLEVERLAAN, C.J. WANG, H.; FEILZER, A.J. Thermal dimensional behavior of dental ceramics. Biomaterials (2004); 25:2447-2453.
KNOERNSCHILD, K. L.; BACON, W.; FISCHMAN, G.S.; CAMPBELL, S.D. Effect of pH on endotoxin affinity for metal-ceramic alloys. J prosthet dent (2001) 86:644-9.
KU, C.; PARK, S.; YANG, H. Comparison of the strengths of metal-ceramic crowns and three ceromer crowns. J Prosthet Dent (2002) 88: 170-5.
KUPHASUK, C.; OSHIDA, Y.; ANDRES, C.J.; HOVIJITRA, S.T.; BARCO, M.T.; BROWN, D.T. Electrochemical corrosion of titanium and titanium-based alloys. J prosthet dent (2001)85:195-202.
LEE, W.C.; Strength of Si3N4/ Ni-Cr-Fe alloy joints with test methods: shear, three-point and four-point bending. Journal of material science 32 (1997) 6657- 6660.
LOPEZ, A.S. et al. Technical and functional properties of some biocompatible thin films. Materials Chemistry and Physics. 86 (2004) 38-43.
LÓPEZ-ALIÁS, J.F. et al, Ion release from dental casting alloys as assessed by a continuous flow system: nutritional and toxicological implications. Disponível em 25/05/2006 no endereço eletrônico: http://www.sciencedirect.com.
MABILLEAU, G. et al. Influence of fluoride, hydrogen peroxide and lactic acid on corrosion resistance of commercially pure titanium. Acta biomaterialia. 2 (2006) 121-129.
108
MATKOVI , T.; MATKOVI , P.; MALINA, J. Effects of Ni and Mo on the microstructure and some other properties of Co-Cr dental alloys. Journal of alloys and compounds (2003) 3661:293-297.
MEYER, D. H.; FIVES-TAYLOR, P. M. Oral pathogens: from dental plaque to cardiac disease. Cur opin microbial (1998) 1: 88-95.
NELSON, S. K.; WATAHA, J.C.; CIBIRKA, R.M.; LOCKWOOD, P.E. In vitro TNF-release from THP-1 monocytes in response to dental casting alloys exposed to lipopolysaccharide. J prosthet dent (2001) 85: 466-71.
OLIVIERI, K.A.N.; NEISSER, M.P.; SOUZA, P.C.R.; BOTTINO, M.A. Mechanical properties and micro structural analysis of a NICr alloy cast under different temperatures. Braz J Oral Sci. (2004) 3 (8): 414 – 419.
ORUÇ, S.; TUMUNOGLU, Y. Fit of titanium and base metal alloy metal-ceramic crown. J Prosthet Dent (2000) 83: 314-8.
PEGORARO, L. F. et al. Preparo de dentes com finalidade protética: técnica da silhueta. Bauru. SP. 1986. p.46-97
PEREIRA, A. C. e cols. Odontologia em saúde coletiva: planejando ações e promovendo saúde. São Paulo: Artmed. (2003).
PINTO V.G.ABOPREV: Promoção de saúde bucal. Capítulo 2: Epidemiologia das doenças bucais do Brasil. SP: Artes médicas. 2ª. Ed (1999) 27-42p.
PINTO, V.G. Saúde Bucal Coletiva. São Paulo: Livraria Santos. 4a ed. (2000) 2, p
PONTHIAUX, P. et al. Electrochemical techniques for studying tribocorrosion process. Wear 256 (2004) 459-468.
PRADO, R. A. et al. Influência da temperatura de sinterização sobre a rugosidade superficial de três porcelanas odontológicas. Cienc Odontolol Brás (2003) 6(3): 72-8.
PRÖBSTER L.; HÜTTEMMANN, H. Effect of fluoride prophylactic agents on titanium surfaces. Int J Oral Maxillofac Implants (1992) 7: 390-4.
109
ROACH, M. D.; WOLNAN, J.T.; PARSELL, D.E.; BUMGARDNER, J.D. Use of x-ray photoelectron spectroscopy and cyclic polarization to evaluate the corrosion behavior of six nickel-chromium alloys before and after porcelain-fused-to-metal firing. J prosthet dent (2000) 84:623-34.
ROLLO, J.M.D.A; ROSSITTI, S.M. Metal-ceramic restoration: comparative thermal compatibility of Ni-Cr alloys and porcelains. Rev Odontol Univ São Paulo (1999) 13 (1): 61-66
SAMPAIO, G. Anatomia aplicada à odontologia. Edupe, (2001). 365-367 p.
SEN, D.; NAYIR, E.; PAMUK, S. Comparison of the tensile bond strength of high-noble, noble, and base metal alloys bonded to enamel. J prsothet dent (2000); 84: 561-6.
SHILLINGBURG JR, H. T. et al. Fundamentos de Prótese Fixa. 3a ed. (1998)
SILVEIRA, A. M. Atualização na clínica odontológica. Capítulo 11: Coroas metalocerâmicas: como escolher o tipo de preparo. SP APCD/ Artes médicas, (2000) 368p.
SJÖGREN, G.; SLETTEN, G.; DAHL, J.E. Cytotoxicity of dental alloys, metals and ceramics assessed by Millipore filter, agar overlay and MTT tests. J prosthet dent (2000) 84: 229-36.
TRÓIA JR, M. G.; HENRIQUES, G.E.P.; NÓBILO, M.A.A.; MESQUITA, M.F . The effect of termal cycling on the bond strength of low-fusing porcelain to commercially pure titanium and titanium-aluminium-vanadium alloy. Dental materials 19 (2003) 790-796.
TSUKIBOSHI, M. Treatment planning for traumatized teeth.Illinois- EUA: Quintessence publishing (2000) 9, p.
UENO, A.H.; FERREIRA, P.M.; RUBO, J.H. Análise comparativa das alterações dimensionais de áreas soldadas. Rev FOB v. 9, n. 1/ 2, p. 55-61 jan/jun. (2001).3p.
WATAHA J. C. Alloys for prosthodontic restorations. J prosthet dent (2002); 87: 541-63.
110
WATAHA, J. C. Biocompatibility of dental casting alloys: a review. J prosthet dent (2000); 83: 223-34.
WATAHA, J. C.; LOCKWOOD, P.E.; NODA, M.; NELSON, S.K.; METTENBURG, D.J. Effect of toothbrushing on the toxicity of casting alloys. J prosthet dent (2002); 87: 94-8.
WATAHA, J. C. Principles of biocompatibility for dental practitioners. J prosthet dent (2001); 86:203-9.
WATAHA, J. C.; LOCKWOOD, P. E. Release of elements from dental casting alloys into cell-culture medium over 10 months. Dent Mater (1998) 14:158-63.
WATAHA, J. C.; LOCKWOOD, P. E.; KHAJOTIA, S. S. Turner R effect of pH on element release from dental castings alloys. J. prosthet dent (1998) 80: 691-8.
YU, H.Y. et al, Friction and wear behavior of dental feldspathic porcelain. Disponível em 18/03/2006 no endereço eletrônico: http://sciencedirect.com .
ZAVANELLI, R. A.; HENRIQUES, G.E.P.; FERREIRA, I.; ROLLO, J.M.D.A. Corrosion-fatigue life of commercially pure titanium and Ti-6Al-4V alloys in different storage environments. J prosthet dent (2000) 84: 274-279.
111
GLOSSÁRIO
Anodontia – ausência de elemento dentário.
Corono-radicular – relativo à coroa dentária e raiz ou raízes dentárias; que envolve
ambas as estruturas.
Efeitos deletérios – efeitos prejudiciais, danosos à saúde.
Espaços Edêntulos – espaços na arcada dentária com ausência unitária ou múltipla
de elemento(s) dentário(s).
Higidez – condição de saúde; ausência de processo patológico.
Tribocorrosão – alteração irreversível do material promovida pela ação combinada
de fenômenos físico-químicos e mecânicos.
Tribologia – Ciência que estuda a interação do desgaste mecânico e da resistência à
corrosão, simultaneamente.