AVALIAÇÃO DA RESISTÊNCIA À CORROSÃO DE MATERIAIS METÁLICOS
UTILIZADOS EM APARELHOS ORTODÔNTICOS FIXOS
José Tarcísio Lima Ferreira
TESE
SUBMETIDA
AO
CORPO
DOCENTE
DA
COORDENAÇÃO
DOS
PROGRAMAS DE PÓS-GRADUAÇÃO DE ENGENHARIA DA UNIVERSIDADE
FEDERAL DO RIO DE JANEIRO COMO PARTE DOS REQUISITOS NECESSÁRIOS
PARA A OBTENÇÃO DO GRAU DE DOUTOR EM CIÊNCIAS EM ENGENHARIA
METALÚRGICA E DE MATERIAIS.
Aprovado por:
Prof. José Antônio da Cunha Ponciano Gomes, D.Sc.
Profa. Glória Dulce de Almeida Soares, D.Sc.
Prof. Lúcio Sathler, D.Sc.
Profa. Denise Souza de Freitas, Ph.D.
Prof. Antônio Carlos de Oliveira Ruellas, D.Sc.
Prof. Paulo Eduardo Baggio, D.Sc.
RIO DE JANEIRO - RJ
OUTUBRO 2005
FERREIRA, JOSÉ TARCÍSIO LIMA
Avaliação da resistência à corrosão
de materiais metálicos utilizados em
aparelhos ortodônticos fixos. [Rio de
Janeiro] 2005
XVI, 241 p. 29.7 cm (COPPE/UFRJ,
D.Sc., Engenharia Metalúrgica e de
Materiais, 2005)
Tese – Universidade Federal do Rio
de Janeiro, COPPE
1.
Corrosão
2.
Ortodontia
3.
Biotransformação
4.
Ions
5.
Fluoreto
I.COPPE/UFRJ II.Título (série)
ii
Um momento, horas, dias talvez...
Não! Anos. Anos de convívio, de presenças, de certezas.
Por alegria, por prazer, por momentos felizes, por amor a vocês.
Por tudo o que representam, pelo carinho e dedicação...
A vocês, meus pais – Aloysio e Heloisa;
À minha mãe por afeto – Custódia;
Aos meus irmãos – Ana Elisa, Rosário e Sávio;
Às minhas sobrinhas – Isabela e Juliana;
À minha cunhada e cunhados – Adriana, Daniel e Marco Antônio;
Minha gratidão vai além das palavras e, a vocês,
DEDICO
A vida é equilíbrio, é natureza, é lazer...
é trabalho, mas também é prazer.
Nela, buscamos o incerto que em muitas vezes
nos ofusca a visão de tão evidente, tão certo e tão
presente.
Ah, como seria se melhor a compreendêssemos?
O que se buscaria... se pensaria...
no completar, somar, construir, deixar...
Deixar o passado, como pilar do presente, para no
futuro se dizer: vivi, vivo e... deixarei viver!
Tarcísio
iii
AGRADECIMENTOS
A Deus – a certeza de que estivestes presente em minha vida é a prova de
ter conseguido superar todos os obstáculos e estar aqui hoje, vencendo mais esta
etapa.
Ao Professor Doutor José Antônio da Cunha Ponciano Gomes,
Professor da Faculdade de Engenharia da UFRJ, pelo seu empenho, determinação e
dedicação ao ensino da Metalurgia. Meu sincero agradecimento, não apenas pela
orientação precisa e segura deste trabalho, mas por tudo que mostrou ser em cada
momento do meu doutoramento em Engenharia Metalúrgica e Materiais; por sua
postura como professor, orientador e amigo.
À Professora Doutora Glória Dulce de Almeida Soares, Coordenadora
dos Cursos de Pós-Graduação em Engenharia Metalúrgica de Materiais (Doutorado e
Mestrado), da Escola de Engenharia da UFRJ, pelo seu dinamismo e desprendimento,
sempre buscando a perfeição, não apenas no aspecto administrativo, mas também no
ensino e no convívio diário. Minha admiração e profundo respeito.
Aos Professores do Curso de Doutorado em Engenharia Metalúrgica e
Materiais da Faculdade de Engenharia da UFRJ, Dr. Lúcio Sathler, Dr. Luis Carlos
Pereira, Dr. Luis Marcelo Marques Tavares, Dr. Luiz Roberto de Miranda,
Dra. Maria Cecília S. Nóbrega, Dr. Luiz Roberto M.de Miranda, Dr. Rupen Adamian
e Dr. Walter A. Mannheimer, pelos conhecimentos transmitidos ao longo destes
quatro anos de convívio, minha sincera gratidão. Pessoas admiráveis que se farão
sempre presentes em cada momento da minha carreira universitária.
Ao Professor Dr. Orlando Chevitarese (in memoriam), por sua dedicação,
desprendimento e exemplo de profundo pesquisador. Meu respeito, admiração e
gratidão pelos ensinamentos profissionais e pessoais. Um exemplo de vida!
Ninguém cresce e aprende sozinho. É preciso um olhar, uma palavra de
incentivo, compreensão, carinho e força. Por isso, as alegrias de hoje, também são
tuas:
Alysson
Helton
Santos
Bueno,
iv
Dayanne
Dutra
de
Menezes,
Denise Souza de Freitas, Emília Martins Ribeiro, Jeffrey Lowe, Gláucia Maria
Oliveira de Queiroz, Helga Stefania Maranhão Bodstein, Ladimir José de
Carvalho, Laisa Cristina Cândido, Leila Yone Reznik, Lélia Maria Ximenes Lowe,
Márcio Aguiar Correa da Silva, fica a eterna lembrança de cada passo galgado na
construção do meu ideal.
Aos funcionários da Faculdade de Engenharia Metalúrgica Alecir Zenaide
de
Oliveira,
Bruno
Meirelles
de
Souza,
Claudia
Souza
Lauria
Fialho,
Elias Xavier Pereira, Felipe Sabatino, Flávio Antunes Maia, José Manuel Neves
Alves, Júlio Ferreira, Lucas R. Ferreira, Márcia Soares Sader pela amizade, auxílio
e atenção dispensados a mim durante os quatro anos de convívio. Minha homenagem
a vocês, que são parte fundamental para todos que passamos por esta casa.
Ao amigo Francisco José Cortes Telles, pelo apoio inestimável,
compreensão, força e disponibilidade em ajudar, meu sincero agradecimento.
Aos grandes amigos Ademar Barbosa Guimarães, Ana Elizabeth
Giácomo,
Anderson
Pinto
da
Silva
Braga,
Ariadne
Carneiro
Mendes,
Celso Gnazzo Mitidieri, Cristina Lougon Borges de Mattos, Daniela Kimaid
Schroeder, Edgard Norões Rodrigues da Matta, Luis Fernando Pomatti,
Manoel Raposo do Couto, Marco Antônio Schroeder, Mayra Reis Seixas,
Mônica Pereira Saporetti, Pablo Martínez de Azambuya, Roberto Amarante Costa
Pinto e Sônia Regina de Sousa Ribeiro por suas presenças a cada instante;
pessoas fundamentais e de grande valor em cada passo desta conquista. Agradecer
apenas não seria bastante; fica aqui o carinho, minha admiração e profundo respeito
por tudo o que representam.
Aos colegas Bruno Barbosa Castro, Daniel Felipe de Jimenez
Monteiro, Elizabete Regina Caruzo Leão, Fabyana Freire Ventin, Leandro Rosa
dos Santos, Leila Bucci dos Santos Azevedo, Magda Martins Vieira, Paulo Márcio
Galvão Silva, Paulo Roberto Araújo Martins, Simone Louise Delarue Cezar Brasil,
v
fica a saudade e a alegria dos bons momentos que muito contribuíram para a
solidificação de vastos conhecimentos, pessoais e, principalmente, profissionais.
Ao professor Roberto Santana pelo apoio e orientação. Pelo seu
desprendimento e determinação, características de um excelente educador.
Aos professores e amigos Ademar Valente, Adilson Thomazinho, Carla
Enoki, Elizabeth Norie Morizono, Marcelo Antônio Mestriner, Maria Bernadete
Sasso Stuani e Mírian Aiko Nakane Matsumoto, meu reconhecimento pelo
inestimável apoio na conquista de mais esta etapa.
Aos professores do Departamento de Clínica Infantil e Odontologia
Preventiva e Social da FORP-USP: Aldevina Campos de Freitas, Alexandra
Mussolino de Queiroz, Euler Rocha Garcia, Janete Cinira Bregagnolo, José
Arnaldo Vianna Cione, Kranya Victoria Díaz Serrano, Lea Assed Bezerra da Silva,
Maria Cristina Borsatto, Maria da Conceição Pereira Saraiva, Marlívia Gonçalves
de Carvalho Watanabe, Paulo Nelson Filho, Sada Assed e Wilson Mestriner
Júnior. Aos funcionários: Benedita Viana Rodrigues, Carmo Eurípedes Terra
Barreto, Carolina Paes Torres, Dorival Gaspar, Fátima Aparecida Jacinto Daniel,
Fátima Aparecida Rizoli, Gisele Faria, José Aparecido Neves do Nascimento,
José Augusto Paciência, Marco Antônio dos Santos, Nadir das Dores Gardin
Felício, Nilva Aparecida Afonso Ruggiero, Osvaldo Aparecido Pinheiro, Raquel
Assed Bezerra da Silva, Rejane Gomes Cavalheiro Mazer, Renata Aparecida
Fernandes e Vera Ribeiro do Nascimento pelo companheirismo e convívio.
A FAPERJ, CNPq e à Fundação COPPETEC pelo apoio financeiro
concedido.
A todos que, de algum modo, auxiliaram na elaboração desta pesquisa.
vi
Resumo da Tese apresentada à COPPE/UFRJ como parte dos requisitos necessários
para a obtenção do grau de Doutor em Ciências (D.Sc.).
AVALIAÇÃO DA RESISTÊNCIA À CORROSÃO DE MATERIAIS METÁLICOS
UTILIZADOS EM APARELHOS ORTODÔNTICOS FIXOS.
José Tarcísio Lima Ferreira
Outubro / 2005
Orientador: José Antônio da Cunha Ponciano Gomes
Programa: Engenharia Metalúrgica e de Materiais
O surgimento de novos materiais oriundos do aprimoramento tecnológico
na Ortodontia tem possibilitado a simplificação do tratamento ortodôntico. Em amplo
contexto, avaliação de novos materiais deve ser conduzida uma vez que para a
montagem de um aparelho ortodôntico fixo, diversas possibilidades e variações de
materiais podem ser empregados. Por isso este trabalho teve o propósito de avaliar a
possibilidade de ocorrer corrosão nas ligas metálicas utilizadas em aparelho
ortodôntico constituído de arcos pré-contornados, bráquetes e bandas, bem como
estimar a quantidade de íons liberados no processo corrosivo. Curvas de polarização
anódica em saliva artificial, com e sem flúor, a 37°C foram levantadas nos aparelhos
ortodônticos constituídos com arcos de aço inoxidável, CrNi, NiTi (superelástico e
termoativado) e titânio beta; bráquetes de aço inoxidável e titânio. Avaliação por EDS,
ensaios corrente x tempo, liberação de íons cromo e níquel, microscopia ótica e
eletrônica de varredura foram realizadas. O processo corrosivo foi identificado apenas
nas junções de solda a ponto e os íons liberados estiveram abaixo dos valores
consumidos diariamente na dieta.
vii
Abstract
of
Thesis
presented
to
COPPE/UFRJ
as
a
partial
fulfillment
of
the requirements for the degree of Doctor of Science (D.Sc.)
EVALUATION OF THE CORROSION RESISTANCE OF METALLIC MATERIALS
USED IN FIXED ORTHODONTIC APPLIANCES
José Tarcísio Lima Ferreira
October / 2005
Advisor: José Antônio da Cunha Ponciano Gomes
Departament: Materials and Metallurgical Engineering
The development of new materials as a result of the technological advance
in Orthodontics has contributed to simplify of the orthodontic treatments. New
orthodontic materials should undergo evaluation in a wide context, considering that
several possibilities and combinations of materials may be used for construction of
fixed orthodontic appliances. Therefore, the purpose of this study was to evaluate the
possibility of corrosion occurrence of metal alloys used in orthodontic appliances
fabricated with precontoured archwires, brackets and bands, as well as estimate the
amount of ions released from the corrosive process. Anodic polarization curves in
artificial saliva with and without fluoride, at 37°C, were obtained in orthodontic
appliances composed by precontoured archwires made from stainless steel,
chromium-nickel,
nickel-titanium
(superelastic
and
thermoactivated)
and
beta-titanium (TMA); and brackets made from stainless steel and titanium.
The specimens were submitted to EDS analyses, current versus time tests, analysis of
chromium and nickel ions release, and optical and scanning electron microscopy.
The corrosive process was identified only at the soldered metal connections and the
released ions were below the values consumed in the daily diet.
viii
INDICE ANALÍTICO
1. Introdução .................................................................................................................. 1
2. Revisão da Literatura................................................................................................. 3
2.1. Tratamento ortodôntico.......................................................................................... 3
2.1.1. Movimento dentário fisiológico............................................................................ 3
2.1.2. Movimentos dentários sob a ação de forças ortodônticas .................................. 4
2.1.2.1. Reabsorção óssea............................................................................................ 5
2.1.2.2. Formação óssea ............................................................................................... 6
2.1.2.3. Tipos de movimento dentário ........................................................................... 6
A) Movimento de inclinação..................................................................................... 6
B) Movimento de verticalização............................................................................... 7
C) Movimento de translação .................................................................................... 8
D) Movimento de torque .......................................................................................... 9
E) Movimento de rotação....................................................................................... 10
F) Movimento de extrusão..................................................................................... 10
G) Movimento de intrusão...................................................................................... 11
2.1.3. Força ótima ou ideal.......................................................................................... 11
2.1.3.1. Magnitude de força e sua relação com o movimento dentário ....................... 12
2.1.4. Fases de um tratamento ortodôntico ................................................................ 15
2.1.4.1. Fase de alinhamento e nivelamento............................................................... 16
2.1.4.1.1 Princípios na escolha dos arcos de alinhamento e nivelamento.................. 16
A) Material do arco ................................................................................................ 17
B) Dimensão do fio ................................................................................................ 18
C) Distância entre os bráquetes ............................................................................ 18
2.2. Histórico dos materiais metálicos utilizados em Ortodontia................................. 19
2.3. Aparelho Ortodôntico ........................................................................................... 19
2.3.1. Fios Ortodônticos .............................................................................................. 29
A) Aço inoxidável ................................................................................................... 32
B) Fios de aço trançados....................................................................................... 37
C) Ligas de cobalto-cromo..................................................................................... 40
D) Ligas de titânio-beta (titânio-molibdênio) .......................................................... 51
E) Ligas de níquel-titânio ....................................................................................... 56
2.3.2. Bráquetes ortodônticos ..................................................................................... 71
A) Aço inoxidável ................................................................................................... 71
B) Titânio ............................................................................................................... 78
2.3.3. Bandas ortodônticas ......................................................................................... 91
2.3.4. Soldas ............................................................................................................... 92
A) Solda de prata................................................................................................... 92
B) Brasagem a base de cobre ............................................................................... 94
2.4. Biodegradação do aparelho ortodôntico .............................................................. 97
2.4.1. Corrosão ........................................................................................................... 97
2.4.1.1. Tipos de corrosão possíveis na cavidade bucal ........................................... 108
2.4.1.1.1 Corrosão por pite........................................................................................ 109
2.4.1.1.2 Corrosão por crévice .................................................................................. 110
2.4.1.1.3 Corrosão intergranular................................................................................ 112
2.4.1.1.4 Corrosão por fadiga.................................................................................... 112
2.4.1.1.5 Corrosão por atrito...................................................................................... 114
2.4.1.1.6 Corrosão microbiológica............................................................................. 114
2.4.1.1.7 Corrosão sob tensão .................................................................................. 115
2.4.1.1.8 Corrosão galvânica..................................................................................... 116
A) Efeitos biológicos de correntes intrabucais..................................................... 121
2.4.2. Biocompatibilidade .......................................................................................... 121
2.4.2.1. Reações de hipersensibilidade..................................................................... 129
3. Materiais e Metodologia......................................................................................... 141
ix
3.1. Materiais ............................................................................................................ 141
3.1.1. Caracterização dos materiais.......................................................................... 143
3.1.1.1. Microscopia eletrônica de varredura dos arcos ortodônticos não
ensaiados ..................................................................................................... 143
3.1.1.2. Microscopia eletrônica de varredura dos bráquetes de aço inoxidável
não ensaiados .............................................................................................. 144
3.1.1.3. Microscopia eletrônica de varredura dos bráquetes de titânio não
ensaiados ..................................................................................................... 144
3.2. Metodologia ....................................................................................................... 145
4. Resultados ............................................................................................................. 151
4.1. EDS ................................................................................................................... 151
4.1.1. EDS para os arcos ortodônticos de aço inoxidável pré-contornados. ............ 151
4.1.2. EDS para os arcos ortodônticos de CrNi. ....................................................... 152
4.1.3. EDS para os arcos ortodônticos de NiTi superelástico................................... 155
4.1.4. EDS para os arcos ortodônticos de NiTi termoativado. .................................. 157
4.1.5. EDS para os arcos ortodônticos de titânio-beta (TMA)................................... 159
4.2. Curvas de polarização anódica potenciostática................................................. 162
4.2.1. Saliva artificial sem flúor ................................................................................. 162
4.2.2. Saliva artificial com flúor ................................................................................. 167
4.3. Ensaio par galvânico.......................................................................................... 172
4.3.1. Aparelhos ortodônticos em saliva artificial sem flúor ...................................... 177
4.3.2. Aparelhos ortodônticos em saliva artificial com flúor ...................................... 179
4.4. Curvas Corrente X Tempo ................................................................................. 181
4.4.1. Saliva artificial sem flúor ................................................................................. 182
4.4.2. Saliva artificial com flúor ................................................................................. 185
4.5. Aparelho ortodôntico de titânio .......................................................................... 188
4.6. Avaliação da liberação de íons .......................................................................... 189
4.7. Avaliação dos aparelhos ortodônticos em microscopia ótica ............................ 195
4.8. Avaliação da superfície dos arcos ortodônticos em MEV.................................. 197
4.8.1. Aço inoxidável pré-contornado........................................................................ 197
4.8.2. Liga de cromo-níquel ...................................................................................... 198
4.8.3. Liga de NiTi superelástico............................................................................... 199
4.8.4. Liga de NiTi termoativado ............................................................................... 200
4.8.5. Liga de titânio-beta (TMA)............................................................................... 201
4.9. Avaliação da superfície dos bráquetes ortodônticos em MEV........................... 202
4.9.1. Bráquete de aço inoxidável............................................................................. 202
4.9.2. Bráquete de titânio .......................................................................................... 203
5. Discussão .............................................................................................................. 204
6. Conclusão .............................................................................................................. 222
7. Sugestões para trabalhos futuros .......................................................................... 224
8. Bibliografia ............................................................................................................. 225
9. Glossário................................................................................................................ 238
x
INDICE DE FIGURAS
Figura 1 –
Figura 2 –
Figura 3 –
Figura 4 –
Figura 5 –
Figura 6 –
Figura 7 –
Figura 8 –
Figura 9 –
Figura 10 –
Figura 11 –
Figura 12 –
Figura 13 –
Figura 14 –
Figura 15 –
Figura 16 –
Figura 17 –
Figura 18 –
Figura 19 –
Figura 20 –
Figura 21 –
Figura 22 –
Figura 23 –
Figura 24 –
Figura 25 –
Figura 26 –
Figura 27 –
Figura 28 –
Figura 29 –
Figura 30 –
Figura 31 –
Figura 32 –
Figura 33 –
Figura 34 –
Figura 35 –
Figura 36 –
Figura 37 –
Figura 38 –
Figura 39 –
Figura 40 –
Figura 41 –
Figura 42 –
Figura 43 –
Figura 44 –
Figura 45 –
Figura 46 –
Figura 47 –
Figura 48 –
Figura 49 –
Figura 50 –
Reabsorção óssea................................................................................... 5
Inclinação simples ................................................................................... 7
Movimento de verticalização ................................................................... 8
Movimento de translação ........................................................................ 8
Movimento de torque............................................................................... 9
Movimento de rotação ........................................................................... 10
Movimento de extrusão ......................................................................... 10
Movimento de intrusão .......................................................................... 11
Movimento dentário ............................................................................... 13
Movimento dentário e aplicação de força.............................................. 15
Aparelho ortodôntico ............................................................................. 20
Curva carga-deflexão ............................................................................ 21
Curva tensão x deformação .................................................................. 26
Curva força x deflexão........................................................................... 27
Curva carga x deflexão.......................................................................... 38
Seção transversa de arcos ortodônticos ............................................... 38
Deformação permanente x força aplicada............................................. 43
Curvas densidade – potencial de corrente ............................................ 50
Curvas tensão x deformação................................................................. 54
Momento de flexão x deflexão angular.................................................. 55
Teste de dobragem ............................................................................... 59
Deformação permanente x deflexão ..................................................... 60
Deformação permanente x deflexão ..................................................... 60
Curvas de rigidez................................................................................... 64
Curvas carga x deformação .................................................................. 70
Curva tensão x deformação .................................................................. 71
Bráquete ortodôntico ............................................................................. 72
Voltametria ............................................................................................ 85
Proliferação celular.............................................................................. 126
Microscopia eletrônica de varredura dos arcos ortodônticos não
ensaiados ............................................................................................ 143
Microscopia eletrônica de varredura dos bráquetes de aço
inoxidável não ensaiados .................................................................... 144
Microscopia eletrônica de varredura dos bráquetes de titânio não
ensaiados ............................................................................................ 144
Ensaio para levantamento das curvas de polarização ........................ 147
Aparelho ortodôntico fixo..................................................................... 148
Aço inoxidável não ensaiado............................................................... 152
Liga de CrNi não ensaiada. ................................................................. 153
Liga de CrNi experimento 1................................................................. 153
Liga de CrNi experimento 2................................................................. 154
Liga de CrNi experimento 3................................................................. 154
Liga de CrNi experimento 2................................................................. 155
Liga de NiTi superelástico não ensaiado............................................. 156
Liga de NiTi superelástico experimento 2. .......................................... 156
Liga de NiTi termoativado não ensaiada. ............................................ 157
Liga de NiTi termoativado experimento 2............................................ 158
Liga de NiTi termoativado experimento 2............................................ 158
Liga de titânio-beta não ensaiado ....................................................... 159
Liga de titânio-beta experimento 1. ..................................................... 160
Liga de titânio-beta experimento 2. ..................................................... 160
Liga de titânio-beta experimento 3. ..................................................... 161
Liga de titânio-beta experimento 1. ..................................................... 161
xi
Figura 51 –
Figura 52 –
Figura 53 –
Figura 54 –
Figura 55 –
Figura 56 –
Figura 57 –
Figura 58 –
Figura 59 –
Figura 60 –
Figura 61 –
Figura 62 –
Figura 63 –
Figura 64 –
Figura 65 –
Figura 66 –
Figura 67 –
Figura 68 –
Figura 69 –
Figura 70 –
Figura 71 –
Figura 72 –
Figura 73 –
Figura 74 –
Figura 75 –
Figura 76 –
Figura 77 –
Liga de titânio-beta experimento 3. ..................................................... 162
Curva de polarização para os corpos-de-prova de aço inoxidável
304 ensaiados em saliva artificial sem flúor. ....................................... 163
Curva de polarização para os corpos-de-prova de aço inoxidável
316L ensaiados em saliva artificial sem flúor. ..................................... 163
Curva de polarização para os corpos-de-prova de titânio puro
ensaiados em saliva artificial sem flúor. .............................................. 164
Curva de polarização para os arcos ortodônticos de aço inoxidável
pré-contornados ensaiados em saliva artificial sem flúor.................... 164
Curva de polarização para os arcos ortodônticos de cromo-níquel
ensaiados em saliva artificial sem flúor. .............................................. 165
Curva de polarização para os arcos ortodônticos NiTi
superelásticos ensaiados em saliva artificial sem flúor. ...................... 165
Curva de polarização para os arcos ortodônticos NiTi
termoativados ensaiados em saliva artificial sem flúor. ...................... 166
Curva de polarização para os arcos ortodônticos titânio-beta
(TMA) ensaiados em saliva artificial sem flúor. ................................... 166
Curva de polarização para os corpos de prova de aço inoxidável
304 ensaiados saliva artificial com flúor. ............................................. 168
Curva de polarização para os corpos de prova de aço inoxidável
316L ensaiados em saliva artificial com flúor. ..................................... 168
Curva de polarização para os corpos de prova de titânio puro
ensaiados em saliva artificial com flúor. .............................................. 169
Curva de polarização para os arcos ortodônticos de aço inoxidável
pré-contornados ensaiados em saliva artificial com flúor.................... 169
Curva de polarização para os arcos ortodônticos de cromo-níquel
ensaiados em saliva artificial com flúor. .............................................. 170
Curva de polarização para os arcos ortodônticos de NiTi
superelásticos ensaiados em saliva artificial com flúor. ...................... 170
Curva de polarização para os arcos ortodônticos de NiTi
termoativados ensaiados em saliva artificial com flúor. ...................... 171
Curva de polarização para os arcos ortodônticos de titânio-beta
(TMA) ensaiados em saliva artificial com flúor. ................................... 171
Potencial de corrosão para os diferentes materiais avaliados
em saliva artificial sem flúor. ............................................................... 172
Potencial de corrosão para os diferentes materiais avaliados
em saliva artificial com flúor. ............................................................... 173
Valor máximo da corrente de passivação para os diferentes
materiais avaliados em saliva artificial sem flúor................................. 174
Potencial relativo aos maiores valores de corrente no domínio de
passivação para os diferentes materiais avaliados em saliva
artificial sem flúor................................................................................. 174
Valor máximo da corrente de passivação para os diferentes
materiais avaliados em saliva artificial com flúor................................. 175
Potencial relativo aos maiores valores de corrente no domínio
de passivação para os diferentes materiais avaliados em saliva
artificial com flúor................................................................................. 176
Par Galvânico CrNi e titânio puro em saliva artificial com e sem
flúor...................................................................................................... 177
Curva de polarização para os aparelhos ortodônticos ensaiados
em saliva artificial sem flúor. ............................................................... 178
Correntes registradas durante ensaio dos aparelhos ortodônticos
fixos em saliva artificial sem flúor. ....................................................... 179
Curva de polarização para os aparelhos ortodônticos ensaiados
em saliva artificial com flúor. ............................................................... 180
xii
Figura 78 –
Figura 79 –
Figura 80 –
Figura 81 –
Figura 82 –
Figura 83 –
Figura 84 –
Figura 85 –
Figura 86 –
Figura 87 –
Figura 88 –
Figura 89 –
Figura 90 –
Figura 91 –
Figura 92 –
Figura 93 –
Figura 94 –
Figura 95 –
Figura 96 –
Figura 97 –
Figura 98 –
Figura 99 –
Figura 100 –
Figura 101 –
Figura 102 –
Figura 103 –
Correntes registradas durante ensaio dos aparelhos ortodônticos
em saliva artificial com flúor. ............................................................... 181
Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio de aço inoxidável
pré-contornado ensaiado em saliva artificial sem flúor. ...................... 183
Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio de CrNi ensaiado
em saliva artificial sem flúor. ............................................................... 183
Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio de NiTi
superelástico ensaiado em saliva artificial sem flúor........................... 184
Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio de NiTi
termoativado ensaiado em saliva artificial sem flúor. .......................... 184
Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio de titânio-beta
(TMA) ensaiado em saliva artificial sem flúor...................................... 185
Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio de aço inoxidável
pré-contornado ensaiado em saliva artificial com flúor ....................... 186
Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio de CrNi
ensaiado em saliva artificial com flúor................................................. 186
Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio de NiTi
superelástico ensaiado em saliva artificial com flúor........................... 187
Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio de NiTi
termoativado ensaiado em saliva artificial com flúor. .......................... 187
Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio de titânio-beta
(TMA) ensaiado em saliva artificial com flúor...................................... 188
Polarização para o aparelho ortodôntico (bráquetes de titânio)
com o fio de aço inoxidável pré-contornado ensaiado em saliva
artificial com flúor................................................................................. 189
Liberação de íons nos aparelhos ortodônticos de aço inoxidável
avaliados no experimento 1................................................................. 191
Liberação de íons nos aparelhos ortodônticos de aço inoxidável
avaliados no experimento 2................................................................. 192
Liberação de íons nos aparelhos ortodônticos de aço inoxidável
avaliados no experimento 3................................................................. 193
Liberação de íons no aparelho ortodôntico de titânio avaliado em
saliva artificial com flúor. ..................................................................... 194
Microscopia ótica dos aparelhos ortodônticos de titânio ensaiados
em saliva artificial com flúor ................................................................ 195
Microscopia ótica dos aparelhos ortodônticos com bráquetes
de aço inoxidável em saliva artificial com e sem flúor e seus
respectivos arcos ortodônticos ............................................................ 196
Microscopia eletrônica de varredura para a liga de aço inoxidável
pré-contornado, aumento 500X........................................................... 197
Microscopia eletrônica de varredura para a liga de CrNi, aumento
500X. ................................................................................................... 198
Microscopia eletrônica de varredura para a liga de NiTi
superelástico, aumento 500X. ............................................................. 199
Microscopia eletrônica de varredura para a liga de NiTi
termoativado, aumento 500X. ............................................................. 200
Microscopia eletrônica de varredura para a liga de titânio-beta
(TMA), aumento 500X. ........................................................................ 201
Microscopia eletrônica de varredura para bráquetes de aço
inoxidável com vários aumentos, em saliva artificial com e
sem flúor.............................................................................................. 202
Microscopia eletrônica de varredura para bráquetes titânio com
vários aumentos, em saliva artificial com flúor .................................... 203
Média das curvas de polarização para os corpos de prova e
as diversas ligas ensaiados em saliva artificial sem flúor. .................. 201
xiii
Figura 104 – Curvas de polarização para os fios de aço inoxidável reto
ensaiados em saliva artificial sem flúor ............................................... 202
Figura 105 – Curvas de polarização para os fios de aço inoxidável reto
polidos ensaiados em saliva artificial sem flúor................................... 203
Figura 106 – Média das curvas de polarização para os corpos de prova e
as diversas ligas ensaiados em saliva artificial com flúor ................... 203
Figura 107 – Curvas de polarização para os fios de aço inoxidável reto
ensaiados em saliva artificial com flúor ............................................... 202
Figura 108 – Curvas de polarização para os fios de aço inoxidável reto
polidos ensaiados em saliva artificial com flúor................................... 203
xiv
INDICE DE QUADROS
Quadro 1 – Composição dos aços ........................................................................... 129
xv
INDICE DAS TABELAS
Tabela 1 –
Tabela 2 –
Tabela 3 –
Tabela 4 –
Tabela 5 –
Tabela 6 –
Tabela 7 –
Tabela 8 –
Tabela 9 –
Tabela 10 –
Tabela 11 –
Tabela 12 –
Tabela 13 –
Tabela 14 –
Tabela 15 –
Tabela 16 –
Tabela 17 –
Tabela 18 –
Tabela 19 –
Tabela 20 –
Tabela 21 –
Tabela 22 –
Tabela 23 –
Tabela 24 –
Tabela 25 –
Tabela 26 –
Tabela 27 –
Tabela 28 –
Tabela 29 –
Tabela 30 –
Tabela 31 –
Tabela 32 –
Tabela 33 –
Forças ótimas para o movimento dentário ortodôntico.............................. 7
Número de rigidez da seção transversa (Cs) de fios redondos............... 23
Número de rigidez do material (Ms)......................................................... 24
Limite de elasticidade e módulo de elasticidade...................................... 25
Fase do desenvolvimento dos arcos ortodônticos................................... 32
Propriedades mecânicas de fios ortodônticos ......................................... 36
Relações da recuperação elástica para vários materiais ........................ 39
Detalhes dos fios de arcos ortodônticos testados ................................... 40
Variação das propriedades mecânicas.................................................... 41
Força requerida ....................................................................................... 44
Deformação permanente do fio de cobalto-cromo tratado
termicamente ........................................................................................... 45
Análise da composição química das amostras........................................ 48
Liberação de íons das amostras.............................................................. 49
Potenciais de corrosão por pite e repassivação ...................................... 49
Resultados do teste de tensão, conformabilidade e elasticidade ............ 53
Propriedades mecânicas dos fios ortodônticos ....................................... 55
Média de rigidez ...................................................................................... 63
Caracterização das manchas de corrosão clínica em bráquetes
ortodônticos ............................................................................................. 75
Metais liberados de fios de aço inoxidável (Unitek Standard)
soldados com solda de prata ................................................................... 93
Metais liberados de fios de cobalto-cromo semiresiliente (Elgiloy –
Rocky Mountain) soldado com solda de prata......................................... 93
Citotoxicidade .......................................................................................... 96
Níveis de cromo e níquel na saliva .......................................................... 99
Níveis de cromo e níquel no soro ............................................................ 99
Liberação de Ni, Cr e Cu em aparelho ortodôntico................................ 101
Liberação de Ni, Cr e Cu em aparelho ortodôntico................................ 101
Potenciais de Eletrodos Padrão............................................................. 105
Resistência à corrosão por pite ............................................................. 110
Resistência à fadiga .............................................................................. 113
Correntes calculadas ............................................................................. 120
Resumo dos resultados ......................................................................... 124
Métodos para estudo da liberação de níquel......................................... 136
Composição da saliva artificial utilizada nos experimentos. .................. 142
Limite de detecção avaliados para o Cr, Ni e Ti em ppb. ...................... 190
xvi
1. Introdução
O desenvolvimento tecnológico do homem tem sido marcado por uma
busca contínua de novos materiais. Este esforço resultou em diversas classes de
materiais que afetam quase todos os aspectos da vida contemporânea, incluindo a
área de Ortodontia. Assim sendo, uma grande diversidade de materiais está disponível
para um ortodontista ao programar a montagem de um aparelho ortodôntico fixo.
Por outro lado, em cada ambiente a que são expostos, os materiais
metálicos sofrem corrosão em algum grau. Na cavidade bucal, os aparelhos
ortodônticos podem estar sujeitos a danos, por corrosão ou mecânicos, com possível
perda de resistência e possibilidade de falha. Em alguns casos, pode-se considerar
que os aparelhos e/ou seus produtos de corrosão podem causar dano tecidual local
que não poderia ser clinicamente diferenciado de uma gengivite de etiologia
bacteriana, por exemplo. Todavia, o uso clínico de aparelhos ortodônticos é
freqüentemente associado a um aumento de gengivites, o que é freqüentemente
atribuído a uma higiene bucal deficiente.
O conhecimento das propriedades dos materiais utilizados em Ortodontia,
assim como a avaliação de seus potenciais efeitos de irritação, alergênico e os efeitos
tóxicos dos mesmos são essenciais para avaliação da etiologia dos sintomas e para
um diagnóstico mais preciso sobre as manifestações adversas que eventualmente
ocorrem em pacientes submetidos a tratamento ortodôntico. Por essa razão, a
previsão de uma possível combinação de danos físicos e por corrosão é de particular
interesse no que se refere aos materiais atualmente disponíveis em Ortodontia.
No momento, encontra-se na literatura cientifica, pouca informação sobre a
biodegradação de aparelhos ortodônticos in vitro, assim como, informações mais
extensas sobre o quanto dos produtos de biodegradação seriam absorvidos pelo
paciente. Considerando-se a diversidade de materiais que podem ser empregados no
decorrer de um tratamento ortodôntico corretivo total, o trabalho proposto objetiva
realizar estudos in vitro para:
1
- avaliar a possibilidade de ocorrência de corrosão em um grupo de ligas
metálicas utilizadas clinicamente em tratamentos ortodônticos;
- estimar a quantidade de ions mais relevantes liberados a partir dos processos
de corrosão identificados na etapa anterior.
2
2. Revisão da Literatura
2.1. Tratamento ortodôntico
O tratamento ortodôntico busca, entre outros objetivos, alcançar equilíbrio
entre a saúde bucal, estética e função e, ainda, propiciar a estabilidade da correção
ortodôntica, realizada em harmonia com o crescimento e desenvolvimento crâniofacial. O equilíbrio e a harmonia das partes que constituem a face, como a estrutura
óssea, as arcadas dentárias e os tecidos moles adjacentes, requerem muita atenção
para se chegar ao resultado ideal em cada paciente.
Intervir no sistema mastigatório significa interagir com um complexo de
forças que em grande parte determinam a direção e a duração do crescimento facial,
as posições dos dentes e a eficácia da oclusão. Essas forças podem ser agrupadas
como:
a) naturais ou intrínsecas – aquelas relativas a própria musculatura bucal como
por exemplo a força exercida pela língua durante a deglutição atípica, e
b) artificiais ou extrínsecas – aquelas relativas a agentes externos à
musculatura bucal ou ocasionadas de maneira artificial, como por exemplo as
forças induzidas por aparelhos ortodônticos ou por sucção digital.
2.1.1. Movimento dentário fisiológico
O movimento dentário fisiológico ocorre quando os dentes mudam sua
relação com as diversas partes anatômicas do crânio, o que é observado com o
passar dos anos à medida que a dentição se desenvolve. Esta mudança de posição é
devida a alterações tissulares que estão associadas com o crescimento das partes
adjacentes e também, pela atividade celular dentro das estruturas de suporte do dente
estimulado pela função normal dos elementos dentários.
Reações tissulares, no âmbito da Ortodontia, são caracterizadas pelas
mudanças histológicas ocorridas ao longo do ligamento periodontal (células, fibras de
3
suporte, capilares e nervos) e, particularmente, no osso alveolar localizado em torno
de um dente que tenha sido movimentado com finalidade ortodôntica.
O
movimento
dentário
fisiológico
designa,
primariamente,
o
leve
movimento de inclinação experimentado pelo dente durante a função mastigatória e,
secundariamente, o movimento do dente de uma pessoa jovem, durante e após a
irrupção. A migração dentária em jovens e adultos é sempre relacionada a mudanças
teciduais definitivas que podem ser observadas em cortes histológicos. O novo tecido
depositado durante esta migração apresenta várias fases de evolução, uma vez que a
formação do osso passa por três estágios seqüenciados a saber:
1) formação de osteóide - produzido pelos osteoblastos, é encontrado em todas
as superfícies ósseas onde está havendo nova deposição. Como não
apresenta sinais de calcificação, o osteóide não é absorvido por osteoclastos;
2) formação de osso fasciculado - a partir do instante em que surgem os
primeiros sinais de calcificação, o tecido recebe a denominação de osso
fasciculado. Quando este alcança uma certa espessura e maturidade as
partes deste osso reorganizam-se e formam o osso lamelado, e
3) formação de osso lamelado – apresenta fibrilas finas em sua matriz. A lâmina
dura reaparecerá subseqüentemente como uma linha radiopaca muito fina.
Esta seqüência é, em princípio, a mesma que se observa na formação
óssea que se segue ao movimento dentário induzido pela pressão/tensão imposta pelo
aparelho ortodôntico. Sendo a intensidade das forças ortodônticas maior, é importante
ressaltar que a recuperação dos tecidos se faz de forma mais demorada, residindo aí
a principal diferença entre o movimento dentário fisiológico e o ortodôntico.
2.1.2. Movimentos dentários sob a ação de forças ortodônticas
Sob a ação de forças ortodônticas, basicamente não há diferença de
comportamento em relação aos tecidos e células envolvidos no movimento dentário
fisiológico. Contudo, como os dentes são movidos mais rapidamente durante o
4
tratamento ortodôntico, as mudanças teciduais produzidas por forças ortodônticas são
conseqüentemente mais extensas e marcantes. Esta diferença também está refletida
no tempo mais longo necessário para o início da formação de osso em áreas
previamente reabsorvidas após a aplicação de forças ortodônticas.
Um período de 4 a 5 dias é necessário para que uma tensão trativa possa
produzir formação óssea em áreas previamente reabsorvidas durante o movimento
dentário fisiológico. Para a movimentação dentária promovida por forças ortodônticas
o tempo necessário é de 8 a 10 dias. Este acréscimo de tempo indica que existe uma
diferença entre as mudanças teciduais fisiológicas e aquelas ocasionadas por
movimentação ortodôntica (GRABER E VANARSDALL, 1994).
2.1.2.1. Reabsorção óssea
A aplicação de forças ortodônticas leves resulta em reabsorção óssea
direta nos pontos em que ocorre compressão (Figura 1). Uma reabsorção óssea direta
é ocasionada por osteoclastos que são formados diretamente ao longo da superfície
óssea na área correspondendo às fibras periodontais comprimidas. Para que essa
reabsorção ocorra, as fibras devem ser comprimidas somente em certa extensão, sem
causar hialinização. Como regra, considera-se que a reabsorção direta não ocorre
durante o estágio inicial do movimento dentário.
Figura 1 –
Reabsorção óssea
1 – inclinação com reabsorção óssea direta em A e formação de osteóide em B.
2 – na maioria dos casos o movimento dentário é iniciado pela formação de uma
área de célula livre em A e novo osteóide formado em C. A1 e B1 representam
os lados de compressão e de tração respectivamente na região apical
(modificada de GRABER e VANARSDALL, 1994).
5
2.1.2.2. Formação óssea
Simultaneamente com as mudanças que ocorrem no lado de compressão,
haverá inicialmente uma proliferação celular que será seguida por deposição de tecido
osteóide no lado em que atua uma tensão trativa. As numerosas células novas
existentes neste lado, sob tração são distintas e estão, freqüentemente, organizadas
em uma zona de proliferação contendo cadeias de osteoblastos.
2.1.2.3. Tipos de movimento dentário
Os dentes, durante uma correção ortodôntica, estão sujeitos aos seguintes
tipos de movimentos: inclinação, verticalização, translação, torque, rotação, extrusão e
intrusão.
A) Movimento de inclinação
A inclinação é um movimento coronário em torno de um eixo que se
encontra próximo ao ápice radicular. Uma força exercida sobre a coroa do dente fará
com que ele se desloque para o lado oposto ao da aplicação da força. Desta forma, o
ligamento periodontal fica submetido à seguinte situação: a) na região radicular, tração
do lado oposto à força e compressão do lado da força; b) na região próximo à coroa,
tração do lado da força e compressão do lado oposto à força. Como conseqüência da
compressão, o osso alveolar sofre uma reabsorção, e do lado da tração haverá uma
aposição óssea. Estes fenômenos tendem a manter constante a espessura do
ligamento alvéolo-dentário (Figura 2 – página 7).
A capacidade de adaptação deste ligamento a diferentes forças que nele
incidem é a chave de todos os movimentos ortodônticos. A qualidade, quantidade e
velocidade dos movimentos variam proporcionalmente com a intensidade da força
aplicada sobre o dente. PROFFIT (1992) afirmou que a força ótima para o movimento
de inclinação é de 50 a 75g.f (Tabela 1 – página 7).
6
Figura 2 – Inclinação simples
A raiz roda em torno de um eixo sobre o ponto de apoio
resistente entre as áreas gengival e apical. Efeitos de pressão
e tensão são maiores na área do eixo de movimento do dente,
diminuindo a zero na área oposta ao eixo de rotação
(modificada de THUROW, 1972).
Tabela 1 – Forças ótimas para o movimento dentário ortodôntico
(modificada de PROFFIT, 1992)
Tipo de movimento
Força* (g.f)
Inclinação
50 – 75
Movimento de corpo (translação)
100 – 150
Verticalização
75 – 125
Rotação
50 – 75
Extrusão
50 – 75
Intrusão
15 – 25
* Valores dependendo em parte do tamanho do
dente; valores menores aproximados para os
incisivos, valores mais altos para dentes posteriores
multirradiculares.
B) Movimento de verticalização
É um movimento bastante semelhante ao de inclinação no qual a coroa
permanece estática enquanto o ápice se desloca (Figura 3). Muito empregado durante
7
a fase de fechamento de espaço de exodontia. Durante este movimento, devido à
aplicação da força ser exercida sobre o ápice do dente, gera uma região de atrito entre
o mesmo e a crista alveolar, que pode resultar em reabsorção radicular. Segundo
PROFFIT (1992) a força ótima para o movimento de verticalização é de 75 a 125g.f
(Tabela 1 – página 7).
A
B
Figura 3 – Movimento de verticalização
A, dentes inclinados para mesial; B, dentes verticalizados
(modificada de GRABER e VANARSDALL, 1994).
C) Movimento de translação
É um movimento perpendicular ao longo do eixo do dente. A raiz se
desloca exatamente à mesma distância que a coroa (Figura 4).
Ainda segundo PROFFIT (1992) considera-se que a força ótima para o
movimento de translação é de 100 a 150g.f (Tabela 1 – página 7).
A
B
Figura 4 – Movimento de translação
A, É possível observar: A, tecido hialinizado; B, compressão
inicial leve como resultado da inclinação do dente.
B, Verticalização gradual causada por reabsorção óssea
aumentada. A, reabsorção óssea no lado de compressão; B,
deposição óssea no lado de tração (modificada de GRABER e
VANARSDALL, 1994).
8
D) Movimento de torque
Durante este movimento o ponto de apoio ou centro de rotação situa-se no
bráquete ou em outro acessório qualquer utilizado. Graças à composição das forças
aplicadas, a raiz se desloca, enquanto que a coroa se mantém fixa (Figura 5).
Figura 5 – Movimento de torque
Primeiro pré-molar superior (modificada de GRABER e
VANARSDALL, 1994).
O torque pode ser:
a) anterior - corresponde ao movimento efetuado sobre os incisivos para que, ao
final do tratamento, estes tenham uma relação aceitável entre si e com o
restante da face do paciente, e
b) posterior - não apresenta índices preestabelecidos por nenhum autor no que
diz respeito à composição facial. É incorporado a um ou mais dentes do
segmento posterior com o intuito de alcançar melhor intercuspidação.
Quanto ao sentido de deslocamento da raiz, o torque pode ser chamado
de radículo-vestibular ou radículo-lingual.
9
E) Movimento de rotação
É o movimento do dente em torno de seu eixo longitudinal. Consiste na
aplicação de duas forças de sentido contrário e com a mesma intensidade (Figura 6).
A correção das rotações, embora não seja o mais difícil dos movimentos a ser
realizado, provavelmente é o mais difícil de ser contido após o tratamento, pois o
grupo de fibras gengivais é o responsável pelas recidivas neste tipo de movimento.
PROFFIT (1992) afirmou que a força ótima para o movimento de rotação é
de 50 a 75g.f (Tabela 1 – página 7).
Figura 6 – Movimento de rotação
(modificada de GRABER e VANARSDALL, 1994)
F) Movimento de extrusão
É o movimento mais fácil de ser promovido, pois desloca o dente no
sentido de sua irrupção (Figura 7).
PROFFIT (1992) afirmou que a força ótima para o movimento de extrusão
é de 50 a 75g.f (Tabela 1 – página 7).
Figura 7 – Movimento de extrusão
(modificada de GRABER e VANARSDALL, 1994).
10
G) Movimento de intrusão
Processo de troca de posição de um dente em relação a seus vizinhos,
obtida por um movimento de reimplantação do dente contra o alvéolo (Figura 8).
PROFFIT (1992) afirmou que a força ótima para o movimento de intrusão é de
15 a 25g.f (Tabela 1 – página 7).
Figura 8 – Movimento de intrusão
(modificada de GRABER e VANARSDALL, 1994)
2.1.3. Força ótima ou ideal
Sob o ponto de vista clínico, uma força ótima é aquela que produz uma
taxa rápida de movimento dentário sem implicar em desconforto para o paciente ou
dano tecidual (perda de inserção óssea e reabsorção de raiz). Sob o ponto de vista
histológico uma força ótima é aquela que produz um nível de tensão no ligamento
periodontal que: (a) mantém a vitalidade dos tecidos por toda sua extensão e que
(b) induz uma resposta celular máxima (aposição e reabsorção). Forças ótimas,
portanto, produzem reabsorção direta do processo alveolar. Segundo GRABER e
VANARSDALL (1994), desde que forças ótimas não requerem algum período de
tempo para reparo, aparentemente tais forças podem atuar continuamente.
11
2.1.3.1. Magnitude de força e sua relação com o movimento dentário
Segundo GRABER e VANARSDALL (1994) o movimento dentário é
definido como sendo o deslocamento do dente por unidade de tempo, sendo
usualmente medido em milímetro por hora, dia ou semana. As taxas de médias diárias
podem ser estabelecidas dividindo-se o deslocamento absoluto pelo número de dias
durante os quais as medidas foram feitas. A tendência de tais métodos é de definição
de curvas com taxas suaves de movimentação, eliminando a flutuação na taxa que
poderia ser observada a cada dia. Para propostas práticas, se não é possível medir
aumentos diários dos movimentos, taxas médias de movimento dentário podem ser
usadas.
De acordo com GRABER e VANARSDALL (1994), duas possíveis relações
entre taxa de deslocamento e força podem ser estudadas. A primeira relaciona a
magnitude da força e o deslocamento dentário em valores absolutos. A segunda tenta
estabelecer a relação entre tensão-deformação (força por unidade de área e
deslocamento por unidade de comprimento respectivamente) no ligamento periodontal
com o deslocamento dentário. Até mesmo o melhor método experimental é limitado
pelo fato de que valores de tensão-deformação devem ser calculados por métodos
matemáticos não podendo ser obtidos por experimentos in vivo.
Conforme os relatos de GRABER e VANARSDALL (1994), a dificuldade de
se correlacionar forças e movimento dentário é causada pelo grande número de
variáveis que podem influenciar a taxa de movimentação dentária. Forças no tecido
conjuntivo operando através da gengiva e fibras transeptais ou forças da língua,
musculatura peribucal e músculos da mastigação podem alterar o sistema de forças
que atua sobre um elemento dentário. Por estas razões, não é ainda possível afirmar,
com precisão, quais seriam as relações entre a força atuante e o deslocamento
dentário promovido.
Um gráfico típico correlaciona taxa de movimentação dentária e tempo
(Figura 9 – página 13). Três fases do movimento dentário podem ser diferenciadas:
12
a) uma fase inicial, b) uma fase de redução do movimento e c) uma fase pós-redução
mm/dias
do movimento.
Dias
Figura 9 – Movimento dentário
Gráfico típico no qual a relação do movimento é plotada como
o número de dias após a aplicação de uma força contínua
(125g). A relação é dada para o fechamento recíproco de um
diastema entre dois incisivos centrais (modificada de GRABER
e VANARSDALL, 1994).
A fase inicial é caracterizada por um período de movimentação rápida e
normalmente dura alguns poucos dias. A rapidez do deslocamento e seu início
imediatamente após a aplicação da força no dente sugerem que o movimento dentário
nesta fase representa, em uma maior proporção, o deslocamento de um dente no
espaço periodontal.
Imediatamente após a fase inicial, uma fase de redução do movimento é
observada durante a qual o dente não move ou tem relativamente uma baixa taxa de
deslocamento. Algumas explicações podem ser postuladas para explicar este período.
Foi sugerido que esta fase é produzida pela desvitalização (hialinização) do ligamento
periodontal nas áreas de tensão máxima e que nenhum movimento dentário ocorrerá
até que esta área desvitalizada seja removida por processos celulares. Uma outra
13
explicação para este período poderia se relacionar com o tempo requerido para o osso
compacto mais espesso da lâmina dura ser absorvido, sendo, conseqüentemente a
taxa de movimentação dentária reduzida. A terceira fase do movimento dentário ocorre
quando a taxa de movimento aumenta novamente, gradualmente ou de forma
repentina.
Em estudos relativos a taxas de movimentação dentária, a maior variação
na resposta para sistemas de forças relativamente idênticos é significativa. Isto não é
surpresa uma vez que a magnitude da força imposta ao dente é uma dentre as muitas
variáveis que determinam o seu deslocamento. Se forças constantes forem impostas a
um dente, esperar-se-ia que o mesmo se movesse a uma taxa constante por todo o
processo alveolar. Determinações clínicas, no entanto, mostram a variação de taxa,
não apenas durante as fases inicial e de redução do movimento, mas também durante
o movimento subseqüente do elemento dentário.
Uma questão crítica em terapia ortodôntica tem sido a relação entre a
magnitude de força e a taxa de movimento dentário. Na Figura 10 (página 15), taxas
médias de movimentos dentários são plotadas contra um número de dias após
inserção de aparelho de força contínua. Comparando-se a aplicação de uma força de
10g com uma de 200g imposta em um incisivo central, uma resposta inicial
semelhante é observada.
Forças leves seriam capazes de mover os dentes de forma mais gradual,
enquanto que forças mais intensas se relacionariam com interrupção do movimento,
seguida de uma movimentação rápida. A complexidade das mudanças teciduais, tanto
quanto a interveniência de um grande número de variáveis, sugere que há dificuldades
inerentes em se postular qualquer relação simples entre magnitude de força e taxa do
movimento dentário.
14
mm/dias
Dias
Figura 10 – Movimento dentário e aplicação de força
Relação do movimento dentário com aplicações de forças
diferentes. Linha pontilhada, 200g; linha sólida, 10g. Relações
dadas por fechamento recíproco de um diastema entre dois
incisivos centrais (modificada de GRABER e VANARSDALL,
1994).
2.1.4. Fases de um tratamento ortodôntico
ACKERMAN e MUSICH (1975) afirmaram que em qualquer técnica
Edgewise, há quatro fases básicas:
1) fase de alinhamento e nivelamento
2) fase de trabalho ou fase do movimento dentário ativo
3) fase de estabilização, e
4) fase de finalização.
Já PROFFIT (1992) afirmou que os estágios que compreendem um
tratamento ortodôntico completo são três:
5) alinhamento e nivelamento
6) correção da relação molar e fechamento de espaços, e
7) finalização
15
Aqui, será considerada somente a primeira fase do tratamento.
2.1.4.1. Fase de alinhamento e nivelamento
Para PROFFIT (1992) esta etapa consiste em conduzir os dentes para o
alinhamento e correção das discrepâncias verticais por meio do nivelamento dos
arcos. É necessário controlar a posição ântero-posterior dos incisivos, a largura e a
forma das arcadas dentárias. No nivelamento do arco, é necessário determinar e
controlar se o mesmo ocorre por extrusão dos dentes posteriores, intrusão dos
anteriores ou por uma combinação de ambos.
As formas dos arcos dentários variam entre os pacientes. Resultados mais
estáveis são alcançados quando a forma original da arcada dentária do paciente é
preservada durante o tratamento ortodôntico. No início do tratamento os arcos devem
refletir cada forma da arcada do indivíduo. Assim, se arcos pré-contornados são
utilizados, sua forma deve ser selecionada e ajustada para cada paciente
(PROFFIT, 1992).
Como objetivos do alinhamento/nivelamento, MARCOTTE (1993) cita:
- Corrigir rotações e posições dentárias incorretas;
- Melhorar relações de largura e assimetrias dos arcos;
- Corrigir mordidas cruzadas;
- Melhorar relação intermaxilar, e
- Corrigir sobremordida exagerada e inclinações axiais incorretas nos
segmentos posteriores.
2.1.4.1.1 Princípios na escolha dos arcos de alinhamento e
nivelamento
Para promover o alinhamento de um dente, uma combinação de inclinação
labiolingual e mesiodistal guiada por um arco ortodôntico é necessária, porém a
16
movimentação radicular não. Isto ocorre devido aos ápices radiculares estarem mais
próximos à posição normal do que as coroas dentárias em uma maloclusão. Para
propostas de alinhamento e nivelamento, idealmente deveria se ter uma curva cargadeflexão quase plana, com o fio liberando em torno de 50g para qualquer grau de
deflexão. As variáveis na seleção de arcos ortodônticos apropriados para esta etapa
do tratamento são o material do arco, sua dimensão e a distância entre os bráquetes
(PROFFIT, 1992).
De acordo com PROFFIT (1992), os princípios para escolha dos arcos
ortodônticos para a fase de alinhamento e nivelamento são:
8) os arcos iniciais devem fornecer forças leves e continuas para produzir
movimentos dentários de inclinação mais eficientes;
9) os arcos devem ser capazes de mover-se livremente dentro dos encaixes dos
bráquetes, sendo para isso necessária uma folga entre o fio e os encaixes de
pelo menos 0.002 polegada sendo, o desejável, 0.004 polegada.
10)
arcos retangulares devem ser evitados. Nesta etapa, arcos redondos
são os preferidos.
A) Material do arco
Um movimento dentário ortodôntico ótimo é produzido por forças leves e
contínuas (PROFFIT, 1992). O desafio em projetar e utilizar um aparelho ortodôntico é
produzir um sistema de força com esta característica, criando forças com magnitude
adequada e que não variam significativamente com o tempo. É particularmente
importante que forças leves não diminuam rapidamente, decaindo ou devido à perda
de elasticidade do próprio material ou à pequena quantidade de movimento dentário
causando uma grande mudança na magnitude de força liberada. Ambos, o
comportamento elástico dos materiais e os fatores mecânicos na resposta do dente
devem ser considerados no projeto de um sistema de aparelhagem ortodôntica
corretiva total.
17
B) Dimensão do fio
Segundo PROFFIT (1992), em fios NiTi-A (austeníticos) superelásticos, a
preparação do material pelo fabricante determina seu desempenho clínico. Para
NiTi-M (martensítico), Ti-beta (titânio-molibdênio) ou para fios de aço, a dimensão do
fio é um critério importante. Se a dimensão do fio aumenta, as forças geradas no
regime elástico aumentam, porém a deformação elástica diminui. Para o alinhamento
e nivelamento, considerando-se fios de um mesmo material, a menor dimensão, com
resistência à deformação plástica adequada, deve ser a preferida. Quando fios
multifilamentados de mesma dimensão são usados, forças mais elevadas seriam
geradas enquanto a flexibilidade (capacidade de se deformar elasticamente sob
flexão) não é relativamente afetava quando comparado com o de aço inoxidável de
filamento único. Este método de combinar múltiplos filamentos de aço que
individualmente não seriam resistentes o suficiente para permitir a ausência de alças
no aço é indicado para o estágio inicial do tratamento.
C) Distância entre os bráquetes
A largura dos bráquetes é um fator importante, pois quanto mais largos
forem esses acessórios, menores serão as distâncias interbráquete, o que dificultará a
inserção de um fio de aço inoxidável nos encaixes dos bráquetes. Esta inserção está
na dependência da gravidade da maloclusão, bem como da dimensão do fio em
questão. Com o aumento da distância entre dois bráquetes a resistência do fio
ortodôntico entre os referidos acessórios diminui rapidamente permitindo, dessa forma,
uma melhor deflexão. Uma maneira de aumentar a deflexão sem sacrificar a
resistência de um arco ortodôntico, é dobrar uma alça entre dois dentes, aumentando
assim a distância ao longo do arco entre os bráquetes.
18
2.2. Histórico dos materiais metálicos utilizados em Ortodontia
A evolução da Ortodontia mostra a utilização de vários metais como
constituintes de arcos ortodônticos em diferentes fases. Até o início da década de 40
ligas de ouro tipo IV (número de dureza Vickers ≥ 150) foram amplamente utilizadas
na fabricação de fios ortodônticos. A partir do final das décadas de 30 e 40, além do
ouro, o aço inoxidável foi disponibilizado para utilização em fios e aparelhos
ortodônticos. Em seguida, fios de aço multifilamentados, trançados ou torcidos, foram
desenvolvidos, aumentando assim a resiliência e o limite de elasticidade do aço. Logo
após, ligas de cobalto-cromo passaram a ser utilizadas na fabricação de fios
ortodônticos.
No início da década de 60 a liga níquel-titânio (Nitinol, 55 a 60% de Ni e
40 a 45% de Ti) propiciou aos ortodontistas uma extensão de trabalho maior
juntamente com a possibilidade de utilização de forças mais leves. Em seguida, ligas
de titânio-beta (titânio-molibdênio) e novas ligas de níquel-titânio foram desenvolvidas,
trazendo aos profissionais novas possibilidades de seleção.
2.3. Aparelho Ortodôntico
Um aparelho ortodôntico fixo padrão é constituído por componentes
individuais incluindo bráquetes (aço inoxidável com e sem níquel; titânio), bandas (aço
inoxidável), uniões metálicas por meio de soldas (solda de prata por brazagem; solda
a ponto com eletrodos de cobre), arcos ortodônticos (aço inoxidável; fios de aço
trançados;
ligas
de
cobalto-cromo;
ligas
de
titânio-beta,
e
ligas
de
níquel-titânio), elos de elastômero e ligaduras metálicas (aço inoxidável) para
amarração (Figura 11 – página 20). O projeto de um aparelho pode ser conduzido de
maneira a facilitar o tratamento de uma dada maloclusão uma vez que numerosas
possibilidades de cada componente atualmente estão disponíveis para a montagem
desse dispositivo.
19
Bráquete
Ligadura
metálica
Banda
Ligadura
elastomérica
Arco
ortodôntico
Figura 11 – Aparelho ortodôntico
Foto do perfil de um aparelho ortodôntico fixo total.
Para a correta utilização dos aparelhos ortodônticos deve-se ter um amplo
conhecimento dos materiais com os quais eles são feitos. WATERS, HOUSTON et al.
(1981) afirmaram que para se obter total vantagem do material, um ortodontista deve
compreender as propriedades do fio e a natureza do compromisso no tratamento para
poder selecionar o fio mais apropriado para uma aplicação particular. De acordo com
KUSY (1997) nos fios ortodônticos usados para tratar pacientes, suas propriedades
elásticas indicam que cada liga se sobressai em um momento particular, seja em um
estágio inicial, intermediário ou final do tratamento. Na verdade, não há um fio que
seja melhor para todos os estágios do tratamento, assim como não há um fio
ortodôntico ideal.
As propriedades, mecânica e física, dos fios podem ser alteradas sob
condições de manipulação variadas. As pressões leves e contínuas produzidas por
estes aparelhos estimulam remodelações ósseas na direção desejada. Assim a
atuação do aparelho tem uma natureza dinâmica, produzindo compressão suficiente
para estimular o movimento dentário pretendido, sem, contudo, levar a um
tensionamento passível de causar necrose do ligamento periodontal e do tecido ósseo.
Como o aparelho deve atuar dentro de limites máximos e mínimos de tensionamento,
sua capacidade de aplicação de força deve ser conhecida.
20
A prática mais tradicional em Ortodontia preconiza a mudança da
dimensão do fio para se variar a rigidez. Alguns fatores que afetam a rigidez do fio
incluem o material do fio (sua dureza, estado de tratamento térmico, etc), dimensões e
tipo de seção transversa. A rigidez final obtida para o fio será também afetada pela
largura do bráquete, distância interbráquete, comprimento do fio e incorporação de
alças, uma vez que estas características irão influenciar diretamente na quantidade de
fio disponível entre dois acessórios consecutivos. A rigidez do fio (Figura 12 –
página 21), relativo à sua dimensão (seção transversa), é útil na determinação da
dureza do aparelho ortodôntico, somente se uma mesma liga for utilizada. Para
qualquer curva carga-deflexão o fio mais elástico apresenta uma curva mais horizontal
e o mais rígido apresenta uma curva mais vertical.
Força (tensão)
Fio 1
Fio 2
Deflexão (deformação)
Figura 12 – Curva carga-deflexão
Para dois fios (modificado de EVANS e DURNING, 1996). Fio
1, menos elástico; Fio 2, mais elástico.
a = ponto de escoamento (mudança das propriedades físicas
de elástica para plástica).
b/c = módulo de elasticidade ou rigidez do fio.
BURSTONE (1981) afirmou que toda dureza do aparelho (S) é
determinada por dois fatores: um fator seria o próprio fio, (Ws), e o outro o projeto do
aparelho (As).
21
S = Ws x As
S = relação carga-deflexão do aparelho
Ws = rigidez do fio
As = fator de dureza do projeto
Em termos gerais,
Dureza do aparelho = Rigidez do fio x Dureza do projeto
A flexibilidade de um determinado comprimento de arco ortodôntico
dependerá: 1) da dimensão e das propriedades elásticas do fio; 2) da distância
interbráquete e dimensões do bráquete, e 3) da configuração do arco ortodôntico. O
projeto do aparelho pode ser mudado ao se aumentar a extensão de fio entre os
bráquetes ou adição de alças; sua dureza pode ser reduzida tanto quanto o fator de
rigidez do projeto é modificado. BURSTONE em 1981, analisando as condições
necessárias para se alterar a rigidez de um fio comenta que a rigidez é determinada
por dois fatores - a seção transversa e o material dos fios:
Ws = Ms x Cs
Ws = número de rigidez do fio
Ms = número de rigidez do material
Cs = número de rigidez da seção transversa
Em termos gerais,
Rigidez do fio = Rigidez do material x Rigidez da seção transversa.
Segundo BURSTONE (1981), a rigidez do fio é determinada pelo momento
de inércia da seção transversa e pelo módulo de elasticidade do material empregado.
A maior razão para um ortodontista selecionar um tamanho de fio particular é a sua
rigidez ou sua relação carga-deflexão; secundariamente, esta escolha é dependente
da magnitude das forças e momentos requeridos.
BURSTONE (1981) afirmou que deflexões elásticas máximas variam
inversamente com a dimensão do fio. Um fio 0.016 polegada teria somente 1,15 vez a
mais de deflexão elástica máxima se comparado com um fio de 0.018 polegada.
22
Pequenas mudanças na seção transversa produzem grandes mudanças na relação
carga-deflexão, uma vez que esta relação varia com a quarta potência do diâmetro
dos fios redondos. ADAMS, POWERS et al. (1987) afirmaram que a força necessária
para deflexionar um fio ortodôntico em uma dada extensão, dentro de seu regime
elástico, é igual à força reativa do fio ortodôntico que causa movimento dentário.
Em 1981, BURSTONE desenvolveu um método numérico simples para
calcular a rigidez relativa de fios de diferentes seções transversas quando o material
do fio é o mesmo. O número de rigidez da seção transversa Cs usa um fio de 0,1mm
(0.004 polegada) como valor base 1. Um fio de 0.006 polegada tem um Cs de 5,0 que
designa para a mesma ativação, uma força liberada cinco vezes maior. Um fio com
seção transversa de 0.016 polegada tem um número de rigidez de 256. Isto significa
que, para uma ativação idêntica, poderia liberar uma força 256 vezes maior do que um
fio redondo de 0.004 polegada (Tabela 2).
Tabela 2 – Número de rigidez da seção transversa (Cs) de fios
redondos
(modificada de BURSTONE, 1981).
Seção transversa
Cs
(Polegada)
(mm)
0.004
0,102
1,00
0.010
0,254
39,06
0.014
0,356
150,06
0.016
0,406
256,00
0.018
0,457
410,06
0.020
0,508
625,00
0.022
0,559
915,06
0.030
0,762
3.164,06
0.036
0,914
6.561,00
Em parte, ligas odontológicas são compostas por uma variedade de metais
para atingir certas propriedades tais como: possibilidade de serem fundidas,
23
resistência mecânica, resistência à corrosão etc. Anteriormente, quando muitos
ortodontistas usavam somente o aço inoxidável, com módulo de elasticidade
aproximadamente idêntico, somente a dimensão do fio variava e nenhuma referência
era feita à propriedade do material que determina a rigidez do fio.
Manter a mesma seção transversa do fio usando materiais diferentes com
rigidez diferenciada pode produzir uma ampla variação de forças e relação
carga-deflexão requerida para uma Ortodontia mais abrangente. O número de rigidez
do material (Ms) é baseado no módulo de elasticidade do mesmo (Tabela 3 – página
24, dados obtidos por testes de flexão de várias ligas com 0.016 polegada). Embora o
módulo de elasticidade seja considerado uma constante, deve ser lembrado que a
história do fio, particularmente seu processo de fabricação, pode ter alguma influência
sobre o módulo de elasticidade.
Tabela 3 – Número de rigidez do material (Ms)
De ligas ortodônticas e fios de aço trançados
(modificada de BURSTONE, 1981)
Número de rigidez (Ms)*
Material
Ligas
Aço inoxidável (ss)
1,00
Titânio-beta (TMA)
0,42
NiTi (Nitinol)
0,26
Cobalto-cromo (Elgiloy azul)
1,19
Cobalto-cromo (Elgiloy azul, tratado
termicamente)
1,22
Trançados
Aço inoxidável (Twist-flex)
0,18 – 0,20
Force-9
0,14 – 0,16
Drect
0,04 – 0,08
Repond
0,07 – 0,08
* Baseado em E = 25 x 106 psi.
24
O módulo de elasticidade é definido como a relação entre tensão e
deformação no regime elástico. Quanto mais alta a relação do limite de elasticidade
para o módulo de elasticidade, melhores serão as propriedades elásticas de um fio
ortodôntico, definidas na verdade por sua resiliência. O desempenho clínico de
qualquer material nesse caso poderá ser descrito em termos de sua rigidez sob flexão
e pela recuperação elástica possível. A Tabela 4 (página 25) apresenta os valores
para o limite de elasticidade e módulo de elasticidade de vários materiais que
constituem os fios ortodônticos.
Tabela 4 – Limite de elasticidade e módulo de elasticidade
Valores para vários materiais de arcos ortodônticos
(modificada de EVANS e DURNING, 1996).
Liga Arco Ortodôntico
Limite de Elasticidade
(psi)
Módulo de Elasticidade
(psi)
Liga de ouro Tipo IV
50.000 – 160.000
15.000.000
Aço inoxidável
50.000 – 280.000
(5-20%)*
23.000.000 – 32.000.000
(10%)*
Elgiloy
200.000 – 280.000
28.500.000 – 34.000.000
(10-20%)*
Aço inoxidável
multifilamentado
200.000
890.000 – 5.100.000
Titânio- molibdênio
(TMA)
170.000
8.000.000 – 16.000.000
NiTi (Nitinol martensítico
estabilizado)
230.000 – 250.000
4.800.000
NiTi Austenítico ativo
superelástico
120.000
8.000.000
NiTi Martensítico
ativo sensível
termicamente
170.000 – 200.000
2.000.000
* Refere-se ao aumento do valor durante o tratamento térmico
25
Na Figura 13 é possível observar que o módulo de elasticidade para o aço
é quase duas vezes o do fio de ouro forjado. Desde que um alto módulo de
elasticidade coincida com baixa resiliência, um fio de ouro seria aproximadamente
duas vezes mais resiliente do que um de aço do mesmo diâmetro. Está ilustrada
nessa figura uma relação típica entre tensão e deformação resultante para fios de ouro
e de aço. A deformação permanecerá diretamente proporcional à tensão e nenhuma
deformação permanente permanecerá após a tensão ser removida ao longo dos
valores não excedidos de P e P’ (limite de elasticidade).
Figura 13 – Curva tensão x deformação
Típica para fios de aço inoxidável e ouro
Gráfico baseado nas características das propriedades físicas
dos fabricantes (modificada de KOHL, 1964).
Segundo KOHL (1964), o módulo de resiliência, que é o trabalho requerido
para o tensionamento de uma unidade de volume de um material até o seu limite
elástico, pode ser determinado pela fórmula R=P2/2E, onde P representa o limite
26
elástico e E o módulo de elasticidade. Pode ser visto nesta equação que o limite
elástico é o principal fator que governa o módulo de resiliência de um fio, pois R varia
linearmente com 1/E e com o quadrado de P. Um fio de ouro forjado dobrará duas
vezes mais do que o fio de aço de um mesmo tamanho quando submetido a forças
iguais dentro do regime elástico.
Clinicamente isto significa que um dente será movido por uma extensão
duas vezes maior com uma mola de ouro forjada do que com uma mola de aço do
mesmo tamanho sob forças iniciais iguais. Para impor a mesma quantidade de
deslocamento de um dente, a mola de aço necessitaria ajustes mais freqüentes. O alto
módulo de elasticidade do aço pode ser compensado usando fios de dimensões
menores quando grandes deflexões são requeridas.
Na Figura 14, a área abaixo das curvas de tensão-deformação para um
valor máximo de tensão elástica representa a resiliência de dois fios ortodônticos. A
resiliência tem dimensão de energia, representando a energia elástica absorvida pelo
fio ao ser tensionado. O fio 1 apresenta uma menor energia armazenada do que
o fio 2.
Fio 1
A = 0-1-2
Fio 2
A = 0-3-4
Força
F Max
Deflexão
Figura 14 – Curva força x deflexão
Energia armazenada para dois fios, onde A = área
representando a energia armazenada para uma força máxima
(modificada de EVANS e DURNING, 1996).
27
De acordo com KOHL (1964), para conformar um arco ortodôntico com
várias alças e molas, o fio deve apresentar a capacidade de ser deformado
plasticamente sem fraturar. Esta propriedade é conhecida como ductilidade. Se a
ductilidade do fio é baixa demais ele irá fraturar no dobramento. Como mencionado
anteriormente, o limite elástico designa a tensão máxima em que uma deformação
permanece ainda diretamente proporcional à tensão. Ele determina a tensão a ser
exercida para se fazer uma dobra permanente no fio e é dependente da composição
química do fio, do tratamento térmico e da quantidade de trabalho a frio que o fio tem
que ser submetido.
A fratura de um fio ocorre mediante a aplicação de uma tensão constante
ou que se modifica lentamente ao longo do tempo em temperaturas que são baixas
quando comparadas à temperatura de fusão do material (CALLISTER, 2000). Tensões
muito altas podem ser aplicadas se elas são uniformemente distribuídas ao longo do
fio. Onde dobras severas em um arco ortodôntico são realizadas, concentrações
localizadas de tensões são produzidas e podem resultar em fratura se as mesmas não
forem liberadas por tratamento térmico. Em tempo e temperatura adequados, este
ocasionará alívio de tensões.
Aparelhos ortodônticos estão sujeitos também a tensões de pequena
amplitude, cíclicas, que podem causar a fadiga do metal. A fadiga é um processo que
conduz à fratura sob tensões repetidas ou flutuantes que tem valor máximo menor do
que a resistência à tração do metal. A vida em fadiga de um metal é governada por
muitos fatores incluindo microestrutura, condição de superfície e resistência à
corrosão. A incidência de falha por fadiga é também aumentada pela presença de
pequenos defeitos de superfície tais como pites ou trincas. Estes quando presentes
em um fio podem causar uma concentração localizada de tensão, resultando em
fratura. Em muitos casos a corrosão causa pites microscópicos que podem encurtar a
vida em fadiga do aparelho.
28
Para a montagem de um aparelho ortodôntico, diversos são os materiais
disponíveis para escolha do profissional, dentre eles podem ser relacionados:
1) fios ortodônticos
a) aço inoxidável
b) fios de aço trançados
c) ligas de cobalto-cromo
d) ligas de titânio-beta (titânio-molibdênio)
e) ligas de níquel-titânio
f) ligas de titânio-nióbio.
2) bráquetes ortodônticos
a) aço inoxidável
b) titânio
c) cerâmico, e
d) policarbonato
3) bandas ortodônticas de aço inoxidável
4) solda
a) solda de prata, e
b) brasagem a base de cobre
2.3.1. Fios Ortodônticos
Os fios ortodônticos podem ser classificados de acordo com a composição
química, microestrutura ou propriedades mecânicas. Os primeiros dois fatores
determinam o terceiro. É importante lembrar que somente a composição não prédetermina as propriedades, desde que o arranjo microestrutural dos vários
componentes tem uma influência significante.
BURSTONE
e
GOLDBERG
(1980)
afirmaram
que
numerosas
propriedades, físicas e mecânicas, podem ser usadas para descrever os fios
29
ortodônticos. A intenção de qualquer classificação é caracterizar clinicamente os
parâmetros mais significativos para o desempenho dos materiais. Por essa razão, o
limite de elasticidade (σe) e o módulo de elasticidade (E) são importantes, não apenas
porque eles são propriedades básicas do material, que podem ser medidas com
procedimentos de laboratório, padronizados, mas também porque definirão as
características do fio.
Em 1981 WATERS, HOUSTON et al. afirmaram que o menor raio de
curvatura segundo o qual um fio pode ser deflexionado e a recuperação elástica da
sua forma original indicam as propriedades elásticas do fio conforme foi fabricado.
A recuperação elástica para uma dada curvatura de um fio aumenta à medida que sua
dimensão diminui. A recuperação elástica ou a deflexão elástica máxima do fio está
relacionada à relação de σe/E. Valores de recuperação elástica mais altos permitem
uma ativação mais extensa, o que é sempre desejável, a menos que outras
propriedades
tais
como
a
conformabilidade
estejam
sendo
sacrificadas
excessivamente. A magnitude da força liberada por um aparelho é proporcional ao seu
módulo de elasticidade. Conformabilidade e resistência à fratura são importantes uma
vez que muitos aparelhos requerem pelo menos uma modificação menor do fio pelo
profissional e que muitas situações demandam conformação plástica e dobras
extensas.
O teste de dobragem a frio descrito na Especificação 32 da American
Dental Association é indicativo da resistência do fio à fratura durante seu dobramento.
Porém, a facilidade em dar forma é ainda, provavelmente, mais bem descrita em
termos da experiência prática com alicates ortodônticos característicos. A capacidade
e a facilidade de serem unidos por solda (soldabilidade) é um outro importante
parâmetro clínico, sendo que a resistência à corrosão de tais uniões e dos próprios
fios deve ser satisfatória.
30
Em 1996, EVANS e DURNING apresentaram uma classificação do
desenvolvimento dos arcos ortodônticos distribuídos em cinco fases cronológicas
(Tabela 5 – página 32):
Fase I
♦ ligas de ouro, e
♦ aço inoxidável
Fase II
♦ ligas de titânio-beta (titânio-molibdênio), e
♦ ligas de níquel-titânio estabilizadas - a liga tem uma composição fixa
que é incapaz de demonstrar mudanças na sua estrutura cristalina.
Suas propriedades elásticas são resultado da sua própria estrutura
estável
Fase III
♦ ligas de níquel-titânio superelásticas - termo utilizado para aqueles
materiais que demonstram curvas de histerese única sob condições
variadas de temperatura ou tensão, e
♦ ligas de níquel-titânio austeníticas ativas - na aplicação de tensão, o
níquel-titânio sofre uma mudança na estrutura cristalina de austenita
para martensita;
Fase IV
♦ ligas de níquel-titânio termodinâmicas (martensítica ativa) - refere-se à
habilidade de um fio ortodôntico retornar à sua forma pretendida uma
vez atingida sua temperatura de transição. Para ser de validade clínica,
os arcos ortodônticos devem ter uma temperatura de transição próxima
à temperatura da boca, e
Fase V
♦ arcos ortodônticos de níquel-titânio termodinamicamente alterados.
31
Tabela 5 – Fase do desenvolvimento dos arcos ortodônticos
Características da força liberada (modificada de EVANS e
DURNING, 1996).
Fase
Método
Características força/deflexão
Material
I
Variação na dimensão do
arco ortodôntico
Características força/deflexão
linear
Aço inoxidável,
ouro
II
Variação no material do
arco ortodôntico, porém
com mesma dimensão
(i.e. variável módulo
ortodôntico,
Burstone 1981)
Características força/deflexão
linear
Titânio-beta
(titâniomolibdênio),
Níquel-titânio,
Aço inoxidável,
Cobalto-cromo
III
Variação no diâmetro do
arco ortodôntico
Características força/deflexão
não linear devido à tensão da
mudança estrutural induzida
Níquel-titânio
superelástico
IV
Variação na composição
estrutural do material do
arco ortodôntico
Características força/deflexão
não linear ditada pela mudança
estrutural induzida termicamente
em todo o arco ortodôntico
Níquel-titânio
ativado
termicamente
V
Variação na
composição/estrutura do
material do arco
ortodôntico
Características força/deflexão
não linear ditada pelas
diferentes mudanças estruturais
induzidas termicamente nas
seções do arco ortodôntico
Graduado,
níquel-titânio
ativado
termicamente
A) Aço inoxidável
Na década de 1940, o aço inoxidável austenítico começou a substituir o
ouro como liga primária para os fios ortodônticos. Suas propriedades mecânicas são
sensíveis ao teor de carbono, que é normalmente inferior a 1%p (porcentagem em
peso). Os aços inoxidáveis são altamente resistentes à corrosão em uma variedade de
ambientes. Seu elemento de liga predominante é o cromo, sendo que este material
deve se apresentar pelo menos na quantidade de 11%p (porcentagem em peso).
Como composição geral para os aços inoxidáveis austeníticos, O’BRIEN (1997) e
BRANTLEY e ELIADES (2001) citaram: 17%-20% Cr, 8%-12% Ni, máximo de 0,15%
C, aproximadamente 70% Fe.
GASTON (1951) chamou a atenção para o fato de que os fios de aço
inoxidável de uso ortodôntico, aço níquel-cromo estabilizado 18-8 do tipo 302 ou 304,
32
geralmente obedecem a especificações do Instituto Americano do Ferro e Aço (AISI),
e são, normalmente, projetados especificamente para este fim.
Os aços inoxidáveis estão divididos, simplificadamente, em três classes,
com base na fase predominante na sua microestrutura, quais sejam: martensítica,
ferrítica ou austenítica. Uma ampla variedade de propriedades mecânicas combinadas
a uma excelente resistência à corrosão torna os aços inoxidáveis muito versáteis no
que se refere ao seu domínio de aplicação.
Para os aços inoxidáveis austeníticos, o campo de fases austenítico (ou
fase gama) se estende até a temperatura ambiente. Estes aços apresentam o Ni como
estabilizador primário da austenita, estando incluído nessa categoria o tipo 316L (com
baixo conteúdo de carbono). Já os ferríticos são compostos pela fase ferrita α (CCC).
Os aços inoxidáveis austeníticos e ferríticos são endurecidos e têm sua resistência
aumentada mediante deformação plástica a frio, uma vez que não são tratáveis
termicamente. Os aços austeníticos são, em geral, mais resistentes à corrosão, devido
aos elevados teores de cromo e níquel. Os aços austeníticos é que são empregados
comumente em Ortodontia.
Segundo ANUSAVICE (1996), geralmente o aço inoxidável austenítico é
preferível ao ferrítico devido: 1) maior ductilidade e capacidade de trabalho a frio sem
fraturar; 2) aumento de resistência mecânica após o trabalho a frio; 3) maior facilidade
de soldagem; 4) supera prontamente bem a sensitização; 5) menor tendência a
crescimento de grão, e 6) maior facilidade de conformação.
Os aços inoxidáveis austeníticos mais conhecidos e populares são da
classe 18-8, com 18% de cromo e 8% de níquel, que conferem ao aço melhor
resistência à corrosão. EVANS e DURNING (1996) afirmaram que aços austeníticos
apresentam ainda maiores limite e módulo de elasticidade o que lhes trouxe uma
vantagem em condições em que fios mais rígidos são requeridos.
A disponibilidade do aço inoxidável austenítico tem sido o suporte principal
para a utilização em fios ortodônticos devido ao seu bom equilíbrio de estabilidade
33
ambiental, rigidez, resiliência e conformabilidade. GASTON (1951), sobre o aço
inoxidável utilizado em Ortodontia, ressaltou que se deve considerar:
1) alteração da propriedade mecânica devido ao superaquecimento não é capaz
de ser recuperada com sucesso, porém o emprego de técnica apropriada
evitaria este problema;
2) a resistência à tração do material é tanto mais alta do que a de outros
materiais geralmente empregados nos fios de dimensão consideravelmente
menor, indicados para produzir as mesmas tensões, e
3) embora essa alta resistência à tração seja um fator que retarda a ruptura na
boca, aumenta a possibilidade de fratura durante a conformação,
especialmente no ponto onde dobras aguçadas forem realizadas.
De acordo com TOMS (1988), o aço inoxidável não é totalmente resistente
à corrosão e sua susceptibilidade é devida a uma determinada condição ou a uma
combinação das seguintes condições:
1) superfície não homogênea;
2) áreas trabalhadas a frio (endurecimento por trabalho) produtoras de tensão e
compressão que seriam de menor resistência à corrosão;
3) incorporação de impurezas na superfície, isto é, manipulação descuidada do
fio com alicates de aço carbono ou cortar um aço com broca pode resultar
em inclusões de superfície.
4) uniões por soldagem atuam como pares galvânicos, e
5) ataque por cloreto de ferro ao se usar algum produto de limpeza de dentadura
para limpar o aparelho.
O tratamento térmico dos aços inoxidáveis austeníticos em tempo e
temperatura adequados promoverá um alívio de tensões, não permitindo que ocorra
precipitação de carbeto de cromo. Em 1988, TOMS avaliou fios de aço inoxidável
18:8 K C Smith (rígido) de 0,7 mm de diâmetro. Seis grupos foram considerados:
1) fios conforme recebidos do fabricante; 2) conforme recebidos que tinham sido
34
tratados termicamente ao ar aquecido a 400°C durante 10 minutos; 3) conforme
recebidos formando uma mola digital; 4) conforme recebidos formando mola digital
deixando exposta somente a mola; 5) conforme recebidos formando um grampo de
Adams e 6) fios conforme recebidos formando grampo de Adams deixando exposto
apenas o grampo. Todas as amostras tiveram suas dimensões previamente
registradas com um micrômetro e um calibrador Vernier. Os fios foram limpos por
imersão em tolueno por 5 minutos, e depois enxaguados em água destilada e secos.
Em seguida foram unidos a um eletrodo de trabalho e isolados em um meio corrosivo
por meio de um tubo de PVC e uma borracha Impregum. O tubo foi encolhido por meio
de ar aquecido para evitar o revenido. Ácido sulfúrico 0,5M a 30°C foi usado como
meio corrosivo para obter dados básicos para futura comparação de dados corrosivos
(ASTM Standars, 1980; NACE, 1980). O ácido foi purificado com nitrogênio livre de
oxigênio por trinta minutos, antes do experimento, para assegurar uma solução
anaeróbica a temperatura constante. A purificação também teve como função agitar o
meio corrosivo. A solução ácida foi renovada após cada medida de resistência de
polarização.
TOMS (1988) concluiu que as medidas de resistência de polarização de
um grampo de Adams produziram resultados interessantes, senão conclusivos. Onde
o fio foi tensionado, a corrosão foi mais intensa do que aquela verificada no fio
conforme recebido do fabricante, no fio tratado termicamente e na mola digital.
GOLDBERG, VANDERBY et al. (1977) utilizaram a máquina universal
Instron para avaliar o módulo de elasticidade dos fios ortodônticos de aço inoxidável
(Standard Permachrome, Unitek Corp.) na condição em que foram recebidos e após
tratamento térmico. Estes últimos foram avaliados após 5 minutos de tratamento
térmico à temperatura de 1010°C e após 3 minutos de tratamento térmico à
temperatura de 454°C e 400°C, temperaturas empregadas em tratamentos térmicos
para alívio de tensão em fios ortodônticos. Os valores obtidos para os fios conforme
recebidos do fabricante variaram de 21,3 a 24,8 x 106 psi. Afirmaram que esse valor
35
está 20% abaixo daquele geralmente aceito, que é de 28,0 a 29,0 x 106 psi. Em
relação aos materiais tratados termicamente a 1010°C, o valor médio medido foi de
27,6 x 106 psi. Já aqueles tratados a 400°C não mostraram diferença estatisticamente
significante em relação ao material como foi recebido. Porém os tratados a 454°C
exibiram um pequeno aumento no módulo de elasticidade e diminuição de 0,01% e
0,10% no limite de escoamento (Tabela 6).
Alto módulo de elasticidade implica na utilização de fios de menor
dimensão para procedimentos de alinhamento e nivelamento, quando forças menores
são indicadas. Dimensões reduzidas de fios, por outro lado, resultam em dificuldade
de adaptação ao bráquete e possível perda de controle no tratamento. Para se
contornar as limitações inerentes aos altos módulos de elasticidade, a incorporação de
alças aos arcos ortodônticos feitos em aço inoxidável é indicada.
Tabela 6 – Propriedades mecânicas de fios ortodônticos
Fios ortodônticos de 0,406mm (0.016 polegada) após
tratamento para alívio de tensão (modificada de GOLDBERG,
VANDERBY e BURSTONE, 1977).
Propriedade
Mecânica
Como recebido
400°C
3 minutos
454°C
3 minutos
Módulo de elasticidade
x 104 Mpa
(x 106 psi)
0,1% compensação
15,6 ± 0,8*
(22,6 ± 1,2)
14,9 ± 0,6
(21,5 ± 0,8)
16,9 ± 0,8
(24,5 ± 1,1)
Limite de elasticidade
x 102 Mpa
(x 104 psi)
0,10% compensação
10,4 ± 0,9
(15,0 ± 1,4)
9,5 ± 1,5
(13,8 ± 2,2)
8,5 ± 0,8
(12,4 ± 1,2)
Limite de elasticidade
x 102 Mpa
(x 104 psi)
18,8 ± 1,5
(27,2 ± 2,2)
17,0 ± 2,1
(24,6 ± 3,0)
15,1 ± 0,8
(21,9 ± 1,2)
*
Média ± Desvio Padrão
36
Em geral, o aço inoxidável apresenta uma excelente conformabilidade,
embora os fios com limite de elasticidade mais elevado possam apresentar fragilidade.
Pode ser soldado, embora a técnica seja requerida eventualmente. Finalmente,
considera-se que estes fios têm boa resistência à corrosão, embora as uniões de
solda possam se corroer na cavidade bucal. A adequada combinação de recuperação
elástica, boa conformabilidade e custo moderado respondem pela popularidade do aço
inoxidável como arco ortodôntico.
B) Fios de aço trançados
A utilização de fios múltiplos trançados é também comum na Ortodontia.
Essa configuração apropria-se das vantagens de pequenas seções resistentes que
apresentam deflexões elásticas máximas mais altas e que no processamento
produzem fios que têm rigidez relativamente baixa (Tabela 3 – página 24). WATERS,
HOUSTON et al. (1981) afirmaram que a rigidez à flexão de um fio trançado parece
depender muito pouco do modo como são entrelaçados.
O objetivo de se empregar filamentos finos no local de um arco simples do
mesmo material e com a mesma área de seção transversa é aumentar a
deformabilidade elástica (módulo de elasticidade) enquanto a inclinação da curva
carga-deflexão (expressa a rigidez de um material) se mantém inalterada (Figura 15 –
página 38) (STEPHENS, HOUSTON et al., 1971).
STEPHENS, HOUSTON et al. (1971) afirmaram que os arcos de
filamentos múltiplos são classificados pelos seus diâmetros externos, embora a área
da seção transversa dos fios seja menor do que aquela de um fio de filamento simples
de mesmo diâmetro (Figura 16 – página 38). Assim, um arco de filamento múltiplo de
diâmetro 0,45mm (0.018 polegada) pode ser considerado equivalente a um de
filamento simples de 0,3mm (0.012 polegada) em termos de características cargadeflexão. É evidente que por conter menor secção resistente total, o arco de filamento
múltiplo de 0,45 mm de diâmetro nominal libera forças muito menores do que um arco
37
simples de 0,45 mm de diâmetro quando deflexionado em uma mesma quantidade. No
entanto, um arco de filamento múltiplo pode sofrer deflexão por completo a uma
distância maior sem se deformar permanentemente.
Carga
Múltiplo
Simples
Deflexão
Figura 15 – Curva carga x deflexão
Arcos de filamentos múltiplos comparados com os simples
(modificada de STEPHENS, HOUSTON et al., 1971).
Figura 16 – Seção transversa de arcos ortodônticos
Área de um arco de filamentos múltiplos comparado com um
fio sólido de mesmo diâmetro global (modificada de
STEPHENS, HOUSTON et al., 1971).
38
De acordo com EVANS e DURNING (1996) ao se comparar o aço
inoxidável de fio único com o aço inoxidável de filamento triplo de diâmetro
semelhante, este último produz um módulo de elasticidade de 1/5 e uma variação de
trabalho que é de 150 a 200% maior (Tabela 7).
Tabela 7 – Relações
materiais
da
recuperação
elástica
para
vários
(modificada de EVANS e DURNING, 1996).
Aço
inoxidável
Aço inoxidável
de filamento
triplo
Titâniobeta
Níquel-titânio
martensítico
estabilizado
Níquel-titânio
austenítico
ativo
1
1,5 – 2
1,75
2,5
4–5
STEPHENS, HOUSTON et al. (1971) testaram vários fios de filamentos
múltiplos 0,45mm (0.018 polegada). Alguns arcos de filamento múltiplo (por exemplo,
arco de fio geminado, arco Bundle) têm seus filamentos paralelos, enquanto outros
(por exemplo, Twistflex e Orhoflex) têm seus filamentos trançados um no outro
(Tabela 8 – página 40). Os testes empregados envolveram medidas de raio mínimo no
qual houve completa recuperação elástica. Os autores concluíram que: 1) arcos de
filamentos múltiplos oferecem vantagens consideráveis como arco inicial de
alinhamento com qualquer tipo de bráquete devido à sua flexibilidade em todos os
planos; 2) o arco de fio múltiplo deveria substituir a utilização do aço inoxidável rígido
na seção anterior de um arco de fio duplo (geminado), e 3) dos arcos testados, o
Orthoflex por ter baixa rigidez demonstrou propriedades, clínica e laboratorial,
superiores.
39
Tabela 8 – Detalhes dos fios de arcos ortodônticos testados
(modificada de STEPHENS, HOUSTON e WATERS, 1971).
Produto
Material
Forma
Fabricante
0,45mm
(0.018 pol.)
Orthoflex
Tratado termicamente,
alta elasticidade,
aço inoxidável
Filamentos de
3 x 0,04mm,
fortemente trançados,
16 voltas por polegada
Dentaurum
0,45mm
(0.018 pol.)
Orthoflex
Alta elasticidade,
aço inoxidável
Filamentos de
3 x 0,04mm,
fortemente trançados,
16 voltas por polegada
Dentaurum
0,45mm
(0.018 pol.)
Twistflex
Alta elasticidade,
aço inoxidável
Filamentos de
3 x 0,04mm,
5 voltas por polegada
Unitek
0,45mm
(0.018 pol.)
Arco Bundle
Elgiloy vermelho
Elgiloy verde
4 filamentos
paralelamente estendidos
Rocky
Mountain
Fio de Arco
Geminado
Aço inoxidável
rígido
2 filamentos
0,25mm,
paralelamente estendidos
---
C) Ligas de cobalto-cromo
Uma liga particular de cobalto-cromo conhecida como Elgiloy encontrou
ampla aplicação em Ortodontia. Este material foi desenvolvido pela companhia Elgin
para uso em componentes de relógios. Apresenta como base o cobalto, contendo
ainda cromo, níquel, e ferro com pequenas quantidades de molibdênio, magnésio,
berílio e carbono.
Estas ligas têm aparência e propriedades mecânicas semelhantes às do
aço inoxidável (Tabela 9 – página 41), sendo que a diferença está no seu rápido
endurecimento por trabalho mecânico (encruamento) e no comportamento sob
tratamento térmico. Isto produz maiores alterações no comportamento elástico,
resultando em um maior limite de elasticidade e resiliência mais alta nas ligas de
40
cobalto-cromo do que nos de aço inoxidável. Como vantagem em relação ao aço
inoxidável, esta liga apresenta propriedades físicas superiores, maior resistência à
fadiga e distorção e aplicação mais adequada como mola resiliente. Podem ser polidas
eletroliticamente, facilmente soldadas e facilmente tratadas termicamente para
remover tensões internas e aumentar o desempenho da mola.
Tabela 9 – Variação das propriedades mecânicas
Principal importância clínica da tensão para quatro maiores
ligas ortodônticas e fios conforme recebidos (modificada de
O’BRIEN, 1997).
Fio de liga
Módulo de elasticidade
(GPa)
Limite de elasticidade
(MPa)
Aço inoxidável
(resiliente)
160 – 180
1.100 – 1.500
Cobalto-cromo
(Elgiloy – dureza macia)
160 – 190
830 – 1000
Titânio-beta
(titânio-molibdênio, TMA)
62 – 69
690 – 970
Níquel-titânio
(Nitinol)
34
210 – 410
Para utilização em Ortodontia, a liga de cobalto-cromo está disponível na
forma de fio em têmperas e dimensões diferentes, permitindo seu emprego durante
todo o tratamento. Como composição geral para as ligas de cobalto-cromo, O’BRIEN
(1997) e BRANTLEY e ELIADES (2001) citaram: 40% Co, 20% Cr, 15% Ni, 15,8% Fe,
7% Mo, 2% Mn, 0,15% C e 0,04% Be para a liga Elgiloy (Rocky Mountain
Orthodontics) muito comumente usada.
Quatro
tipos
de
ligas
de
cobalto-cromo
foram
eventualmente
comercializadas, variando de uma capacidade inicial de formação, de uma liga com
têmpera rígida e resiliente superelástica, designada “vermelha”, a uma liga leve e
deformável, designada “azul”. Duas destas ligas, a “azul” e uma levemente menos
41
deformável, mas não menos dúctil, a “amarela”, foram desenvolvidas entre 1958 e
1961, com o objetivo de igualar, em seus estados termicamente tratados, à têmpera
dos aços inoxidáveis convencionais e extra-duros daquela época (FRANSEEN, 1995
apud KUSY, 1997). As diferenças nas propriedades mecânicas surgem nas variações
das propriedades do processo de fabricação do fio, sendo a de dureza macia a liga
mais popular entre os clínicos. A de têmpera macia é facilmente deformada e
conformada nos aparelhos quando tratada termicamente, o que lhe confere valores
mais elevados de limite de elasticidade e resiliência. O módulo de elasticidade destes
fios é de 28.500.000 a 30.000.000 psi o que confere a este tipo de liga uma
característica de mola – ou elasticidade – semelhante ao aço inoxidável.
A recuperação elástica para a liga Elgiloy® macia foi determinada variando de
0,0045 a 0,0065 para cinco diferentes dimensões de fios conforme recebidos dos
fabricantes e, após terem sido submetidas a tratamento térmico, essa variação foi de
0,0054 a 0,0074.
Comparando as propriedades físicas da liga de cobalto-cromo com um aço
empregado em relógios a corda, o fabricante alega que a primeira liga é superior em
275% em resistência para fixação, 100% em resistência à fadiga. Apresentam uma
alta resistência à corrosão, um limite de elasticidade levemente mais alto, dureza e
limite de resistência à tração elevados, além de poderem ser facilmente soldadas.
Segundo FILMORE e TOMLINSON (1976), em 1958 DENVER conduziu
uma investigação sobre fios de cobalto-cromo para determinar os efeitos do
tratamento térmico a 900°F por três minutos sobre sua ductilidade e também a
capacidade de uma alça vertical resistir à deformação permanente. O autor relatou
70% de redução na ductilidade e uma melhoria de 60% na capacidade do fio para
resistir à deformação permanente após tratamento térmico.
FILLMORE e TOMLINSON (1976) usaram a liga de cobalto-cromo de
têmpera macia e quantificaram os efeitos apresentados pelas várias temperaturas de
tratamento térmico sobre a habilidade de cada têmpera particular resistir à deformação
42
permanente. Eles compararam fios retangulares 0.016 x 0.022 polegada tratados
termicamente com uma unidade de resistência elétrica com aqueles tratados em um
forno odontológico. Verificaram que um tratamento térmico a temperaturas de até
1200°F aumenta a resistência à deformação permanente (Figura 17), com um ganho
de 95% a 900°F. O máximo de resistência ocorreu entre as temperaturas de 1100°F e
1200°F por um tempo de 5 minutos em forno odontológico. Um rápido declínio na
resistência à deformação foi observado nos fios tratados a temperaturas acima de
1200°F devido ao recozimento parcial. Já aqueles tratados a 1500°F mostraram um
aumento marcado na deformação permanente quando cargas de deformação maiores
que 350g foram aplicadas. Para cargas acima de 500g, os fios tratados termicamente
a 1500°F deformaram permanentemente mais do que aqueles que não sofreram
tratamento térmico. Fios tratados a 1400°F mostraram, entretanto, uma resposta
semelhante, porém não representativa para cargas acima de 500g (Tabela 10 –
página 44).
Figura 17 – Deformação permanente x força aplicada
Fios com várias temperaturas de tratamento
(modifiada de FILLMORE e TOMLINSON, 1976).
43
térmico
Tabela 10 – Força requerida
Para uma deformação permanente de 0,1 mm de uma liga de
cobalto-cromo em um fio de 0.016 x 0.022 polegada (média e
desvio padrão de 6 espécimes de fio) (modificada de
FILLMORE e TOMLINSON, 1976).
Temperatura
Força (g.f)
Temperatura
Força (g.f)
Não aquecido
139,7 ± 12,3
1100°F
350,0 ± 00,0
600°F
191,7 ± 12,9
1200°F
383,3 ± 20,4
700°F
233,3 ± 12,9
1300°F
375,0 ± 22,4
800°F
244,5 ± 16,5
1400°F
375,0 ± 22,4
900°F
272,3 ± 4,1
1500°F
300,0 ± 0,0
1000°F
294,5 ± 13,5
950°F
208,3 ± 20,4
A Tabela 11 (página 45) mostra a força média em gramas requerida para
causar 0,1mm de deformação permanente para cada grupo tratado.
44
Tabela 11 – Deformação permanente do fio de cobalto-cromo tratado termicamente
Deformações permanente (mm) do fio de cobalto-cromo de 0.016 x 0.022 polegada para várias temperaturas. Média e
Desvio Padrão de seis espécies de fios (modificado de FILLMORE e TOMLINSON, 1976).
Temperatura
Deformação do Fio em Grama.Força (g.f)
Tratamento
Térmico
50
100
150
200
250
300
350
400
450
500
550
600
650
Tratamento
---
---
0,15 ± 0,05
0,67 ± 0,23
1,45 ± 0,40
2,65 ± 0,61
4,15 ± 0,80
6,13 ± 1,03
8,72 ± 1,49
11,67 ± 1,86
15,12 ± 2,17
18,87 ± 2,32
21,67 ± 2,70
600°F
---
---
---
0,13 ± 0,05
0,33 ± 0,08
0,73 ± 0,21
1,45 ± 0,23
2,42 ± 0,33
3,95 ± 0,59
6,38 ± 0,79
9,87 ± 0,71
13,87 ± 0,93
18,09 ± 1,09
700°F
---
---
---
---
0,17 ± 0,05
0,50 ± 0,17
1,08 ± 0,23
1,85 ± 0,48
3,00 ± 0,67
4,88 ± 1,05
7,50 ± 1,56
11,23 ± 1,90
14,93 ± 2,56
800°F
---
---
---
---
0,12 ± 0,06
0,35 ± 0,05
0,72 ± 0,15
1,28 ± 0,18
2,18 ± 0,24
3,50 ± 0,35
5,63 ± 0,51
8,78 ± 0,51
12,88 ± 1,41
900°F
---
---
---
---
---
0,23 ± 0,05
0,48 ± 0,08
0,93 ± 0,25
1,52 ± 0,33
2,37 ± 0,63
3,80 ± 0,93
6,12 ± 1,41
9,45 ± 2,15
1000°F
---
---
---
---
---
0,13 ± 0,08
0,32 ± 0,12
0,50 ± 0,13
0,82 ± 0,27
1,33 ± 0,45
2,00 ± 0,64
3,12 ± 1,12
4,95 ± 1,82
1100°F
---
---
---
---
---
---
0,10 ± 0,00
0,20 ± 0,00
0,35 ± 0,05
0,57 ± 0,10
0,90 ± 0,13
1,45 ± 0,27
2,37 ± 0,50
1200°F
---
---
---
---
---
---
0,02 ± 0,04
0,15 ± 0,05
0,30 ± 0,11
0,53 ± 0,15
0,78 ± 0,15
1,33 ± 0,15
2,25 ± 0,39
1300°F
---
---
---
---
---
---
0,03 ± 0,05
0,18 ± 0,08
0,28 ± 0,08
0,55 ± 0,08
0,93 ± 0,10
1,70 ± 0,13
3,12 ± 0,40
1400°F
---
---
---
---
---
---
0,03 ± 0,05
0,17 ± 0,05
0,27 ± 0,05
0,65 ± 0,10
1,30 ± 0,14
3,89 ± 1,06
7,12 ± 0,93
1500°F
---
---
---
---
---
0,10 ± 0,00
0,53 ± 0,26
2,08 ± 1,04
6,10 ± 2,47
11,53 ± 3,45
17,38 ± 3,36
22,38 ± 3,09
26,98 ± 2,88
---
---
---
0,08 ± 0,04
0,22 ± 0,08
0,45 ± 0,10
0,75 ± 0,14
1,32 ± 0,26
2,05 ± 0,43
3,32 ± 0,73
5,22 ± 1,19
7,93 ± 1,76
11,48 ± 2,40
Sem
950°F
Flash Paste
45
Com relação ao tratamento térmico usando uma unidade de resistência a
uma temperatura de 950°F, FILLMORE e TOMLINSON (1976) afirmaram que o
aumento na resistência à deformação permanente foi semelhante aos fios tratados
termicamente em um forno odontológico entre as temperaturas de 800°F e 900°F.
Sabe-se que a composição química e o tratamento termodinâmico da liga
de cobalto-cromo apresentam impacto na sua resistência à corrosão. Neste contexto,
a mesma importância deve ser dada à qualidade da superfície do material. Uma
rugosidade, superfície não homogênea com inclusões de carbeto, facilita o início do
processo de corrosão, tal como corrosão por pite. ES-SOUNI, FISCHER-BRANDIES et
al. (2003) objetivando contribuir para a compreensão dos efeitos da topografia de
superfície e composição química no comportamento em relação à corrosão, bem
como, a biocompatibilidade da liga de cobalto-cromo, avaliaram a biocompatibilidade
in vitro do cobalto-cromo (Elgiloy®), uma liga a base de cobalto, comparados a duas
ligas de titânio. Para isso, utilizaram duas barras de fios – cobalto-cromo azul (Elgiloy®
azul, macio – semi resiliente) e cobalto-cromo amarelo (Elgiloy® amarelo, dúctil –
resiliente) (RMO, Denver, CO, USA) de dimensões 0.016 x 0.022 polegada. O grupo
controle foi submetido às mesmas condições, sendo constituído de uma liga binária
NiTi (Neo SentalloyTM - GAC, Central Islip, NY, USA) e uma liga titânio-molibdênio
(Ti-III-β, TMA® - Ormco, Glendora, CA, USA) utilizadas na forma de arcos ortodônticos
de 0.016 x 0.022 polegada.
Relativo aos testes quanto à corrosão, ES-SOUNI, FISCHER-BRANDIES
et al. (2003) utilizaram ensaios potenciodinâmicos a 37°C com os fios imersos a 2cm
de profundidade. Dois diferentes eletrólitos foram utilizados: solução de Ringer (Merck,
Darmstadt, Germany) e solução de saliva artificial como a proposta por BARRET,
BISHARA et al. (1993). Durante o experimento os fios foram objeto de uma
polarização anódica crescente. A variação de potencial foi entre –1,5V e +1,5V, sendo
a taxa de variação de 2mV/s.
46
Para a detecção de íons Ni e Co, após os ensaios de polarização,
ES-SOUNI, FISCHER-BRANDIES et al. (2003) examinaram, por meio de fotometria
(560 e 620 nm), os eletrólitos usados com Kits de teste prontos para serem usados
(Hach, Düsseldorf, Germany) seguindo o método PAN (1-[2 pyridylazo]-2-naphthol).
Considerando os testes de biocompatibilidade in vitro ES-SOUNI,
FISCHER-BRANDIES et al. (2003) utilizaram o MTT (3-[4,5-dimetiltiazol-2-yl]-2,5-brometo de difeniltetrazolium) como proposto por TADA, SHIBO et al. em 1986.
O teste foi realizado em três diferentes culturas de células: L929 (ACC2), uma linha de
célula de fibroblasto de rato (DMSZ, Braunschweig, Germany); um fibroblasto humano
primário e uma cultura de célula epitelial cultivada em células gengivais saudáveis.
Resultados das análises de EDS da composição química das amostras
testadas por ES-SOUNI, FISCHER-BRANDIES et al. (2003) mostraram que
cobalto-cromo (Elgiloy® azul) e cobalto-cromo (Elgiloy® amarelo) diferem levemente
em suas composições químicas, NiTi (Neo SentalloyTM) e titânio-molibdênio (TMA®)
exibem as composições típicas de ligas de memória de forma binárias NiTi e ligas
Ti-III-β (titânio-molibdênio) respectivamente (Tabela 12 – página 48). Com respeito à
liberação de íons, foi possível observar que a liga binária NiTi tem conteúdo de Ni
substancialmente mais alto do que cobalto-cromo (Elgiloy®) (Tabela 12 – página 48).
Ambas as amostras de cobalto-cromo (Elgiloy®) mostraram uma liberação de íons
relativamente mais alta de Ni e Co, especialmente na solução de Ringer muito rica em
cloreto (Tabela 13 – página 49). O cobalto-cromo amarelo (Elgiloy® amarelo) liberou
quantidades levemente mais altas de íons de Ni e Co do que o cobalto-cromo azul
macio (Elgiloy® azul macio). Nenhum dos fios controle liberaram quantidades
identificáveis de íons de Ni ou Co em seus eletrólitos (Tabela 13 – página 49).
Resultados dos ensaios de polarização (Tabela 14 – página 49 e
Figura 18 – página 50) realizados por ES-SOUNI, FISCHER-BRANDIES et al. (2003)
também mostraram que cobalto-cromo azul (Elgiloy® azul) e cobalto-cromo amarelo
(Elgiloy® amarelo) diferem levemente. Ambos exibiram potenciais de corrosão por pites
47
satisfatório de 0,9 e 1,0V em saliva artificial e em solução de Ringer (Tabela 14 –
página 49). Entretanto houve um aumento surpreendente na densidade de corrente
após o início da corrosão por pites, especialmente na solução de Ringer muito rica em
cloreto. As densidades de corrente na polarização anódica e catódica entre os
potenciais máximos (+1,5V) e potencial de repassivação diferiram, de modo que os
potenciais de repassivação de 0,9 e 0,8V (Tabela 14 – página 49) foram claramente
menores que os potenciais de pite correspondentes. Os dois grupos controle exibiram
substancialmente melhor resistência à corrosão, com a composição dos eletrólitos
tendo muito menos influência na curva de densidade de corrente. Como esperado, a
liga titânio-molibdênio (Ti-III-β TMA®) não apresentou corrosão na faixa de potencial
testada (Figura 18 – página 50). Ao contrário, níquel-titânio (Neo SentalloyTM) teve um
potencial de pite de 1,15V com um aumento pequeno na densidade de corrente no
curso total da polarização anódica. Entretanto as curvas de polarização anódica e
catódica não indicaram qualquer mudança no caso dos dois fios controle.
Tabela 12 – Análise da composição química das amostras
Análise realizada por meio de Espectroscopia de Energia
Dispersiva (EDS) (modificada de ES-SOUNI, FISCHERBRANDIES et al., 2003).
Amostra
Têmperas
Cobalto-cromo
(Elgiloy® Azul)
Mo
7,79
8,32
Cr
17,84
19,22
Fe
15,36
15,13
Co
41,86
41,18
Ni
17,15
16,15
Cobalto-cromo
NiTi
(Elgiloy® Amarelo) (Neo SentalloyTM)
Titânio-beta
TMA®
13,00
57,6
Ti
42,4
75,10
Zr
7,20
Sn
4,70
Total
100
100
100
48
100
Tabela 13 – Liberação de íons das amostras
Liberação de íons em solução de Ringer e solução de saliva
artificial determinada pelo método PAN (em mg/cm2)
(modificada de ES-SOUNI, FISCHER-BRANDIES et al.,
2003).
Amostra/Têmperas
Solução de Ringer
Solução de Barrett
Ni
Co
Ni
Co
Cobalto-cromo
(Elgiloy® Azul)
0,095
0,173
0,020
0,040
Cobalto-cromo
(Elgiloy® Amarelo)
0,110
0,188
0,030
0,060
NiTi
(Neo SentalloyTM)
0,001
0
0,001
0
Titânio-beta
(TMA®)
0
0
0
0
Tabela 14 – Potenciais de corrosão por pite e repassivação
Amostras testadas em solução de Ringer e solução de saliva
artificial em um pH de 6,7 e 37°C, determinado por teste PDC
(in V) (modificada de ES-SOUNI, FISCHER-BRANDIES et al.,
2003).
Amostra/Têmperas
Cobalto-cromo
(Elgiloy® azul)
Cobalto-cromo
(Elgiloy® amarelo)
NiTi
(Neo SentalloyTM)
Titânio-beta
(TMA®)
Solução de Ringer
Solução de Barret
PCP
RP
PCP
RP
1,0
0,9
0,9
0,8
1,0
0,9
0,9
0,8
1,15
1,11
1,26
1,2
>2,0
>2,0
>2,0
>2,0
De acordo com ES-SOUNI, FISCHER-BRANDIES et al. (2003) a topografia
de superfície do cobalto-cromo azul (Elgiloy® azul) e cobalto-cromo amarelo (Elgiloy®
amarelo) ambas são caracterizadas por sulcos longitudinais profundos. Numerosas
inclusões escuras, especialmente no caso de cobalto-cromo amarelo (Elgiloy®
amarelo) foram identificadas por análise de EDS como carbetos. As superfícies polidas
49
eletroliticamente diferiram consistentemente. Em ambos os casos, nenhuma estrutura
do grão foi visível, mas numerosas linhas de escorregamento indicaram deformação
plástica do material. Ambas as superfícies exibiram corrosão distinta após teste de
polarização. Análise de EDS das áreas corroídas mostrou que este processo se iniciou
primariamente em sítios quimicamente heterogêneos, como fases intermetálicas ou
inclusões.
Figura 18 – Curvas densidade – potencial de corrente
Registrada em solução de Ringer e solução de saliva artificial
a um pH de 6,7 e 37°C (modificada de ES-SOUNI, FISCHERBRANDIES et al., 2003).
Segundo ES-SOUNI, FISCHER-BRANDIES et al. (2003) a topografia de
superfície dos grupos controle apresentou corrosão e não mudou substancialmente
quando comparada às amostras conforme recebidas. Níquel-titânio (Neo SentalloyTM)
mostrou uma superfície lisa com uma microestrutura típica de ligas de memória de
forma à base de NiTi, caracterizadas por estrutura martensítica-austenítica.
Esporadicamente constatou-se a ocorrência de pequenas áreas escuras identificadas
por análise de EDS como sendo carbetos e nitretos de Ti. Após a corrosão, somente
algumas poucas áreas, com poucos pites foram encontradas. A superfície do titânio-
50
beta (TMA®) em ambos estados, conforme recebido e após corrosão, estavam lisas e
homogêneas com algumas áreas recristalizadas.
Conforme os relatos de ES-SOUNI, FISCHER-BRANDIES et al. (2003) os
resultados dos testes de biocompatibilidade in vitro mostraram claramente uma
atividade
de
hidrogenase
marcadamente
inferior
em
ambas
as
amostras
cobalto-cromo (Elgiloy®) do que nos dois grupos controle a 73% e 68% de densidade
ótica relativa para períodos de incubação de 24 e 48 horas respectivamente. Um
aspecto notável é que, enquanto os grupos controle mostraram um leve aumento na
atividade enzimática após um período de incubação de 48 horas, as amostras de
cobalto-cromo (Elgiloy®) induziram uma diminuição adicional na atividade enzimática
em torno de 5%. Estes resultados foram válidos para todos os três tipos de células de
cultura.
ES-SOUNI, FISCHER-BRANDIES et al. (2003) concluíram que cobaltocromo (Elgiloy®) é caracterizada por menor resistência à corrosão e biocompatibilidade
do que a liga de memória de forma a base de NiTi binária (Neo SentalloyTM) e a liga de
titânio-molibdênio (Ti-III-β TMA®). Isto é atribuído à qualidade de acabamento de
superfície inferior, ao processo de endurecimento por tensão e à presença de
numerosas inclusões e precipitados. Desde que uma resistência reduzida à corrosão
in vitro não possa ser controlada, a utilização do Elgiloy® na qualidade de superfície
apresentada deveria ser reconsiderada, pelo menos em pacientes com uma
comprovada alergia a metal. Em tais casos, preferência deveria ser dada a alternativas
apresentadas (ligas Ti e NiTi), cuja melhor resistência à corrosão foi demonstrada.
D) Ligas de titânio-beta (titânio-molibdênio)
Na década de 60 uma forma de titânio a "alta temperatura",
completamente diferente, tornou-se disponível. Em temperaturas acima de 1625°F
(885°C), o titânio arranja-se dentro de um retículo cristalino cúbico de corpo centrado
(CCC), referido como fase "beta". Esta forma cristalina confere, a este tipo de liga, boa
51
conformabilidade mesmo após considerável trabalho a frio. Apresenta-se meta-estável
à temperatura ambiente devido à adição de elementos tais como molibdênio, zircônio,
estanho, vanádio, nióbio, tântalo, manganês, ferro, cromo, cobalto, níquel e cobre.
Esta liga apresenta alta recuperação elástica, baixa rigidez e boa
conformabilidade. Permite união de componentes por soldagem direta, sem redução
apreciável da sua resiliência. Como composição geral para as ligas de titânio-beta
(titânio-molibdênio, TMA - Ormco), O’BRIEN (1997) e BRANTLEY e ELIADES (2001)
citaram: 77,8% Ti, 11,3% Mo, 6,6% Zr e 4,3% Sn.
Para competir com o aço inoxidável, um fio deve possuir pelo menos
comparável conformabilidade e recuperação elástica, que é proporcional à relação
entre o limite de elasticidade e o módulo de elasticidade (σe/E). Para um fio ortodôntico
de aço inoxidável, esta relação é aproximadamente 1,1 x 10-2, como é para algumas
das ligas à base de ouro e cobalto-cromo.
Com o processamento apropriado de uma liga de titânio-beta (titâniomolibdênio) com 11,3% de molibdênio, 6,6% de zircônio e 4,3% de estanho,
equilibrados com titânio, GOLBERG e BURSTONE em 1979 demonstraram que é
possível desenvolver um fio ortodôntico com módulo de elasticidade de 9.400.000 psi
e limite de elasticidade de 170.000 psi. A relação resultante σe/E é de 1,8 x 10-2,
portanto superior a 1,1 x 10-2 obtida para o aço inoxidável (Tabela 15 – página 53).
O
módulo
de
elasticidade
do
titânio-beta
(titânio-molibdênio)
é
aproximadamente duas vezes o do níquel-titânio, sendo menor do que a metade do
módulo de elasticidade do aço inoxidável (Tabela 4, página 25). Sua rigidez o torna
ideal em aparelhos onde magnitudes de força menores do que as liberadas pelo aço
são requeridas, mas onde materiais de baixo módulo de elasticidade seriam
inadequados para desenvolver magnitudes de força apropriadas.
52
Tabela 15 – Resultados do teste de tensão, conformabilidade e elasticidade
Para fios de aço inoxidável e titânio-beta (modificada de GOLBERG e BURSTONE, 1979).
Fio / Condição
Diâmetro
mm
(polegada)
Módulo de
Elasticidade x104
MN/m2 (x106 psi)
Limite de
Elasticidade a 0,10%
offset x102 MN/m2
(x103 psi)
Aço inoxidável
tensão liberada 11
min. a 400°C (750°F)
0,406
(0.016)
17,3 ± 1,0*
(25,1 ± 1,5)
Aço inoxidável /
conforme recebido
0,756
(0.030)
Titânio / conforme
projetado
Relação
σe/E x10-2
Elasticidade
∆, (para
escoamento
plástico) mm
Teste**
F/∆,
g.f/mm
Número médio
de dobras a frio
18,6 ± 2,1
(270 ± 31)
1,07
7,5 ± 0,5
27,2 ± 1,9
5,1 ± 0,8
15,8 ± 0,3
(22,9 ± 0,5)
16,5 ± 1,8
(239 ± 26)
1,04
---
---
---
0,330
(0.013)
6,5 ± 0,2
(9,4 ± 0,3)
11,7 ± 0,9+
(170 ± 14)
1,81
12 ± 1,0
12,7 ± 1,2
6,2 ± 0,9
Titânio / conforme
projetado
0,756
(0.030)
6,9 ± 0,3
(10,1 ± 0,4)
10,4 ± 0,7
(151 ± 10)
1,49
---
---
---
Titânio / SHT +
envelhecido 4hs a
482°C (900°F)
0,356
(0.014)
9,5 ± 0,3
(13,8 ± 0,5)
13,9 ± 1,2
(201 ± 18)
1,46
12 ± 1,0
21,2 ±0,9
3,8 ± 0,8
Titânio / SHT +
envelhecido 4hs a
482°C (900°F)
0,756
(0.030)
9,2 ± 0,6
(13,4 ± 0,9)
12,2 ± 1,2
(191 ± 17)
1,42
---
---
---
* Média ± Desvio Padrão
** Corrigido para diâmetros diferentes
+
Fratura ocorrida entre 0,01% e 0,10% offset
53
De acordo com o COUNCIL ON DENTAL MATERIALS, INSTRUMENTS
AND EQUIPAMENT (1982), comparações do titânio-beta (titânio-molibdênio) e aço
inoxidável sob tensão-deformação e deflexão angular são apresentadas na Figura 19
e na Figura 20 (página 55) respectivamente. A liga de titânio-beta (titânio-molibdênio)
pode sustentar maiores deflexões elásticas, requerer baixas forças para deflexões
comparáveis e mantém forças mais constantes durante a desativação. Valores
representativos das propriedades mecânicas destes fios são mostrados na Tabela 16
(página 55).
Tensão MN/m2
Aço inoxidável
Titânio-beta
Deformação mm2
Figura 19 – Curvas tensão x deformação
Para o aço inoxidável e o fio ortodôntico de titânio-beta
(titânio-molibdênio). Limite de elasticidade para 0,01% e
0,010% offsets são indicados (modificada de COUNCIL ON
DENTAL MATERIALS, INSTRUMENTS AND EQUIPAMENT,
1982).
54
Momento de flexão (g.f/mm)
IN-1b
Aço inoxidável
Titânio-beta
Deflexão angular (graus)
Figura 20 – Momento de flexão x deflexão angular
Para extensão de um cantilever de 1 polegada nos fios
ortodônticos de aço inoxidável e titânio-beta (titâniomolibdênio) (modificada de COUNCIL ON DENTAL
MATERIALS, INSTRUMENTS AND EQUIPAMENT, 1982).
Tabela 16 – Propriedades mecânicas dos fios ortodônticos
(modificada de COUNCIL ON DENTAL
INSTRUMENTS AND EQUIPMENT, 1982)
MATERIALS,
Módulo de
elasticidade (E)
Limite de
elasticidade (YS)
YS / E
Titânio-beta
9,4 x 106 psi
170 x 103 psi
1,8 x 10-2
Aço inoxidável
25 x 106
275 x 103
1,1 x 10-2
Cobalto-cromo
29 x 106
319 x 103
1,1 x 10-2
55
Fios ortodônticos de titânio-beta (titânio-molibdênio) podem ser usados em
várias aplicações, desde simples fios planos a configurações mais elaboradas usando
alças ou compostos soldados. As forças produzidas são aproximadamente
0,4 vez menor àquelas produzidas pelos fios de aço inoxidável. As altas propriedades
de recuperação elástica podem oferecer simplificação no desenho total das alças. A
ductilidade dos fios titânio-beta (titânio-molibdênio) permite a colocação de ômegas,
dobras mais elaboradas, e alças de diferentes configurações. Também oferece a
possibilidade de variar a magnitude da força pela escolha do material em lugar de se
alterar a seção transversa do fio.
E) Ligas de níquel-titânio
As ligas de níquel-titânio são mecanicamente resistentes, pois é possível
obter limites de resistência à tração na temperatura ambiente tão elevados quanto
1400
MPa
(200.000
psi),
produzindo
resistências
específicas
excepcionais
comparadas às ligas até então utilizadas. Ademais, as ligas são muito dúcteis e
facilmente forjadas e usinadas. Existem duas fases importantes nos fios de NiTi:
a) fase austenítica que tem uma estrutura cúbica de corpo centrado ordenada, que
ocorre a altas temperaturas e baixas tensões, e b) a fase martensítica que apresenta
uma estrutura monoclínica, triclínica ou hexagonal e se forma a baixas temperaturas e
altas tensões. O’BRIEN (1997) e BRANTLEY e ELIADES (2001), como composição
geral para estas ligas, citaram: 55% Ni, 45% Ti em peso aproximadamente e podem
conter pequenas quantidades de Cu e outros elementos.
A principal limitação do titânio está na sua reatividade química com outros
materiais a temperaturas elevadas. Essa propriedade exigiu o desenvolvimento de
técnicas não-convencionais de beneficiamento, fusão e fundição. Conseqüentemente,
as ligas de titânio são bastante caras. Apesar dessa elevada reatividade a
temperaturas mais altas, a sua resistência à corrosão nas temperaturas normais é
56
incomumente alta. São virtualmente imunes ao ar, a ambientes marinhos e a uma
variedade de ambientes industriais.
Ligas de titânio têm sido usadas em diversas aplicações biomédicas, tais
como parafusos ósseos e válvulas esféricas de próteses cardiovasculares. Estas ligas
apresentaram-se estáveis em ambiente biológico e são bem toleradas pelos tecidos
(WILLIAMS e ROAF, 1973 apud ADA COUNCIL ON DENTAL MATERIALS,
INSTRUMENTS, AND EQUIPMENT, 1982a).
ANDREASEN (1980b) afirmou que William F. Buehler investigou a liga de
níquel-titânio (Nitinol) de 1968 a 1976 e encontrou muitas vantagens em usá-la para o
tratamento ortodôntico. Segundo ANDREASEN e MORROW (1978) o uso clínico da
liga de níquel-titânio (Nitinol) em Ortodontia começou em maio de 1972 e sua
utilização tem aumentado a partir da sua introdução. Desde então esta liga tem sido
avaliada tanto por clínicos quanto por pesquisadores, apresentando resultados,
clínicos e laboratoriais, bastante semelhantes. Relataram ainda que esta liga pode ser
projetada em dois tipos de fios – níquel-titânio superelástico (Nitinol superelástico) e
níquel-titânio termoativado (Nitinol termoativado) – cada qual com propriedades que
lhes são particulares.
BURSTONE e GOLDBERG (1980) afirmaram que essa liga contém
aproximadamente 52% de níquel, 45% de titânio e 3% de cobalto. Relataram ainda
que o endurecimento por precipitação em estado sólido e trabalho a frio são os
mecanismos de resistência básicos empregados neste tipo de liga. Com o tratamento
térmico apropriado a liga demonstra mudanças significantes nas propriedades
mecânicas e arranjo cristalográfico, sendo este último o responsável pelo efeito de
memória de forma. Em 1996, EVANS e DURNING afirmaram que os materiais
capazes de sofrer esse tipo de transformação são ditos ativos.
A característica mais proeminente, o efeito de memória de forma, envolve
a recuperação da deformação induzida em temperatura baixa e, como conseqüência,
uma mudança controlada na forma quando a liga é aquecida acima de sua
57
temperatura de transição. Este fenômeno é o resultado da transformação na estrutura
cristalina da liga e deformações grandes, submetidas por uma tensão em torno de 8%
segundo WEVER, VELDHUIZEN et al. (1997), pode ser completamente recuperada.
Baixo módulo de elasticidade (4.800.000 psi), combinado com uma
resistência à tração de 240.000 psi, permitem a essa liga grandes deflexões elásticas,
pois apresentam uma resistência alta à deformação plástica, o que reflete nas suas
características de alta recuperação elástica e flexibilidade. Estas propriedades
resultam na liberação de forças mais leves e maior movimentação dentária. Segundo
GOLDBERG, MORTON et al. (1983), o maior atrativo nesta liga martensítica
estabilizada era sua baixa força por unidade de desativação (baixa rigidez). A
utilização plena dessa liga é limitada, já que a mesma não pode receber solda.
O fio de níquel-titânio apresenta conformabilidade limitada, o que contraindica seu uso em situações onde dobras de pequena amplitude são requeridas. Além
do mais, as propriedades de recuperação elástica são diminuídas após a confecção de
dobras. Para demonstrar as características de recuperação elástica, LOPEZ,
GOLDBERG et al. (1979) usaram ensaios mecânicos para testar a rigidez do fio de
níquel-titânio (Nitinol). Testes de dobragem de seções retas de fios 0.018 polegada
foram avaliados de três diferentes modos (Figura 21 – página 59). Uma outra série de
testes consistiu em dobrar os fios em 90 graus e em seguida retornar a dobra a 35
graus. As amostras foram testadas na mesma direção da última dobra.
Quanto às seções de fio reto (Figura 21A – página 59) LOPEZ,
GOLDBERG et al. (1979) observaram que a capacidade da liga de níquel-titânio
(Nitinol) sofrer maiores deflexões elásticas é claramente demonstrada na Figura 22
(página 60), onde se observa que o fio níquel-titânio (Nitinol) sustentou 23 graus de
ativação contra 13 graus do aço inoxidável antes de qualquer deformação permanente
estar evidente.
O comportamento dos fios após a introdução de dobras permanentes pode
ser observado na Figura 23 (página 60), onde o níquel-titânio (Nitinol) sofreu uma
58
grande variação quando testado em diferentes modos. Quando o níquel-titânio (Nitinol)
foi testado em uma direção oposta à dobra permanente (Figura 21B – página 59)
houve uma considerável perda no comportamento elástico. Quando o fio de níqueltitânio (Nitinol) foi dobrado em 90 graus e retornado a 35 graus (Figura 21C – página
59)
novamente
demonstrou
deformação
permanente
desejável,
porém
seu
desempenho não foi comparável ao teste anterior de um fio reto (LOPEZ, GOLDBERG
e BURSTONE, 1979).
Figura 21 – Teste de dobragem
Três modos de teste. P indica a direção da dobra na
configuração antes do carregamento, que é representada
pelas linhas pontilhadas. Em C, P1 e P2 mostram mudança na
direção da aplicação de carga para produzir configuração
anterior ao carregamento. F mostra a direção do
carregamento usado durante o teste (modificada de LOPEZ,
GOLDBERG et al., 1979).
59
Deformação permanente (graus)
Aço inoxidável
Nitinol
Deflexão (graus)
Figura 22 – Deformação permanente x deflexão
Deformação permanente (graus)
Para seções de fio reto, modo A na Figura 21, página 61
(modificada de LOPEZ, GOLDBERG et al., 1979).
Aço inoxidável
A B
Nitinol
C
C
B
A
Deflexão (graus)
Figura 23 – Deformação permanente x deflexão
Para três modos de teste ilustrados na Figura 21, página 59
(modificada de LOPEZ, GOLDBERG et al., 1979).
60
SCHWANINGER, SARKAR et al. (1982) testaram os efeitos da corrosão
nas propriedades de flexão do níquel-titânio (Nitinol), incluindo-se o módulo de rigidez,
limite de elasticidade e ciclos de flexão por fadiga. Arcos ortodônticos de níquel-titânio
(Nitinol) de 0.016 polegada foram avaliados após períodos de imersão, de 1 a 11
meses, em solução de cloreto de sódio a 1% a 37°C. As propriedades físicas da
amostra e do grupo controle não mostraram diferença significativa (p < 0,05) para o
teste “t” de Student. As superfícies fraturadas do grupo controle bem como as
amostras corroídas depois de serem dobradas foram examinadas no microscópio
eletrônico de varredura para determinar o modo de fratura. Os resultados sugerem que
a falha esporádica dos arcos ortodônticos de níquel-titânio (Nitinol) é devida à
presença de defeitos de superfície gerados durante a industrialização e não aos
efeitos gerados pela corrosão.
KUSY (1981) comparou a liga de níquel-titânio com a de aço inoxidável
utilizando a rigidez aparente como critério para determinação de sistemas de força
equivalentes estabelecidos na mesma região elástica. O autor observou que em teste
de dobragem a liga de níquel-titânio é superior no início do tratamento e que os fios de
0.016, 0.018 e 0.018 x 0.018 polegada apresentam rigidez semelhante aos fios
multifilamentados 0.0175 polegada, circulares 0.012 e 0.014 polegada de aço
inoxidável, respectivamente.
Em 1971, ANDREASEN e HILLERMAN avaliaram três tipos de fios
ortodônticos: níquel-titânio (Nitinol), aço inoxidável de filamento único e aço inoxidável
de três filamentos trançados um ao redor do outro (twistflex). Limites elásticos e a
relação carga-deflexão de dois tipos de fio de níquel-titânio (Nitinol 0.019 polegada
recozido e não tratado termicamente) foram comparados com fios simples de aço
inoxidável 18-8 com as seguintes dimensões em polegada: 0.012, 0.014, 0.016, 0.018
e 0.020, bem como com fios de aço inoxidável trançados 0.0175, 0.0195 e 0.0215
polegada. O aço inoxidável e o aço inoxidável de filamentos trançados (twistflex) não
foram tratados termicamente.
61
Para determinar a relação carga-deflexão (rigidez) dos fios de níquel-titânio
(Nitinol) ANDREASEN e HILLERMAN (1971) embutiram três dentes adjacentes em
gesso (incisivo lateral, canino e primeiro pré-molar). O canino estava livre para se
mover, enquanto os outros dois dentes permaneciam rígidos. Cada dente foi bandado
com bráquetes standard geminados 0.022 x 0.028 polegada. Os fios foram inseridos
nos bráquetes dos dentes que foram posicionados a 1, 2 e 3 mm do plano oclusal. Um
total de dez fios, selecionados aleatoriamente, foi testado e medido por uma escala
padrão Correx. As medições foram avaliadas por dois investigadores independentes.
Média e desvio padrão foram registrados na Tabela 17 (página 63) para
cada milímetro de deflexão do fio nas curvas de rigidez. A Figura 24 (página 64)
mostra a média das curvas carga-deflexão registrada em forma de gráfico
(ANDREASEN e HILLERMAN, 1971).
A constatação mais relevante feita por ANDREASEN e HILLERMAN
(1971) foi a de que as propriedades elásticas do fio de níquel-titânio (Nitinol) 0.019
polegada não tratado termicamente apresentaram uma melhor faixa de ativação. Este
fio pode ser inserido na ranhura de bráquetes de dentes mal posicionados em pelo
menos um terço a mais, sem ser deformado plasticamente quando comparado aos fios
de aço inoxidável trançado (twistflex) e os fios de aço inoxidável 18-8. Dessa forma, a
elasticidade do fio de níquel-titânio (Nitinol) não tratado termicamente na variação de 0
a 3 mm é apropriada para as propostas de nivelamento de um arco dentário.
Correspondentemente, de 35 a 40% a mais de força linear está disponível no fio de
níquel-titânio (Nitinol) não tratado termicamente, se necessário para nivelamento,
quando comparado com o fio de níquel-titânio (Nitinol) recozido.
62
Tabela 17 – Média de rigidez
Amostras avaliadas (em gramas) e desvios padrões (em
gramas) para os dois investigadores (modificada de
ANDREASEN e HILLERMAN, 1971).
Fio NiTi
Deflexão
(mm)
Média
(grama.força)
Desvio padrão
(grama.força)
0,012
1
212,00
9,54
2
477,00
29,60
3
644,50
34,38
1
458,00
29,93
2
752,50
42,15
3
857,00
59,34
1
658,00
50,90
2
125,00
147,72
1
81,50
53,64
2
123,00
350,34
0,020
1
1070,00
37,61
0,0175
1
169,00
17,58
2
416,00
62,48
3
602,00
46,22
1
301,00
63,16
2
594,50
43,38
3
750,50
63,42
1
490,00
52,35
2
977,50
63,22
0,019
1
544,00
26,07
Nitinol
fortalecido
2
1200,00
141,41
3
1404,00
79,50
0,019
1
340,00
24,50
Nitinol
não fortalecido
2
846,00
68,10
3
1214,00
55,90
0,014
0,016
0,018
0,0195
0,0125
N = 10
63
ANDREASEN e BARRETT (1973) avaliando os mesmos tipos e dimensões
de fios analisados por ANDREASEN e HILLERMAN (1971), exceção feita ao aço
inoxidável 0.012 e 0.020 polegada, observaram um aumento significativo na extensão
da quantidade de trabalho. Os autores afirmaram que essa melhoria aumentou em 5%
para uma deflexão de 1,5 mm, e em 50% para uma deflexão de aproximadamente
4 mm sobre todos os outros fios testados.
Aço inoxidável (Twistflex)
NiTi (Nitinol)
18-8 Aço inoxidável
Aço inoxidável
Recozido
Força (grama.força)
Não tratado
termicamente
Deflexão mm
Figura 24 – Curvas de rigidez
Fios testados – aço inoxidável, Nitinol, twistflex (modificada
de ANDREASEN e HILLERMAN, 1971).
Quando comparado ao aço inoxidável, a característica clínica mais
significativa do fio de níquel-titânio (Nitinol) é sua baixa comformabilidade, o que pode
representar um problema quando é necessário conformar dobras para dentro e para
fora, alças e torques. Fazer alças e ômegas no níquel-titânio não é recomendado. Eles
consomem tempo de dobra e são fontes potenciais de falhas quando se está tentando
fechar as alças. Trata-se de uma liga mais difícil de ser deformada permanentemente,
64
pois pode ser quase que totalmente curvada sem sofrer deformação permanente. Esta
característica de elasticidade excepcional, sendo atualmente empregada sob a forma
de arco pré-contornado, é que oferece ao clínico um avanço real na aplicação de
materiais ortodônticos, pois reduz a necessidade de inserir alças para alinhar e nivelar
os dentes. Esta qualidade proporciona um tempo de trabalho extenso aos fios de
níquel-titânio sem necessitar de serem substituídos. Tratando uma maloclusão com fio
de níquel-titânio, o profissional não necessita ascender em diâmetros dos arcos
ortodônticos, o que ocorre quando um fio de aço inoxidável é empregado.
Os mais importantes benefícios do fio de níquel-titânio são obtidos quando
o fio retangular é inserido precocemente no tratamento. Rotação, alinhamento e
nivelamento, inclinação e torque podem ser executados precocemente com um fio
retangular resiliente (elástico) de níquel-titânio. Este fio empregado com bráquetes
pré-torqueados e pré-angulados requer monitoramento cuidadoso do movimento
dentário devido à alta elasticidade do mesmo, produzindo uma força mais contínua.
Portanto, o intervalo de tempo entre as consultas não pode ser estendido.
Segundo BISHARA, WINTERBOTTOM et al. (1995) na década de 80
Andreasen testou fios de níquel-titânio termodinâmicos, embora estes fios tenham sido
introduzidos comercialmente para utilização clínica em Ortodontia somente alguns
anos mais tarde. Essencialmente esses fios podem retornar a uma forma previamente
memorizada quando na sua temperatura de transição (TTR), comumente entre 31°C e
45°C. ANDREASEN (1980b) primeiro sugeriu que mudanças na forma dos fios de
níquel-titânio poderiam ser usadas para aplicar forças nos dentes para movê-los
ortodonticamente. Afirmou ainda que um arco ortodôntico de níquel-titânio (Nitinol)
termodinâmico de 0.019 polegada de diâmetro exerce forças comparáveis a um arco
ortodôntico de aço inoxidável de 0.012 polegada.
Um
arco
ortodôntico
de
níquel-titânio
termodinâmico
pode
ser
completamente amarrado nos bráquetes de dentes mal posicionados e quando o calor
da boca faz com que o fio atinja a sua TTR, este começará a recuperar sua forma
65
original. Como resultado dessas mudanças, forças ortodônticas são aplicadas aos
dentes. Para aproveitar esta propriedade, o fio deve primeiro ser conformado na forma
desejada enquanto sofre tratamento térmico a alta temperatura, 450°C por 10 minutos,
aproximadamente.
Um fio de níquel-titânio termodinâmico teria as seguintes características: 1)
levemente passivo à temperatura ambiente de forma que possa ser facilmente
amarrado; 2) ativado instantaneamente pela temperatura da boca; 3) capaz de aplicar
forças ortodônticas aceitáveis clinicamente que resultariam em movimento dentário; 4)
uma vez completamente ativado, não seria afetado por aumento da temperatura na
boca, e 5) a temperatura de transição (TTR), compreendida em uma faixa bastante
estreita, deveria ser completamente ativa na temperatura da cavidade bucal e
completamente passivo a temperaturas mais baixas. Esta propriedade permitiria ao
clínico tempo suficiente para amarrar o arco nas ranhuras dos bráquetes antes da
temperatura da boca ativar o fio.
SARKAR, REDMOND et al. (1979) relataram que o fio de níquel-titânio
exibe maior tendência a sofrer corrosão do que o fio de aço inoxidável como
observado durante a dissolução anódica. SARKAR e SCHWANINGER (1980)
considerando a corrosão in vivo em fios de níquel-titânio avaliaram 7 fios após a
utilização clínica de três semanas a cinco meses analisados em microscópio eletrônico
de varredura e raios-X de energia dispersiva. Os autores observaram numerosas
crateras de corrosão entremeadas com produtos de corrosão na superfície de cada fio.
Estes produtos foram identificados como sendo ricos em titânio, provavelmente um
óxido misto de titânio e níquel. As superfícies fraturadas de dois fios foram
caracterizadas por pequenas crateras, aparentemente de mesmo tamanho, resultantes
da coalescência de micro lacunas dentro das zonas do contorno de grão. EDIE e
ANDREASEN (1980) também observaram pequenas fissuras na superfície externa do
fio de níquel-titânio após utilização clínica.
66
EDIE, ANDREASEN et al. (1981) avaliaram as características de superfície
através da aparência topográfica com um microscópio eletrônico de varredura (MEV),
pelo conteúdo químico qualitativo com espectrometria de energia dispersiva (EDS) e
pela quantificação relativa do conteúdo de oxigênio com espectrometria de
comprimento de onda dispersiva (WDS). Foram avaliados onze fios de níquel-titânio e
onze de aço inoxidável recuperados após utilização clínica por períodos variando de
um a oito meses.
Os arcos ortodônticos, juntamente com as porções não usadas de seis fios
de níquel-titânio e quatro fios de aço inoxidável, foram montados para observação no
MEV em uma microssonda ARL EMX-SM. Adicionalmente, quatro fios de níquel-titânio
(Nitinol), que foram previamente objeto de dissolução anódica por 2 minutos a 6mA,
foram também montados. Os fios usados foram observados antes e após a limpeza
através de ultrassom em um banho de acetona. Uma película de ouro-paládio foi
aplicada para melhorar os sinais de força dos elétrons secundários. O pico de oxigênio
líquido Ka foi monitorado em três diferentes pontos do fio usando um cristal RAP. Dois
fios adicionais de níquel-titânio marcados foram analisados antes de serem colocados
na boca de um voluntário e reexaminados no mesmo ponto para evidência de
corrosão superficial quando removidos com intervalos de um e dois meses de
utilização (EDIE, ANDREASEN e ZAYTOUN, 1981).
O exame dos fios não utilizados revelou grandes variações na textura de
superfície dos fios de níquel-titânio quando comparados com os fios de aço inoxidável.
Estes últimos são geralmente mais lisos, mas com pequenas proeminências metálicas.
Os fios de níquel-titânio exibem freqüentemente uma aparência de ondulações em
formato de bolhas ou mosqueadas. Os fios que não foram limpos são freqüentemente
cobertos por uma camada orgânica que pode possuir elementos tais como Na, P, S,
Cl, K ou Ca. Essas camadas geralmente não estão presentes nos fios limpos.
Ausência de pites ou superfícies típicas de dissolução anódica foram observadas nos
67
fios de níquel-titânio (Nitinol) e aço inoxidável (EDIE, ANDREASEN e ZAYTOUN,
1981).
AZEVEDO (2003) avaliou a resistência à corrosão de fios NiTi,
termoativado e superelástico, em presença de íons fluoreto. Foram utilizados arcos
pré-contornados de 0.018 polegada de dois fabricantes diferentes, U e M, disponíveis
comercialmente. Os arcos foram submetidos a ensaios eletroquímicos sendo o
eletrólito uma solução salina preconizada por MONDELLI (1995), com e sem a
presença de NaF, a 37°C. Os ensaios eletroquímicos consistiram de: (e)
•
curvas de polarização anódica potenciostática em saliva sintética, com e sem
flúor;
•
curvas corrente x tempo em saliva com flúor aplicando-se potencial dentro da
faixa de passivação de cada material, por um período de 1 hora, para avaliar
a estabilidade do estado passivo, e
•
curvas de polarização potenciodinâmica com velocidades de varredura de
potencial de 75mV/m e 15mV/m em saliva sintética sem fluoreto e saliva
sintética com adição de gel acidulado de NaF a 10%.
Os materiais estudados foram avaliados em microscopia eletrônica de
varredura (MEV) e submetidos à análise por EDS. Os autores concluíram que:
1) os fios de NiTi utilizados em Ortodontia podem apresentar corrosão localizada em
saliva artificial contendo cloreto mesmo sem adição de fluoreto; 2) o fluoreto torna o
meio de ensaio mais agressivo em relação ao NiTi; 3) o flúor gel acidulado para
aplicação tópica adicionado à saliva sintética eliminou a passivação da liga NiTi,
induzindo dissolução ativa dos materiais analisados, e 4) maior resistência à corrosão
dos fios M foi observada, podendo-se esta ser atribuída ao melhor acabamento de
superfície, uma vez que a composição das ligas e sua microestrutura não
apresentaram diferenças significativas.
Ao avaliar a influência do tratamento de superfície em relação a resistência
à corrosão de arcos ortodônticos de NiTi termoativado, AZEVEDO e PONCIANO
68
(2004) testaram o referido arco em saliva artificial com e sem fllúor, considerando
porém o tratamento eletrolítico para eliminar as rugosidades de superfície. Para isso,
curvas de polarização potenciostática foram determinadas nos arcos conforme
recebidos do fabricante e após o polimento elétrico. Corrosão localizada foi observada
somente nos arcos em que não houve polimento eletrolítico, o que comprova a
melhora da resistência à corrosão através da eliminação das rugosidades de
superfície.
Em 1985, BURSTONE, QIN et al. afirmaram que uma nova liga de
níquel-titânio foi desenvolvida especialmente para aplicações ortodônticas pelo Dr.
Tien Hua Cheng e associados para o Instituto de Pesquisa Geral de Metais NãoFerrosos em Beijing, China. Esta liga tem características únicas e oferece potencial
significativo de aplicação no projeto dos aparelhos ortodônticos. O seu histórico de
pouco endurecimento e uma fase austenítica prévia levam a propriedades mecânicas
que diferem significativamente do fio de níquel-titânio convencional (Nitinol). Além
disso, o fio NiTi Chinês apresenta uma temperatura de transição bem mais baixa do
que o fio de Nitinol.
Ao comparar essa nova liga de NiTi chinês com o níquel-titânio (Nitinol) e
aço inoxidável, em fios de 0.016 polegada submetidos a teste de flexão usando uma
configuração cantilever, BURSTONE, QIN et al. (1985) concluíram: 1) o fio NiTi chinês
tem uma recuperação elástica que é 4,4 vezes maior do que a do fio de aço inoxidável
e 1,6 vez quando comparado com o Nitinol, se a recuperação elástica medida for
baseada em rendimento de um dobramento de 5 mm; 2) a 80° de ativação a rigidez
média do fio de NiTi chinês é 73% menor em relação ao fio de aço inoxidável e
36% menor em relação ao fio de níquel-titânio (Nitinol); 3) a curva de carregamento
não linear constrói no fio de NiTi um mecanismo de força constante de variação média
de desativação. Isto é uma característica potencial de projeto, importante para
aparelhos de força constante; 4) diferente dos fios de outras ligas ortodônticas, a
característica de rigidez é determinada pela quantidade de ativação. A relação carga-
69
deformação para uma pequena ativação é consideravelmente mais alta do que para
ativações maiores (Figura 25); 5) A deformação do fio NiTi chinês não é dependente
do tempo e, diferente do fio de níquel-titânio (Nitinol), não continuará a deformar de
maneira significativa na boca entre os ajustes, e 6) o fio NiTi chinês é altamente
apropriado se baixa rigidez é requerida e uma grande deflexão é necessária. A mais
alta rigidez para pequenas ativações o faz mais efetivo do que os fios de ligas
tradicionais cujos níveis de força podem ser também compatíveis com as pequenas
ativações.
ra u
gr
-m
m
/g
ra
u
m /g
g r-m
au
m /g r
g r-m
gr-m m /g ra u
NiTi – Fio de 0.016 polegada de 5mm de extensão
Teste de Flexão
gr-
/
mm
g ra
u
g r- m m /g
ra u
Figura 25 – Curvas carga x deformação
A. Curvas de ativação e desativação para o fio NiTi.
Diferentemente dos fios de aço inoxidável e Nitinol, as curvas
de descarregamento mudam para diferentes ativações
(BURSTONE, QIN e MORTON, 1985).
B. Comparação da dureza média do fio de NiTi para
ativações de 80° a 5° nas curvas de descarregamento
mostradas na Fig. 24A. Dureza aumenta 3,8 vezes da maior
para a menor ativação (modificada de BURSTONE, QIN et
al., 1985).
Em 1986, MIURA, MOGI et al. afirmaram que para concorrer com o NiTi
chinês, os japoneses introduziram sua versão para esta liga. Vários estudos realizados
in vitro, dentre eles: BURSTONE, QIN et al. (1985); MIURA, MOGI et al. (1986);
70
HURST, DUNCANSON et al. (1990); KHIER, BRANTLEY et al. (1991); MOHLIN,
MULLER et al. (1991); CHEN, ZHI et al. (1992); TONNER e WATERS (1994)
demonstraram que essas ligas possuem propriedades de recuperação elástica
excelente e fornecem liberação de força constante para uma deflexão aumentada.
Em virtude da sua curva de histerese (curva tensão-deformação) não
linear, a versão japonesa apresenta propriedades superelásticas (Figura 26). Estas
ligas são capazes de demonstrar uma única curva tensão-deformação devido a sua
estrutura cristalina variável sob diferentes condições ambientais, exceção feita à liga
de níquel-titânio estabilizada. Dessa forma, o material é capaz de sofrer transformação
de fase sob condições de tensão e temperatura, sendo assim denominado ativo.
Tensão (kgf/mm2)
Aço inoxidável
NiTi endurecido por trabalho
NiTi Japonês
Deformação
Figura 26 – Curva tensão x deformação
Para três diferentes fios ortodônticos. Curva de Histerese
demonstrada pelo níquel-titânio Japonês (modificada de
EVANS e DURNING, 1996).
2.3.2. Bráquetes ortodônticos
A) Aço inoxidável
Antigamente, bráquetes unidos à banda por solda a ponto, foram muito
utilizados. Com o tempo, a localização de junções ortodônticas por uniões com solda
em pequenas bases de aço inoxidável que são diretamente unidas ao esmalte tornou-
71
se comum na terapia ortodôntica. A primeira aplicação dessa técnica foi relatada em
1971 por MIZRAHI e SMITH. Nos anos seguintes bases de bráquetes perfuradas e
bases de malhas não reforçadas foram largamente produzidas, necessitando de
resinas ativadas por luz ultravioleta e quimicamente para união ao esmalte.
Um bráquete ortodôntico de aço inoxidável convencional consiste de três
grandes partes: aletas e ranhura de aço inoxidável, uma camada de solda e uma base
(Figura 27). A camada de solda contém normalmente uma combinação de prata, ouro
e metais não preciosos tais como AgCu, AuNi ou NiFeCu. Quando as aletas e a
ranhura de aço inoxidável são expostas à saliva, o resultado da corrosão libera íons de
metais pesados na cavidade bucal. Isto pode conduzir a falha na união da base do
bráquete durante o tratamento ou remoção do mesmo.
Solda por
brasagem
Perfil do
bráquete
Base do
bráquete
Figura 27 – Bráquete ortodôntico
Partes de um bráquete ortodôntico típico de aço inoxidável
(modificada de HAMULA, HAMULA et al., 1996).
GWINNETT e CEEN (1978) avaliaram a distribuição de placa bacteriana
em bráquetes ortodônticos, com base de malha metálica e com base perfurada, unidos
diretamente ao dente. Os autores observaram: a) uma ampla distribuição de placa nos
bráquetes perfurados; b) placa abundante localizada na resina próximo à periferia do
72
dente ou onde a resina foi expulsa nas perfurações das bases; c) superfícies metálicas
lisas foram quase destituídas de placa, e d) desenvolvimento de placa na junção entre
a base e sua união e entre as aletas dos bráquetes. Afirmaram ainda: desde que os
bráquetes unidos diretamente com resina predispõem a formação de placa, o controle
desta durante o tratamento ortodôntico, utilizando-se de meios profiláticos, é o primeiro
requisito.
Na tentativa de fornecer melhor higiene, melhorando a estética e
propiciando vantagens mecânicas aumentando a distância entre os bráquetes, os
fabricantes, nos últimos anos, têm reduzido o tamanho destes acessórios, enquanto os
sistemas de união ortodôntica tornaram-se mais confiáveis. Uma redução bem
sucedida requer adição de metais pesados (níquel e cromo) para dar maior resistência
à corrosão a este acessório, porém aumenta a probabilidade de que metais pesados
sejam liberados na cavidade bucal, caso a corrosão venha ocorrer.
A maioria dos bráquetes ortodônticos e bases são feitos de aço inoxidável
tipo 304. Este aço contém de 18 a 20% de cromo e de 8 a 10% de níquel, com
pequenas quantidades de manganês e silício e uma quantidade de carbono inferior a
0,1%. Outro tipo de aço utilizado, o 316, que tem o mais alto conteúdo de níquel, de
2 a 3% de molibdênio e ainda uma baixa concentração de carbono o que melhora os
procedimentos de solda, bem como a resistência à corrosão. O aço do tipo 317
também pode ser usado e apresenta modificações na formulação para uma melhora
adicional na sua resistência ao processo corrosivo. O próprio bráquete ortodôntico
pode estar colocado em um complexo de camadas de ligas que difere em composição
e condição mecânica, uma vez que várias partes podem ser unidas por solda a ponto
ou por brasagem.
No aço inoxidável o filme de passivação deve ser mantido por oxigenação
para garantir resistência à corrosão. Se a área de oxigênio é esgotada, (por exemplo,
em uma fenda estreita entre a resina e a base do bráquete ou superfície do dente),
ocorre corrosão localizada, tal como crévice ou pite, especialmente na presença de íon
73
cloreto. Ruptura mecânica do filme de óxido protetor pode ocorrer também no uso
produzido por função e escovação.
O trabalhar a frio dos aços inoxidáveis 304 e 316 reduz a resistência à
corrosão em solução salina fisiológica (MAIJER e SMITH, 1982). Além disso, corrosão
localizada é aumentada nesta solução quando proteínas do soro estão presentes.
Assim, o ambiente bucal pode ser deteriorador para o aço inoxidável no que diz
respeito à corrosão localizada e microrganismos da placa podem contribuir tanto com
proteína quanto com ácido para esgotar o oxigênio, condições que favorecem a
ocorrência de crévice.
Em 1982, MAIJER e SMITH avaliaram doze casos clínicos onde a higiene
bucal foi de moderada a pobre. Os autores observaram um predomínio de manchas
pretas e afirmaram a possibilidade de que o ambiente ácido produzido pelos
organismos da placa possa substituir o ambiente da base do bráquete de uma
situação passiva estável para uma condição mais propensa à corrosão. Um depósito
preto é freqüentemente associado com corrosão do aço inoxidável, especialmente na
ligação de soldas ou junções de solda (Tabela 18 – página 75).
Segundo MAIJER e SMITH (1982), um número de possibilidades existe em
relação à formação de produtos de corrosão coloridos, desde que os elementos,
níquel e cromo, estejam presentes. Neste trabalho, os autores afirmaram que óxido de
níquel e sulfeto de níquel são pretos, enquanto que hidróxido de níquel é verde.
Sulfeto de cromo é preto, e fosfato de cromo é violeta. Óxido de cromo hidratado e
fluoreto de cromo são verdes. Fluoreto de níquel e fosfato de níquel são verdes.
Nos casos em que ambas as manchas, verde e preta, foram observadas, a
mancha verde foi identificada em um lado da base do bráquete e a preta no outro lado.
De acordo com MAIJER e SMITH (1982), isto parece indicar que o próprio bráquete
atua como célula de concentração devido a leve infiltração em um dos lados. O fato de
que cores variadas aparecem em diferentes lados da base do bráquete sugere
fortemente que infiltração é um fator crítico induzindo corrosão por crévice. Em todos
74
os 12 casos registrados, a base do bráquete de aço inoxidável foi do tipo 304.
Nenhuma mancha foi observada na base do bráquete de aço do tipo 316 em centenas
de bráquetes e dentes correspondentes examinados no tempo de descolamento.
Tabela 18 – Caracterização das manchas de corrosão clínica em
bráquetes ortodônticos
(modificada de MAIJER e SMITH, 1982).
Código
Número
do dente*
Localização da
mancha
Cor
Meses
no local
Adesivo
LH
12
Mesiogengival
preto
6
Autotach
DW
21
Mesioincisal
Preto / Castanho
4
Dynabond
WL
11
Mesioincisal
Preto
20
Autotach
DR
11
Mesioincisal
Preto
8
Dynabond
DT
21
Mesioincisal
Preto / Amarelo
24
Concise
DB
11
Mesiogengival
Preto
8
Dynabond
DG
22
Incisal
Preto
4
Dynabond
AG
12
Incisal
Preto
10
Dynabond
DP
25
Cervical
Preto / Verde**
18
Concise
SS
13
Cervical
Preto / Verde**
8
Dynabond
MW
11
Por baixo do
bráquete
Verde / Preto**
18
Dynabond
WP
22
Mesiogengival
Preto
10
Dynabond
*
**
Classificação dos dentes pela F.D.I.
Cor indelével após limpeza convencional
HWANG, SHIN et al. (2001) avaliaram a liberação de metais em aparelhos
ortodônticos fixos in vitro. Um total de 320 aparelhos correspondendo a metade de um
arco maxilar foram imersos em 50 mL de saliva artificial (pH 6,75 ± 0,15 a 37°C) em
tubos de polietileno, por três meses. Os bráquetes constituídos de aço inoxidável do
incisivo central, canino, primeiro e segundo pré-molares foram fixados por um ponto de
solda e os tubos do primeiro e segundo molares foram fixados por dois pontos de
solda, simulando soldagem clínica. Os bráquetes do incisivo lateral não foram
75
soldados, mas fixos. Segundo HWANG, SHIN et al. (2001), quatro grupos foram
estabelecidos de acordo com o fabricante do aparelho e o tipo de metal em fios
ortodônticos 0.016 x 0.022 polegada. Cada grupo possuía 80 amostras, sendo este
total dividido em 8 subgrupos. Estes, por sua vez, foram subdivididos novamente de
acordo com os tempos de imersão dos aparelhos em saliva artificial dentro dos
seguintes subgrupos: 1 dia, 3 dias, 7 dias, 2 semanas, 3 semanas, 4 semanas, 8
semanas e 12 semanas. Dois grupos controle foram preparados para cada subgrupo.
Os grupos A e B foram constituídos de arcos ortodônticos de aço inoxidável da Ormco
(Glendora, Calif) e Dentaurum (Ispringen, Germany) respectivamente, e os grupos C e
D foram ambos arcos ortodônticos NiTi com cobre da Ormco e Tomy's Bioforce
Sentalloy, respectivamente. Arcos ortodônticos de aço inoxidável foram tratados
termicamente em um forno elétrico a 500°C por 1 minuto e resfriados bruscamente na
água. Foram medidas as quantidades de níquel, cromo e ferro em todos os grupos, e
as quantidades de titânio e cobre nos grupos C e D, todos quantificados em
espectroscopia de plasma-massa. Os resultados foram submetidos ao teste “t” de
Student. Os autores concluíram que a quantidade diária de cromo e níquel liberados
foi insignificante quando comparados com a quantidade desses metais consumidos na
dieta diária. Durante os três meses de investigação foi observada uma diminuição nos
metais liberados com o aumento do tempo de imersão.
JENSEN, LISBY et al. (2003) pesquisaram três parâmetros: 1) liberação de
níquel em saliva artificial e suor em 4 diferentes ligas de aço inoxidável austenítico
freqüentemente utilizadas em aparelhos ortodônticos; 2) análise da possibilidade de
conteúdo de níquel em células colhidas da mucosa bucal de três pacientes
odontológicos antes e após a colocação dos aparelhos ortodônticos; 3) teste padrão
de reatividade em 4 ligas de aço inoxidável testado em 31 pessoas sensíveis ao
níquel. Dez discos obtidos de cada tipo de liga foram inseridos em garrafas de
polietileno contendo 5 ml de saliva artificial em pH 5,1 e outros 10 discos de cada liga
em garrafa de polietileno contendo 5 ml de suor artificial em pH 6,5. As garrafas foram
76
colocadas em agitador e mantidas na temperatura de 37°C por 1, 3, 7, 14 ou 21 dias.
Após estes intervalos de tempo os discos foram removidos das soluções e a liberação
de níquel foi quantificada por meio de espectroscopia de absorção atômica.
De acordo com JENSEN, LISBY et al. (2003), células da mucosa bucal de
dois pacientes foram colhidas para análise de conteúdo de níquel antes e após
1 semana da colocação do aparelho constituído por diferentes tipos de ligas metálicas,
cujo conteúdo de níquel variou de 3,0 a 18,0 (wg% - porcentagem em peso).
Adicionalmente, células da mucosa bucal de uma pessoa que possuía 6 bráquetes de
aço inoxidável colocados no arco superior nos incisivos centrais, laterais e caninos por
3 semanas foram colhidas para análise de conteúdo de níquel antes e a cada dois dias
até 21 dias após a colocação dos bráquetes.
Os testes de sensibilidade padrão foram realizados através da manutenção
de discos dos quatro tipos de ligas de aço inoxidável por dois dias na parte superior
das costas de 31 voluntários sensíveis ao níquel. A avaliação dos testes foi realizada
em diferentes tempos, em dois pontos, 5 dias após a remoção dos discos (JENSEN,
LISBY et al., 2003).
Os autores observaram ausência de coloração de ferrugem na saliva ou no
suor artificial em qualquer das amostras ou em qualquer dos discos de aço inoxidável.
Todas as 4 ligas de aço inoxidável liberaram pequenas quantidades de íons níquel na
saliva artificial (variação de 0,005 a 0,152 µg/cm2/semana) e suor artificial (variação de
0,007 a 0,059 µg/cm2/semana). As quantidades de íons níquel liberados de cada uma
das ligas de aço inoxidável foram variáveis com o tempo e não foram totalmente
consistentes. Nenhuma quantidade mensurável de níquel foi encontrada em quaisquer
das amostras da mucosa bucal. Nenhuma das 31 pessoas sensíveis ao níquel
reagiram ao teste padrão com as 4 ligas de aço inoxidável. JENSEN, LISBY et al.
(2003) concluíram que estas ligas de aço inoxidável seriam seguras para serem
usadas em contato direto e prolongado com a pele.
77
B) Titânio
Como já se observou anteriormente, ligas de titânio de interesse para a
Odontologia existem em três formas: alfa, beta e alfa-beta. Estes tipos são originados
quando o titânio puro é aquecido, misturado com elementos tais como o alumínio e o
vanádio em certas concentrações, e então resfriados. Este tratamento produz
soluções sólidas verdadeiras e os elementos adicionados atuam como estabilizadores
de fase.
Iwatani Co. – Osaka, Japão – (1978) segundo relatado por TAIRA, MOSER
et al. (1989) e IDA, TSUTSUMI et al. (1980) desenvolveram novos modelos de
máquinas para fundição odontológica comercial com um sistema de arco de argônio
denominado Castmatic. Essas máquinas provêem um ambiente livre de oxigênio (para
padrões odontológicos) e o arco de tungstênio não consumível permite alcançar
rapidamente a temperatura de 2000°C, o que propiciou várias investigações sobre o
titânio utilizado em Odontologia em laboratórios odontológicos. O metal puro tem
densidade relativamente baixa (4,5 g/cm3), elevado ponto de fusão 1668°C (3035°F), e
um módulo de elasticidade de 107 GPa (1,5 x 106 psi).
O titânio é conhecido por sua biocompatibilidade, resistência à corrosão e
resistência mecânica. Estas são qualidades desejáveis considerando que os materiais
restauradores na cavidade bucal devem resistir a um grande número de substâncias
químicas, como aquelas que ocorrem nos alimentos, saliva, creme dental e agentes
profiláticos, ou aquelas que podem ser produtos da corrosão, metabolismo da placa
bacteriana, ou decomposição de alimentos.
IDA, TSUTSUMI et al. (1980) avaliaram as propriedades do titânio ou ligas
de titânio para o uso odontológico. Foram utilizados titânio puro ou ligas de titânio
incluindo níquel, cobalto, cromo ou alumínio com composições binária ou ternária. As
propriedades das ligas foram investigadas na temperatura de fusão, limite de
resistência à tração, rigidez, fundibilidade e capacidade de sofrer oxidação. Os autores
78
concluíram que a soldabilidade e as propriedades mecânicas do titânio foram tão boas
quanto àquelas verificadas para as ligas de cobalto-cromo comercial ou níquel-cromo.
A estabilidade do titânio em um meio corrosivo resulta da formação de um
filme de passivação altamente protetor na sua superfície, cuja espessura está entre
10 e 20 nm. O titânio puro, que é muito reativo e extremamente oxidável quando
diretamente exposto, pode desenvolver vários óxidos de diferentes estequiometrias
(TiO, Ti2O3, TiO2); sendo, o mais comumente visto, o TiO2.
Irregularidades de superfície tais como arranhão ou marcas de fresagem
podem influenciar o filme de óxido e conduzir à ruptura do filme protetor em pontos
isolados. Este tipo de alteração envolve os mecanismos de corrosão por crévice e
corrosão por pite, que são raros em ligas de titânio que foram especialmente
preparadas para uso clínico. Uma tensão imposta pode produzir uma combinação de
efeitos ambientais e mecânicos no metal, mudando suas propriedades e as
propriedades do óxido da superfície.
O titânio exibe excelente resistência à corrosão em soluções de teste
variadas, tais como saliva artificial, solução de Ringer, solução a 0,9% de NaCl, ou
solução salina fisiológica. Mesmo em condições mais agressivas, tais como soluções
concentradas contendo ácidos fortes (HCl e H2SO4), a corrosão do titânio permanece
extremamente baixa. Este metal pode ser colocado em contato com outros metais sem
risco de perder sua passividade. Quando em contato com metais cujo potencial de
corrosão é maior, poderia induzir condução galvânica. Quando o titânio é posto em
contato com metais que permanecem passivos (tais como ligas de cobalto-cromo),
uma combinação estável e passiva é produzida. MEARS (1975), TOMPSON e
BUCHOVAN (1979), KUMMER e ROSE (1983) recomendaram evitar contato com
metais que não sejam tão passivos como o titânio, como, por exemplo, os aços
inoxidáveis.
Na prática odontológica, tem sido observado que em um meio fluoretado,
especialmente em soluções fluoretadas aciduladas, o titânio é facilmente degradado.
79
Este fenômeno é interpretado como sendo o resultado da incorporação de íons
fluoreto
(F−)
na
camada
de
óxido,
cujas
propriedades
protetoras
são
consideravelmente reduzidas.
Uma quantidade baixa de fluoreto, na presença de meio ácido, induz a
seguinte reação química:
NaF + CH3-COOH
→
HF + CH3-COONa
A molécula de ácido fluorídrico pode então reagir no óxido de titânio e
gerar oxido-fluoreto de titânio em estado sólido, o qual induz defeitos estruturais na
cobertura do óxido, cuja proteção é notavelmente reduzida.
TiO2 + 2HF
→
H2O + TiOF2
BARD (1976) citado por TOUMELIN-CHEMLA (1996) afirmou que
Yamaguchi e Otsuda foram os primeiros a descrever a desintegração do titânio,
quando submetido a soluções ácidas de HF a 48% durante períodos curtos de tempo.
Por definição, o termo fluoreto aplicado topicamente é usado para
descrever aqueles sistemas à base de flúor que promovem uma reação química local
nas superfícies expostas de dentes irrompidos. Estes sistemas incluem medidas
designadas para aplicação profissional no consultório odontológico, tais como pastas
profiláticas contendo fluoretos, soluções, géis e vernizes, bem como os sistemas
designados para a utilização caseira não controlada como dentifrícios fluoretados e
bochechos. Indiferentemente à natureza dos sistemas, soluções, incluídas na
categoria de fluoretos aplicados topicamente, contém invariavelmente concentrações
elevadas de fluoreto para acelerar as reações químicas, não devendo, portanto, ser
ingeridos.
80
Devido a um grande número de resultados favoráveis, a utilização de géis
fluoretados
concentrados
pelo
Cirurgião-Dentista
obteve
a
aprovação
da
US Food & Drug Administration, e um número de preparações comerciais foi aprovado
pelo Council on Dental Therapeutic of the American Dental Association. Esses géis
dentais constituem preparações fluoretadas e ácidas. O pH do meio usado geralmente
está entre 3,2 e 7,7. Vários estudos comprovaram que é possível aumentar a
efetividade tópica do flúor diminuindo seu pH cada vez mais, encorajando assim a
formação de fluoreto de cálcio na superfície do dente.
TINANOFF, MANWELL et al. (1989) observaram uma redução significante
de gengivite em adultos para duas escovações dentárias diárias usando gel de fluoreto
estanhoso (SnF2) a 0.4%, contendo 1000 ppm F−, 2950 ppm Sn++, com pH 3. Um gel
de fluoreto de sódio (NaF), com mesma concentração de fluoreto (1000 ppm F−) mas
com um pH 7 também foi utilizado. O SnF2 apresentou 50% de redução nos scores de
Índice Gengival quando comparado com o NaF. Em 1995, HOSCH e STRIETZEL
afirmaram que baixos valores de pH aceleram mais a liberação de íons de titânio
quando na presença de íons fluoreto.
Um ambiente especial causando corrosão do titânio puro utilizado
comercialmente foi descrito no estudo de LAUSMAA, KASEMO et al. (1985). Eles
registraram que, quando implantes de titânio são autoclavados, uma solução de 3 ppm
de NaF ou uma solução de 1 ppm de Na2SiF6 é capaz de manchar a superfície.
Descoloração forte foi observada com uma solução de 0,1% de Na2SiF6.
A descoloração foi analisada e observada como uma camada de óxido dez vezes mais
espessa do que sem contaminação por fluoreto. MIMURA e MIYAGAWA (1996)
citados por NAKAGAWA, MATSUYA et al. (1999) afirmam que o titânio não foi
considerado resistente à corrosão em solução contendo 500 ppm F-.
Em 1991, SIIRILÄ e KÖNÖNEN avaliaram o risco de corrosão em 36
peças de titânio, 24 utilizadas em testes de imersão e 12 em testes de escovação, por
meio de uso acidental ou não autorizado de meios preventivos a base de fluoretos na
81
boca. Peças polidas de titânio puro grau 1 (ASTM) utilizadas comercialmente foram
imersas em fluoretos usados topicamente: a) creme dental – Elmex (Orion Ou, Espoo,
Finland) com aminofluoreto (F 0,125%) com abrasivo e Sensodyne (Stafford-Miller,
Hatfield, Herts, England) sem fluoreto, contendo 10% de SrCl2 e 1,5% de ácido
derivado da taurina (substância química existente nos ácidos biliares) e com abrasivo;
b) gel – Elmex (Orion Ou, Espoo, Finland) contendo aminofluoreto e fluoreto de sódio,
1ml
contendo
12,5
mg
de
fluoreto
ionizável,
F
1,25%
sem
abrasivo,
e
c) verniz com fluoreto Duraphat (Woelm Pharma GmbH & Co, Eschwege, Germany),
um mililitro contendo 50 mg NaF, F 2,26%.
As peças foram escovadas, in vitro, com pasta e gel correspondendo ao
tempo e efeito de escovação com pasta duas vezes ao dia por 6 anos e com gel uma
vez por semana por 12 anos. Os resultados indicaram que um creme dental de
aminofluoreto com baixo fluoreto ionizável contendo 0,125% usado na escovação
natural dos dentes não causou deterioração nos implantes de titânio na mesma boca
se o titânio tem grau de pureza 1. A utilização cuidadosamente controlada de gel
fluoretado (F 1,25%) e verniz (F 2,25%) não é igualmente perigosa. A abrasão
mecânica causada pelas cerdas da escova parece ser o principal fator de deterioração
para a superfície do titânio (SIIRILÄ e KÖNÖNEN, 1991).
PRÖBSTER, LIN et al. (1992) avaliaram o efeito de agentes profiláticos
fluoretados na superfície do titânio (grau 2 – ASTM) após serem preparadas, polidas e
secas. Os espécimes foram armazenados a uma temperatura de 25°C. Depois de
aplicados por 1, 5 e 10 minutos, os géis e soluções foram removidos e as amostras
imediatamente enxaguadas com água destilada e secas. Os seguintes agentes foram
utilizados: três géis de fluoreto de sódio; um gel de aminofluoreto; duas soluções de
fluoreto de sódio; uma solução de aminofluoreto e um spray de fluoreto de sódio.
Todas as preparações foram propostas para uso intrabucal como meio preventivo de
cárie ou para tratamento de dentes sensíveis. Ácido fluorídrico e ácido fosfórico na
concentração de 1% foram usados como substâncias de referência. Os autores
82
concluíram que agentes fluoretados ácidos causam danos severos na superfície que
são comparáveis aos efeitos do ácido fluorídrico. As alterações de superfície foram
analisadas por meio de profilometria e microscopia eletrônica de varredura. Afirmaram
ainda que agentes fluoretados não deveriam ser usados em pacientes com implantes
ou restaurações de titânio.
RECLARU e MEYER (1995) afirmaram que a presença de fluoreto no
eletrólito diminui a resistência à corrosão de ligas, particularmente do titânio. Para um
pH de 6 a 7 o máximo de concentração de íons F− que induz corrosão localizada é
20ppm. Ao avaliarem o comportamento da corrosão em ligas odontológicas utilizaram
7 tipos de ligas (5 ligas nobres - ligas a base de prata, CoCrMo e aço inoxidável 316L)
que foram colocadas em contato com o titânio em saliva artificial com e sem íons
fluoreto na concentração de 0,1%. Utilizando curvas de polarização, os autores
observaram que em um eletrólito fluoretado o titânio torna-se anódico a –60mV SCE
(+20mV sem a presença do flúor) o que também foi observado com ligas a base de
prata (+58 x 85mV), CoCrMo (–170 x –132mV) e o aço inoxidável 316L
(–232 x –56mV). Avaliando correntes galvânicas de cada liga quando em contato com
o titânio por um período de 24 horas, observaram que em meio fluoretado os valores
encontrados foram de 10 a 100 vezes mais elevados: de 10−4 a 10−7 A/cm2 x 10−6 a
10−8 A/cm2 sem F−. Relataram ainda que a diferença de potencial resultando em
eletrogalvanismo resulta em corrosão localizada (corrosão por pite e crévice).
Em
1996,
TOUMELIN-CHEMLA,
ROUELLE
et
al.
estudaram
o
comportamento eletroquímico do titânio puro e uma liga de titânio produzida por
Pechiney (France). O método voltamétrico de varredura linear, usando um eletrodo
rotatório, assegura um controle completo dos parâmetros físico-químicos. Cada
experimento foi repetido quatro vezes, sendo que os resultados obtidos estão idênticos
dentro da precisão das medidas de corrente de corrosão que é ± 5%.
83
Segundo TOUMELIN-CHEMLA, ROUELLE et al. (1996), o dispositivo de
eletrodo de disco de rotação (EDI 101 T Tacussel), compreende uma ponta de Teflon
adaptável dentro da qual o espécime de titânio é montado, de forma que a superfície
metálica em contato com o eletrólito é um disco plano com 3 mm de diâmetro. A
velocidade de rotação foi fixada em 2500 rpm. No primeiro experimento, a variação
dos potenciais ocorreu entre o intervalo –500 a + 1500 mV contra um eletrodo
saturado de calomelano. As condições do procedimento são semelhantes àquelas
definidas por SARKAR, REDMOND et al. (1979) e STRUB, EYER et al. (1986).
O meio avaliado por TOUMELIN-CHEMLA, ROUELLE et al. (1996) foi o
gel odontológico fluoretado Fluogel (Labo, Dentoria) que é composto de:
NaF
0.553 g
NH4F
1.126 g
Sorbato de potássio
0.553 g
Excipiente (pH = 5,5)
q.s.p. 100 g
Substituindo a solução de Ringer por um gel fluoretado dental de pH = 5,5
Fluogel para aplicação tópica, TOUMELIN-CHEMLA, ROUELLE et al. (1996)
observaram um comportamento completamente diferente no eletrodo de titânio
(Figura 28 – página 85). A primeira voltametria mostra uma corrente de oxidação que é
claramente mais alta, 70 µA para zero mVECS e chegando rapidamente a 160 µA para
+1500 mVECS. Por outro lado, em voltametrias sucessivas não houve qualquer redução
na intensidade de corrente, revelando assim a ausência de passivação do metal.
Neste ambiente ácido e fluoretado produzido pelo meio Fluogel, o filme de óxido
protetor foi degradado, conduzindo assim a um rápido processo de corrosão do metal.
A observação da superfície do eletrodo no microscópio confirma este resultado, uma
vez que o titânio mostra uma superfície completamente rugosa devido à formação de
crévice resultante da dissolução do metal.
84
Primeira Voltametria
I µA
Quarta Voltametria
Corrosão
E (mV/S.C.E.)
Figura 28 – Voltametria
Do titânio puro (J. Matthey) em Fluogel. Sucessivas leituras
demonstram um forte processo corrosivo (modificada de
TOUMELIN-CHEMLA, ROUELLE et al., 1996).
BALTAZAR, ELIAS et al. (1997) avaliaram o efeito da aplicação tópica do
flúor gel acidulado sobre a superfície do titânio, utilizando conexões de titânio-vanádioalumínio de implantes osseointegrados quando em contato com o flúor tópico
acidulado. As amostras foram analisadas em microscopia eletrônica de varredura em
tempo zero, antes e após o emprego do gel de flúor fosfato acidulado em 4, 8 e 12
minutos após imersão em gel de flúor. Comparando-se as amostras antes e após a
imersão, foi possível observar mudança na aparência externa e formação de defeitos
microestruturais com características de corrosão. Os autores ainda afirmaram que os
resultados sugerem que a aplicação tópica de gel de flúor fosfatado acidulado deve
ser cuidadosamente selecionada e prescrita em pacientes portadores de próteses
osseointegradas com exposição da conexão de titânio.
Em 2001, HARZER, SCHRÖTER et al. avaliaram a sensibilidade de
bráquetes de titânio para a influência corrosiva de dentifrícios e chás contendo
85
fluoreto. Foram utilizados dezoito pacientes com aparelho ortodôntico fixo composto
de bandas nos molares e bráquetes colados nos incisivos, caninos e pré-molares.
Bráquetes de titânio (Dentaurum, Pforzheim, Germany; German material nº 3.7065,
grau de titânio 1) foram colados no lado esquerdo das arcadas superior e inferior,
enquanto os de aço inoxidável foram colados no lado direito. Para escovação diária
(a cada manhã e noite) 15 pacientes utilizaram dentifrício Gel Kam (Colgate, Hamburg,
Germany) contendo fluoreto estanhoso solúvel (pH 3,2; grupo F+). O grupo controle foi
composto de três pacientes que escovaram com um dentifrício Putzi livre de flúor
(Dental Kosmetik, Dresden, Germany), cujo pH variou de 9,1 a 9,7 (grupo F-). Fios de
níquel-titânio e twistflex de aço foram utilizados para o tratamento ortodôntico, sendo
estes fixados aos bráquetes com ligaduras elastoméricas. A ingestão de chás, preto e
verde, foi considerado nessa investigação devido à presença de fluoreto em suas
composições.
Segundo os relatos de HARZER, SCHRÖTER et al. (2001), os bráquetes
foram removidos para avaliação em microscopia ótica e microscopia eletrônica de
varredura entre 5,5 a 7,0 meses, 7,5 e 17 meses após a sua colagem. Cinco
bráquetes de titânio foram testados em uma solução Gel Kam por 170 minutos para
comparação com as condições in vitro. A cada 10 minutos, eram lavados em um
banho de ultrassom com 80% de álcool. Os bráquetes não mostraram nenhuma
mudança nem sinal de corrosão. Doze bráquetes de titânio adicionais e 12 de aço
foram testados em soluções de chá verde e preto (6:6 de cada bráquete e tipo de chá)
a uma temperatura de 50 a 55°C por 14 dias. Os bráquetes mostraram uma quantia
muito pequena de fluoreto (1,01 porcentagem em peso) com um erro integrado alto
(17,21).
A investigação envolveu 165 bráquetes de titânio e 90 de aço inoxidável
retirados aleatoriamente de cada grupo e tempo de contato com a boca. Avaliação
macroscópica revelou traços de ação mecânica causada por atrito dos fios e ligaduras,
no fundo da ranhura, entre as aletas dos bráquetes, porém não houve diferença
86
significante entre os bráquetes, fios e dentifrícios utilizados. Avaliação microscópica
quanto à ocorrência de corrosão por pite, devido à rugosidade de superfície dos
bráquetes de titânio ocasionados pelo seu processamento, identificou fissuras nas
aletas de três bráquetes em dois pacientes (Gel Kam), sendo que elas pareceram ser
extendidas depois de 1 a 7 meses respectivamente. Microscopia eletrônica de
varredura revelou que o comprimento do crévice foi quase o mesmo após a utilização
de dentifrício fluoretado (325,5 e 315,3µm, respectivamente), mas a largura foi
dobrada (10,6µm para 24,5µm). Na análise dos elementos no crévice, nenhum fluoreto
foi encontrado (HARZER, SCHRÖTER et al., 2001).
Segundo HARZER, SCHRÖTER et al. (2001), a análise de elementos em
17 bráquetes de titânio e 7 de aço inoxidável revelou ocorrência muito infrequente de
fluoreto ao nível de 0,1%, que foi detectada em somente 2 bráquetes de titânio e dois
de aço inoxidável de três pacientes. Em 1 bráquete de titânio, de um paciente do
grupo controle que consumiu chá, a análise revelou uma pequena quantidade de
fluoreto semelhante ao teste in vitro.
HARZER, SCHRÖTER et al. (2001) concluíram:
1) bráquetes de titânio mostraram acúmulo de placa mais alto do que os de aço
inoxidável. Isto é causado pela superfície áspera com uma camada exterior
lisa. A biocompatibilidade devia ser melhorada, modificando o processo
industrial, mas esta influência é menor do que em bráquetes de aço
inoxidável;
2) contrastando os resultados das investigações in vitro, pites e crévices foram
encontrados sob condições ácidas abaixo de pH 3,5 em poucos bráquetes. A
razão para esta diferença deve ser o curto tempo de reação de íons fluoreto
e diluição por saliva e líquidos, e
3) a utilização combinada de bráquetes de titânio com dentifrício de fluoreto
acidulado e alimentos fluoretados foi completamente inofensiva para os
bráquetes e não ocasionou corrosão.
87
Em 2002, CONZ, SOARES et al. avaliaram o efeito da aplicação de
fluoretos sobre a superfície de uma liga de Ti-Al-V. Foram avaliadas 8 conexões
comerciais do tipo duplo parafusamento, uma conforme recebida e as outras 7 foram
completamente imersas em substâncias contendo flúor – Fluordent da Johnson &
Johnson: flúor gel neutro (Topgel da Vigodent) e flúor ácido (Gel de Flúor Fosfatado
Acidulado da Odachan), com o tempo de imersão variando de 4 a 12 minutos. Logo
após os materiais foram lavados e secos para serem analisados em MEV dotado de
espectrômetro de energia dispersiva para análise qualitativa. Numa segunda etapa,
eletrodos de uma liga Ti-6Al-4V para avaliação em curvas de polarização anódica
foram imersos em substâncias contendo flúor diluídas em água destilada (50% de
volume). Os resultados mostraram que o gel de flúor neutro e o fluoreto de sódio
utilizado em bochechos não são agressivos em relação à liga de Ti-Al-V. Entretanto a
aplicação tópica de flúor ácido por tempo prolongado deve ser evitada em pacientes
portadores de prótese sobre implantes com conexões da referida liga, devido à
significativa corrosão verificada.
SCHIFF, GROSGOGEAT et al. (2002) avaliaram a corrosão do titânio e
suas ligas em ambiente fluoretado e ácido. O meio utilizado foi saliva de Fusayama
Meyer em diferentes concentrações de pH e flúor. Os resultados mostraram que titânio
e a liga TiAl6V4 apresentam uma boa resistência à corrosão em soluções salivares
neutra e ácida, exceto as ligas NiTi e NiTiCo. Observaram uma notável deterioração
do titânio e suas ligas em soluções salivares fluoretada e fluoretada acidulada.
Afirmaram ainda que o flúor deveria causar a desintegração da camada de passivação
protetora que normalmente existe no titânio e suas ligas, induzindo corrosão por pite.
Os autores recomendaram prudência na prescrição de agentes profiláticos fluoretados
em pacientes em tratamento ortodôntico e com implante dental.
WATANABE e WATANABE (2003) investigaram o efeito de agentes
profiláticos fluoretados nas superfícies de fios ortodônticos à base de titânio. Quatro
tipos de fios, 2 de níquel-titânio (níquel-titânio e cobre-níquel-titânio) e 2 de titânio-beta
88
(titânio-molibdênio e titânio-nióbio), todos da Ormco (Glendora, Califórnia) com
tamanhos semelhantes foram preparados e imersos em 5 agentes profiláticos
fluoretados. Foram utilizados 2 agentes de fluoreto fosfatado acidulado: Nupro APF
(Dentsply International, York, Pa) pH 3,9 e Florentine III (Confi-Dental, Louisville, Colo)
pH 3,5; 1 agente neutro - Neupro neutro (Dentsply International) pH 6,7 e 2 agentes de
fluoreto estanhoso: Florentine II (Confi-Dental) pH 2,8 e Perio-Med (Omni International,
Warrenton, Va) pH 3,3.
Vinte porções de fios (0,48 x 0,64 x 10 mm) foram preparadas e divididas
em 4 grupos, que foram imersos em cada agente fluoretado por 5 minutos, 1 hora e 24
horas. O último grupo, o controle, não foi imerso nos agentes fluoretados. A mudança
de cor de superfície foi registrada por 2 Cirurgiões-Dentistas e 3 técnicos dentais,
quantificados em uma escala de 0 a 12. Após imersão, os dados da rugosidade de
superfície média foram analisados estatisticamente por meio de análise de variância e
pelo teste de Tuckey para o nível de significância de α = 0,05 (WATANABE e
WATANABE, 2003).
De acordo com WATANABE e WATANABE (2003), não houve diferença
significante no valor de rugosidade de superfície média entre as soluções fluoretadas
ou fios ortodônticos, exceto para o fio titânio-molibdênio (TMA) que apresentou
significativamente valores de rugosidade de superfície média mais alta após imersão
em Nupro APF por 24 horas, observados em MEV. Os resultados sugeriram que das
duas ligas de titânio-beta, o fio de titânio-molibdênio (TMA) imerso em agente Nupro
APF mudou a cor e morfologia de superfície após 1 hora e mostrou um alto valor após
24 horas. Dessa forma, poucas aplicações de agentes fluoretados fosfatados
acidulados poderia causar descoloração dos fios de titânio-beta, particularmente do fio
titânio-molibdênio, que contém uma grande quantidade de titânio (em torno de 80%).
SCHIFF, GROSGOGEAT et al. (2004) avaliaram a influência de colutórios
fluoretados na resistência à corrosão de fios ortodônticos. Foram analisados 4 ligas a
base de titânio: titânio-molibdênio (TMA), TiNb, NiTi e CuNiTi testados em três
89
substâncias para enxágüe: Elmex® (2a solução teste – ingrediente ativo: 100 ppm de
aminofluoreto Olafluor e 150 ppm de fluoreto de sódio, com pH 4,3), Meridol® (3a
solução teste – ingrediente ativo: 125 ppm de aminofluoreto Olafluor e 125 ppm de
fluoreto de estanho, com pH 4,2) e Acorea® (4a solução teste – ingrediente ativo: 65,9
ppm de monofluorfosfato de sódio, com pH 4,5) e também a saliva artificial de
Fusayama Meyer como solução de referência, cujo pH foi 5,3. Os experimentos foram
realizados três vezes para cada tipo de fio ortodôntico em cada solução teste. O
estudo eletroquímico mostrou que as ligas podem ser divididas em dois grupos. Em
um grupo estavam as ligas a base de NiTi que sofreram forte corrosão na presença de
monofluorfosfato encontrado na solução Acorea®. No outro grupo estavam TiNb que
foi o mais resistente à corrosão e titânio-molibdênio (TMA) que corroeu fortemente
com o fluoreto estanhoso encontrado no colutório Meridol®. Os resultados obtidos no
presente estudo podem ajudar os Cirurgiões-Dentistas a decidir qual colutório
prescrever para seus pacientes, dependendo da fase do tratamento e da liga usada.
Assim, o colutório Elmex® pode ser recomendado para pacientes com fios ortodônticos
titânio-molibdênio (TMA) e fios a base de NiTi, já os colutórios Acorea® ou Meridol®
para pacientes com fios ortodônticos TiNb.
WALKER, WHITE et al. (2005) avaliaram o efeito de agentes profiláticos
fluoretados nas propriedades mecânicas dos fios ortodônticos de níquel-titânio (NiTi) e
cobre-níquel-titânio
(Cu-Ni-Ti).
Fios
retangulares
foram imersos em agentes
fluoretados com alta concentração de íon fluoreto [Phos-flur gel (Colgate Oral
Pharmaceuticals, Canton, Mass) de pH=5,1 e Prevident 5000 (Colgate Oral
Pharmaceuticals) de pH=7] e o grupo controle foi imerso em água destilada por um
período de 1 hora e 30 minutos a 37°C. Após a imersão, o carregamento e o
descarregamento, o módulo de elasticidade e o limite de elasticidade foram medidos
por meio de teste de dobragem dos fios em três pontos, de acordo com os critérios da
American National Standard/American Dental Association Specification No. 32 para os
fios ortodônticos (2000). Microscopia eletrônica de varredura foi utilizada para
90
caracterizar os efeitos do flúor na topografia dos fios. Os resultados mostraram que as
propriedades mecânicas de descarregamento dos fios de NiTi foram significativamente
diminuídos após exposição em ambos agentes fluoretados, entretanto as propriedades
mecânicas dos fios Cu-Ni-Ti não foram significativamente afetadas pelos agentes
fluoretados. Alterações decorrentes da corrosão na topografia de superfície foram
observadas em ambos os fios, porém Cu-Ni-Ti pareceu ser afetado mais severamente.
Os resultados sugerem que a utilização tópica de agentes fluoretados com fios de NiTi
diminui significativamente as propriedades mecânicas de descarregamento. Esta
redução pode ser clinicamente relevante uma vez que as forças de descarregamento
dos fios produzem o movimento dentário ortodôntico, o que pode contribuir para o
aumento do tempo de tratamento ortodôntico.
2.3.3. Bandas ortodônticas
As bandas molares empregadas em Ortodontia têm uma estrutura mais
complexa, pois recebem acessórios de aço inoxidável que são soldados por brasagem
ou unidos por solda a ponto (GRIMSDOTTIR, HENSTEN-PETTERSEN et al., 1992). O
maior progresso no emprego deste metal foi o uso da soldagem elétrica a ponto para
construir os diversos aparelhos. Com a introdução, em 1934, da máquina de solda a
ponto, feita especialmente para uso ortodôntico, ocorreu um progresso real na
utilização do aço inoxidável para a confecção dos aparelhos. Mesmo assim, os
pesquisadores continuaram a divergir quanto às vantagens e às dificuldades
encontradas entre a soldagem a ponto e a brasagem com fluxo e solda (GASTON,
1951), uma vez que estes dois tipos de soldagem podem causar deterioração das
propriedades físicas e mecânicas se o fio de aço inoxidável for superaquecido
(CRAIG, 1987).
A resistência à corrosão do aço inoxidável é devida à presença de um filme
de óxido hidratado (GASTON, 1951) que é estabilizado por cromo (ANUSAVICE,
1996). Este filme é formado naturalmente sobre a superfície do aço inoxidável em
91
exposição adequada a um ambiente (GASTON, 1951; ANUSAVICE, 1996). O filme de
óxido de cromo varia em composição de liga para liga, não podendo ser observado
microscopicamente, sendo transparente e insolúvel. Se houver quebra da sua
continuidade por soldagem a ponto, brasagem ou trabalho mecânico, ele será
restaurado naturalmente em pouco tempo pela exposição ao ar. Sua formação pode
ser acelerada pela exposição a agentes fortemente oxidantes. Se, entretanto, essa
superfície tiver que ser exposta imediatamente à saliva e à decomposição de
alimentos, este filme poderá ser restaurado rapidamente por um processo chamado
passivação (BIEN e AYERS, 1959).
Passivação é um processo eletroquímico que ocorre por meio da reação
de uma determinada liga quando em contato com o oxigênio presente no meio em
questão (eletrólito) formando uma camada de óxido na superfície do metal que é muito
resistente ao ataque químico, sendo altamente protetora.
2.3.4. Soldas
A) Solda de prata
A resistência à corrosão de materiais como o aço inoxidável pode ser
reduzida como resultado dos procedimentos de solda. A prata utilizada como base
para a soldagem, introduz um par galvânico que facilita a liberação de metais. BERGE,
GJERDET et al. (1982) ao avaliarem a quantidade de metais liberados dos fios
ortodônticos de aço inoxidável e cobalto-cromo, testando 10 espécimes de cada tipo,
unidos através de solda de prata, após 3 dias e 24 dias de imersão em solução a 0.9%
de cloreto de sódio a 37°C observaram que cobre e zinco são mais facilmente
liberados pela solda de prata do que qualquer outro metal (Tabela 19 – página 93;
Tabela 20 – página 93). Afirmaram ainda que as soldas dos fios cobalto-cromo se
corroeram mais do que aquelas dos fios de aço inoxidável e que os valores
apresentados foram estatisticamente significativos para o cádmio e zinco após 3 dias e
para o cobre após 24 dias.
92
Tabela 19 – Metais liberados de fios de aço inoxidável (Unitek
Standard) soldados com solda de prata
Os resultados são baseados nas dez amostras. Os valores
dos 24 dias são somas dos valores após 3 dias mais os
valores após 21 dias em eletrólito fresco. x: média aritmética;
s: desvio padrão, e n.a.: não analisado (modificada de
BERGE, GJERDET e ERICHSEN, 1982).
x, µg
Meio constituinte
do fio
Meio constituinte
da solda
s
x, µg
s
Ni
5,3
0,5
6,2
0,4
Cr
2,3
0,6
3,0
1,7
Fe
24,8
3,4
27,8
4,4
Co
n.a.
Ag
< 0,1
---
1,1
0,3
Cd
0,5
0,1
16,4
1,8
Cu
70,1
8,4
157,5
64,0
Zn
28,7
3,4
173,5
8,2
n.a.
Tabela 20 – Metais liberados de fios de cobalto-cromo
semiresiliente (Elgiloy – Rocky Mountain) soldado
com solda de prata
Condições como aquelas da Tabela 19 (modificada de
BERGE, GJERDET e ERICHSEN, 1982).
Meio constituinte
do fio
Meio constituinte
da solda
x, µg
s
x, µg
Ni
0,8
0,4
1,3
0,4
Cr
< 0,1
---
0,1
0,1
Fe
n.a.
Co
2,2
0,4
4,2
0,6
Ag
< 0,1
---
1,7
0,6
Cd
1,2
0,3
18,6
1,8
Cu
69,6
6,5
2380,0
49,6
Zn
44,6
3,6
166,0
12,7
s
n.a.
GJERDET, KALLUS et al. (1987) realizaram teste de cultura de célula de
Agar em fios ortodônticos de Fe-Cr-Ni e Co-Cr-Ni, conforme foram recebidos e uniões
93
soldadas com prata. Os resultados mostraram extensas zonas de 20-25mm de lise
celular em torno dos espécimes soldados para ambos os tipos de fio, enquanto que
nenhuma zona de reação observável foi encontrada nos espécimes dos fios conforme
recebidos.
B) Brasagem a base de cobre
GRIMSDOTTIR,
HENSTEN-PETTERSEN
et
al.
(1992)
realizaram
experimentos in vitro para avaliar a citotoxicidade de materiais ortodônticos e
afirmaram que as bandas foram citotóxicas devido a ligas de solda à base de prata e
cobre.
ZANARINI, SOLMI et al. (2002) avaliaram a citotoxicidade da solda a ponto
e por brasagem por meio da análise in vitro do comportamento de fibroblastos
gengivais humanos. Foram utilizadas 12 placas com metais ortodônticos, sendo 4
soldadas a ponto; 4 soldadas por brasagem e 4 do grupo controle. Adesão e
proliferação de fibroblastos foram monitorados por 6 e 24 horas, e por 7 e 16 dias após
o implante. Análise no MEV revelou que a adesão e proliferação foram semelhantes
nas amostras de solda a ponto bem como no grupo controle, enquanto que a adesão e
proliferação celular foram sempre exponencialmente diminuídas com os metais unidos
por brasagem. Os resultados confirmam que a ausência de materiais tais como ligas
unidas por brasagem à base de cobre e solda a ponto pode limitar a corrosão e a
subseqüente liberação de íons metálicos que é responsável pela citotoxicidade local.
Os autores concluíram que a liberação de íons metálicos na boca como conseqüência
da corrosão de metais unidos com ligas por brasagem à base de cobre pode induzir
reações alérgicas e toxicidade local. O cobre é mais citotóxico do que níquel, o que
poderia explicar a maior lise celular em torno das amostras com solda de prata.
Ainda em 2002 MOCKERS, DEROZE et al. avaliaram 28 materiais novos e
9 clinicamente usados por um período de 15-25 meses, incluindo bráquetes, bandas
de molares e arcos ortodônticos. Apenas bandas de molares e bráquetes de aço
94
inoxidável foram avaliados como materiais novos e usados; já os arcos ortodônticos
foram avaliados somente na condição de materiais novos. Os seguintes materiais
metálicos foram utilizados: aço inoxidável, aço banhado a ouro, titânio puro,
níquel-titânio, titânio-molibdênio e liga para solda a base de prata. Após um período de
permanência dos materiais em meio de cultura (0,1 mg/ml) por 3 a 14 dias a
viabilidade de fibroblastos de ratos L929 cultivados neste meio foram comparados com
a de um grupo controle negativo com dosador MTT (coloração da mitocôndria de
células vivas – dosagem MTT). A citotoxicidade das amostras utilizadas clinicamente
foi equivalente àquelas da mesma amostra não utilizada, exceto a citotoxicidade da
amostra para 14 dias, correspondendo a bandas molares utilizadas clinicamente e
soldadas, fato este provavelmente devido à presença de solda. Apesar da amostra
citotóxica, os autores concluíram que os materiais ortodônticos podem ser
considerados como não citotóxicos, porém recomendaram que o profissional deve
prestar atenção à composição e polimento das soldas nas ligas à base de prata
contendo cobre e zinco para limitar a liberação de íons citotóxicos.
FACCIONI,
FRANCESCHETTI
et
al.
(2003)
investigaram
a
biocompatibilidade in vivo de aparelhos ortodônticos fixos, avaliando a presença de
íons metálicos nas células da mucosa bucal, sua citotoxicidade, e possíveis efeitos
tóxicos geneticamente. Para isso, células epiteliais da mucosa bucal foram coletadas
da parte interna das bochechas direita e esquerda de 55 pacientes ortodônticos e 30
pessoas que não receberam tratamento ortodôntico, constituindo o grupo controle. A
compatibilidade biológica dos aparelhos ortodônticos nas células bucais foi avaliada
por variáveis citogenéticas, incluindo as freqüências de células com alteração no DNA
e células apoptóticas, e pela viabilidade celular. As células foram imediatamente
preparadas para ensaio da viabilidade celular e para avaliação de alterações no DNA
pelo método de microscopia de fluorescência sensitiva. Conteúdo de níquel e de
cobalto na célula foram quantificados por espectrometria em massa de plasma. Teste
95
estatístico não-paramétrico Mann-Whitney foi utilizado para analisar as diferenças
entre os pacientes que utilizaram aparelho ortodôntico e o grupo controle.
De acordo com FACCIONI, FRANCESCHETTI et al. (2003), os resultados
indicaram que no grupo controle, a concentração de cobalto e níquel foi 0,20 ng/ml e
0,73 ng/ml, respectivamente, enquanto que os mesmos metais nos pacientes
apresentaram-se nas concentrações 0,57 ng/ml e 2,52 ng/ml, respectivamente. Os
efeitos biológicos realizados por avaliação por meio de microscopia de fluorescência
sensitiva são consistentes com a evidência de que ambos os metais induzem estes
efeitos biológicos adversos. Uma alta freqüência de células com alteração no DNA
(células alongadas, com cauda) e com apoptose foi quantificada, sendo um número
médio estabelecido ao acaso de 100 células (50 células para cada lado da boca)
encontrada no grupo dos pacientes. Os resultados mostraram um aumento marcado
nestes parâmetros nas células da mucosa bucal dos pacientes comparados com o
grupo controle (P = 0,0047 e P = 0,02, respectivamente). Houve uma diminuição
significante na viabilidade celular (P < 0,0001) (Tabela 21) embora o conteúdo de
níquel e cobalto foi diferente nos arcos ortodônticos estudados. Estes dados indicam
que as ligas de níquel e cobalto nos aparelhos ortodônticos que permanecem na boca
por 2 ou 4 anos, emitem íons metálicos em quantidades suficiente pra induzir efeitos
citotóxicos evidentes.
Tabela 21 – Citotoxicidade
Citotoxicidade e freqüência de células bucais alongadas
e com apoptose no grupo controle e em pacientes com
aparelhos ortodônticos fixos por 2-4 anos (modificada de
FACCIONI, FRANCESCHETTI et al., 2003).
Parâmetros
Células alongadas*
(100 células por amostra)
Apoptose*
(100 células por amostra)
Viabilidade (%)
Controles
Pacientes
P valorg
11,43 ± 6,58
17,62 ± 10,08
0,0047
1,00 ± 2,26
3,15 ± 4,93
0,021
73,43 ± 12,29
50,40 ± 13,55
0,0001
* Valores médios ± desvio padrão da média de cada pessoa
g
Significância determinada pelo teste Mann-Whitney
96
2.4. Biodegradação do aparelho ortodôntico
O ambiente bucal é particularmente ideal para biodegradação de metais
devido às suas propriedades iônicas, térmicas, microbiológicas e enzimáticas. Algum
nível de exposição do paciente aos produtos de corrosão dessas ligas pode ser
assumido, se não assegurado.
Em Odontologia, os fatores mais importantes que afetam a escolha de
metais e ligas odontológicas são: biocompatibilidade, propriedades mecânicas,
possibilidade de trabalho, resistência ao manchamento e corrosão. Dois desses
fatores serão aqui considerados: corrosão e biocompatibilidade.
2.4.1. Corrosão
De acordo com a nomenclatura adotada pela ASTM (Sociedade Americana
de Testes e Materiais), corrosão é definida como “reações, química ou eletroquímica,
entre um material, normalmente um metal, e seu ambiente, que produz uma
deterioração no material e de suas propriedades”. Se a corrosão de um material
metálico ocorre ou não, dependerá da estabilidade termodinâmica do metal em
questão, enquanto a taxa de corrosão dependerá de fatores cinéticos.
A maioria dos biomateriais metálicos quando expostos a fluidos corpóreos
podem estar sujeitos à corrosão. Pouquíssimos metais, a rigor, somente o ouro puro e
a platina, são estáveis sob quase todas as condições. Praticamente em todos os
materiais metálicos utilizados em restaurações e aparelhos na cavidade bucal pode-se
esperar que sofram corrosão, pelo menos em alguma extensão.
O problema de corrosão em Odontologia foi reconhecido inicialmente como
devido à natureza do ambiente bucal. A utilização de metais nobres e ligas de metais
nobres, em Odontologia Restauradora, reduziu os problemas de corrosão. Entretanto,
as ligas não-preciosas são muito utilizadas, como é o caso do amálgama, ligas de
cobalto-cromo e o próprio aço inoxidável. Manifestações de corrosão em ligas
97
odontológicas podem exibir efeitos biológicos, funcionais e estéticos, sendo os efeitos
biológicos os de maior significância.
A corrosão de aparelhos ortodônticos pode ter implicações clínicas sérias
variando da perda de dimensão, que resulta em forças menores sendo aplicadas aos
dentes até a uma possível falha por corrosão sob tensão do aparelho. No processo
corrosivo, ainda, íons metálicos são liberados, podendo entrar em contato com as
células e tecidos no ambiente imediato ou serem distribuídos através de todo o corpo.
A produção de possíveis produtos de corrosão tóxicos pelo aparelho e suas absorções
pelos tecidos circundantes é indesejável. Portanto, é importante caracterizar o
comportamento clínico dos aparelhos ortodônticos em relação à corrosão.
A extensão da liberação de íons metálicos causados pela corrosão
depende substancialmente da composição química e microestrutura da liga e das suas
condições de produção e processamento. Entretanto, esses processos também são
dependentes das características específicas dos diferentes ambientes da cavidade
bucal. Se esses íons não são biocompatíveis, o organismo pode ser agredido
(toxicidade e risco de sensibilização). Dessa forma, somente ligas com liberação
mínima de íons metálicos devem ser usadas. Considerando a concentração média de
cromo e níquel presente na saliva, de acordo com BERGE, GJERDET et al. (1982),
deMELO, GJERDET et al. (1983), KEROUSUO, MOE et al. (1997), o valor encontrado
para o cromo está entre 1 a 61 ppb, já para o níquel entre 1 a 55 ppb [BERGE,
GJERDET et al. (1982), GJERDET, ERICHSEN et al. (1991), KEROUSUO, MOE et al.
(1997)].
AGAOGLU, ARUN et al. (2001), avaliaram os níveis de níquel e cromo
presentes na saliva e soro de pacientes com aparelhos ortodônticos constituídos em
média de 4 bandas e 20 bráquetes fabricados pela Unitek, fios de níquel-titânio
fabricados pela Ormco e fios de aço inoxidável fabricados pela Unitek. Constataram
que houve liberação de íons quando os aparelhos foram inseridos na boca do
paciente. Afirmaram que há diferenças na quantidade de níquel e cromo liberados por
98
estes aparelhos durante períodos diferentes da correção ortodôntica. O nível de cromo
na saliva variou de 0,53 a 1,53 ppb e do níquel de 4,12 a 11,53 ppb (Tabela 22). No
soro, o nível de cromo variou de 6,16 a 10,98 ppb e o de níquel entre 7,87 e 10,27 ppb
(Tabela 23). Contudo, os valores liberados não alcançaram nível tóxico destes metais,
tanto na saliva quanto no soro e são semelhantes àqueles encontrados em indivíduos
saudáveis.
Tabela 22 – Níveis de cromo e níquel
na saliva
Tabela 23 – Níveis de cromo e níquel
no soro
Níveis de cromo e níquel na saliva em
diferentes períodos de tempo do tratamento
ortodôntico (ppb) (modificada de AGAOGLU,
ARUN et al., 2001).
Níveis de cromo e níquel no soro em
diferentes períodos de tempo do tratamento
ortodôntico (ppb) (modificada de AGAOGLU,
ARUN et al., 2001).
Grupos
Média
Desvio Padrão
Grupos
Média
Desvio Padrão
Cr 1
0,76
1,43
Cr 1
6,21
21,30
Cr 2
0,53
0,57
Cr 2
6,23
21,62
Cr 3
1,53
3,31
Cr 3
7,02
21,43
Cr 4
0,91
1,03
Cr 4
6,16
20,76
Cr 5
0,54
0,67
Cr 5
10,98
29,28
Ni 1
4,45
2,87
Ni 1
8,36
11,20
Ni 2
4,12
2,65
Ni 2
9,03
10,45
Ni 3
11,53
9,24
Ni 3
8,53
10,81
Ni 4
7,01
7,15
Ni 4
7,87
12,08
Ni 5
4,44
4,00
Ni 5
10,27
14,17
Cr 1 e Ni 1, média da coleta antes da inserção do aparelho;
Cr 2 e Ni 2, média da coleta no final da primeira semana;
Cr 3 e Ni 3, média da coleta no final do primeiro mês;
Cr 4 e Ni 4, média da coleta no final do primeiro ano;
Cr 5 e Ni 5, média da coleta no final do segundo ano.
Uma mesma liga pode mostrar diferentes suscetibilidades à corrosão em
estados estruturais diferentes. Por exemplo, HERO, JORGENSEN et al. (1982)
estudaram uma liga de baixo ouro em estruturas diferentes, criadas por meio de
tratamento térmico. Observaram variações substanciais na perda de brilho e
resistência à corrosão e nos tipos de ataques que ocorreram nessas estruturas.
Variações na composição e distribuição da fase em diferentes estados estruturais de
99
uma liga influenciarão no comportamento em relação à corrosão. Mesmo em uma liga
mais homogênea, de uma única fase, a presença de segregações tem importância no
que se refere à suscetibilidade à corrosão.
Propriedades que confiram aos metais e ligas resistência ao ataque
corrosivo dependem, sobretudo, de suas composições, de seus potenciais de eletrodo,
da tensão sobre os metais e da rugosidade da superfície. Ao testar os efeitos da
corrosão nas propriedades de flexão do níquel-titânio (Nitinol), SCHWANINGER,
SARKAR et al. (1982) sugeriram que a falha esporádica dessa liga é devida à
presença de defeitos de superfície gerados durante a industrialização e não aos
efeitos de corrosão. HUNT, CUNNINGHAM et al. (1999) avaliando os efeitos da
rugosidade de superfície nas taxas de corrosão de quatro ligas de fios ortodônticos,
aço inoxidável, cobalto-cromo, titânio-beta (titânio-molibdênio) e níquel-titânio
observaram que o níquel-titânio conforme recebido do fabricante corroeu mais rápido
do que as outras três ligas e que o polimento reduziu a taxa de corrosão da referida
liga.
Adicionalmente a esses fatores relacionados ao metal, as propriedades
corrosivas são também dependentes das características específicas na diferença de
ambientes bucais: saliva, placa dental, bactéria presente na cavidade bucal, refluxo de
ácido gástrico, nível de oxigenação, temperatura, velocidade de mistura e os inibidores
do meio também afetam o processo corrosivo.
Muitos metais e ligas que são usados na boca deveriam resistir à umidade,
mudanças de temperatura (0 a 70°C) e mudanças de pH (2 a 11) que ocorrem durante
a mastigação de alimentos quentes. Desafortunadamente, os alimentos mostram
diferentes níveis de pH, sendo que muitos deles mostram pH abaixo de 7, o que
poderia aumentar as taxas de corrosão. STAFFOLANI, DAMIANI et al. 1999, avaliando
a liberação de íons em aparelhos ortodônticos em soluções ácidas inorgânicas (pH 3,5
a 6,5) e orgânicas [peso/volume 1% de cada, ácido tartárico, cítrico e ascórbico em pH
2,2 (TCA) ou 1,5% de cada, ácido lático e acético em pH 2,5 (LA)], concluíram que a
100
liberação diária de níquel, cobre e cromo por um aparelho ortodôntico em pH ácido
ficou abaixo da quantidade ingerida normalmente na dieta diária (Tabelas 24 e 25),
estimada entre 200-300 µg/d para o níquel (BARCELOUX 1999) e 50-200 µg/d para o
cromo (ANDERSON 1986 citado por AGAOGLU, ARUN et al., 2001).
Tabela 24 – Liberação de Ni, Cr e Cu em aparelho ortodôntico
Expressos em µg/aparelho. Os valores para 14 dias são o
somatório de 1 + 13 dias; os valores para 28 dias são o
somatório de 1 + 13 + 14 dias (modificada de STAFFOLANI,
DAMIANI et al., 1999).
Dias
1
Ni
14
pH 3,5
2,75
6,17
8,73
1,43
2,79
3,36
6,25
7,15
10,88
pH 4,5
2,44
5,68
7,36
1,17
1,47
1,60
2,83
3,58
6,93
pH 5,5
0,52
1,57
1,85
0,33
0,49
0,66
0,44
1,12
1,46
pH 6,5
0,41
1,25
1,62
0,09
0,21
0,36
0,11
0,20
0,27
28
1
Cr
14
28
1
Cu
14
28
Tabela 25 – Liberação de Ni, Cr e Cu em aparelho ortodôntico
Expresso em µg/aparelho (modificada de STAFFOLANI,
DAMIANI et al., 1999).
TCA
LA
Ni
Cr
Cu
1 dia
6,74
1,60
1,20
28 dias
3,75
1,89
0,49
1 + 27 dias
10,49
3,49
1,69
1 dia
5,13
1,60
3,20
28 dias
3,27
1,32
0,59
1 + 27 dias
8,40
2,92
3,79
Em 2005, KOBAYASHI, OHGOE et al. (2005) avaliaram a cobertura de
filmes de carbono nos arcos ortodônticos. Dois grupos de amostras, um com fios em
que o filme DLC foi aplicado e outro em que não havia aplicação deste filme. Dois
101
tipos de teste foram realizados: a) teste de polimento mecânico e teste de imersão. O
efeito da força mecânica nas propriedades de adesão entre os filmes à base de
carbono aplicados nos arcos ortodônticos NiTi foi determinado por testes de polimento
com uma escova de dentes. O fio com o filme DLC foi polido constantemente por um
período de 24 horas a uma carga de 35g, o que simula uma escovação diária de
dentes por um período de 6 meses. A superfície dos fios foi avaliada em microscopia
eletrônica de varredura (MEV) antes e após o polimento. Adicionalmente a estrutura
dos filmes DLC foi avaliada por meio de espectrofotômetro Ar-laser Raman.
O teste de imersão, segundo KOBAYASHI, OHGOE et al. (2005) teve
como objetivo avaliar a alta estabilidade do filme DLC aplicado na superfície de fios,
conferindo-lhes resistência à corrosão. Os fios com e sem cobertura DLC foram
imersos em solução salina fisiológica à temperatura constante. O primeiro teste de
imersão foi realizado em 14 dias a uma temperatura de 80°C. O efeito do revestimento
DLC foi determinado medindo a liberação de Ni dos fios NiTi utilizando
espectofotômetro de massa a plasma. O teste de imersão por um longo tempo foi
realizado inserindo cada gupo da amostra na solução salina por 6 meses a uma
temperatura constante de 37°C. Após este tempo, a liberação de níquel foi medida e a
resistência à corrosão, bem como aparência da superfície de cada amostra foi
observada em MEV. A concentração de íons Ni nos fios cobertos por DLC esteve
próximo a níveis não detectados nos primeiros dias, enquanto que nos fios onde o
filme de cobertura não foi aplicado aumentou gradualmente nos primeiros dias,
assumindo, em seguida, valores estáveis. Acrescentam que a superfície dos fios
cobertos por DLC não mostraram diferença nas observações antes e após imersão.
Entretanto nos fios sem cobertura, a superfície antes da imersão foi significativamente
mais lisa e mais homogênea do que após a imersão. Os íons Ni liberados após 6
meses para os fios sem cobertura foi de 933 ppb, enquanto que para os fios com
cobertura DLC foi de 150 ppb.
102
Os resultados revelaram que os fios com cobertura DLC mostraram
propriedades mecânicas e de adesão excelentes quando usados com uma escova de
dentes mecânica. Foi comprovado também a resistência à corrosão do filme DLC uma
vez que os fios cobertos apresentaram menor liberação de íons Ni (KOBAYASHI,
OHGOE et al., 2005).
A corrosão em meio aquoso é um processo eletroquímico. Para que ocorra
corrosão do metal, uma reação de oxidação (geralmente uma dissolução do metal ou
formação de óxido) e uma reação de redução, dita catódica (redução do hidrogênio ou
do oxigênio principalmente) devem ocorrer simultaneamente. Nesta situação as
seguintes reações de eletrodo ocorrerão:
reação anódica :
reação catódica :
Me → Men+ + ne−
(1)
Ox + ne− → Red
(2)
Assim, para tornar possível a corrosão eletroquímica de um determinado
metal é necessário a presença de um meio oxidante, que possa ser reduzido de
acordo com a equação (2). Os elétrons produzidos pela reação anódica têm que ser
consumidos na mesma proporção pela reação catódica.
O2 + 2H2O + 4e− → 4OH−
(3)
+
O2 + 4H + 4e− → 2H2O
(4)
+
2H + 2e− → H2
(5)
Separadamente na oxidação metálica a reação anódica pode também ser
uma oxidação de compostos orgânicos existentes na saliva. A reação catódica
representada pela equação (3) é normalmente a mais relevante na cavidade bucal.
Entretanto, as equações (4) e (5) devem, algumas vezes, ser consideradas em pites e
crévices onde o pH pode alcançar valores ácidos.
O metal sob corrosão é equivalente a uma célula de produção de energia
de um pequeno circuito, onde a energia é dissipada durante o consumo do reagente
catódico e a formação de produtos de corrosão. Uma vez que elétrons são liberados
pela reação anódica e consumidos pela reação catódica, a corrosão pode ser
103
expressa em termos de uma corrente eletroquímica. Assim, a corrente total formada
pela reação catódica deve ser igual e de sinal oposto àquela consumida pela reação
anódica.
Quando um espécime metálico é imerso em um meio corrosivo, ambos os
processos, redução e oxidação, ocorrem na sua superfície, onde o material metálico
que oxida corrói e alguma outra espécie será reduzida. O corpo de prova deve
funcionar como ambos, anodo e catodo, e ambas as correntes, anódicas e catódicas,
são geradas na superfície do metal. Quando o metal está em contato com o meio
corrosivo ele assume um potencial Ecorr (relativo a um eletrodo de referência),
chamado de potencial de corrosão. No potencial de corrosão, ambas as correntes, de
polaridade inversa, anódica e catódica, são iguais em sua magnitude, não existindo
nenhuma corrente que possa ser medida externamente. Se o metal é polarizado por
uma fonte externa para um valor mais positivo do que o potencial de corrosão, uma
corrente anódica predomina; e, analogamente, se polarizado por um valor negativo
uma corrente catódica predomina.
A tendência de metais em se corroer por deslocamento de H+ nas soluções
é indicado por sua posição nas séries eletroquímicas. Quanto mais negativo o
potencial elétrico dos elementos maior a sua reatividade, sendo passíveis de sofrer
corrosão, por outro lado os elementos que apresentam potencial elétrico positivo são
menos reativos, sendo alguns deles chamados de metais nobres (Tabela 26 – página
105).
Considerando-se o potencial de eletrodo padrão, os valores de potencial
na Tabela 26 (página 105) se aplicam somente em condições onde o metal puro está
em contato com uma solução, na qual a atividade do íon indicado é 1mol/l de água
para uma temperatura padrão de 25°C. Em qualquer solução cuja composição de
eletrodo ou temperatura sejam diferentes, os valores de potenciais desenvolvidos
podem não ser coincidentes.
104
Tabela 26 –
Potenciais de Eletrodos Padrão
(modificada de WEST, 1980)
Metal Potencial
Metal
Potencial
Au
Pt
1 50
1,2
Ga
Cr
- 0 56
- 0,74
Ag
0,80
Zn
- 0,76
Hg
0,79
V
- 1,18
Cu
0,35
Mn
- 1,18
Bi
0,32
Al
- 1,66
Ge
0,23
Ti
- 1,8
Pb
- 0,13
U
- 1,80
Sn
- 0,14
Be
- 1,97
Ni
- 0,23
Mg
- 2,36
Co
- 0,28
Na
- 2,71
Tl
- 0,34
Ca
-2,87
Cd
- 0,40
K
-2,92
Fe
- 0,44
Li
-3,04
Alguns metais e ligas tendem a tornar-se passivos devido à formação de
uma película fina e aderente de óxido ou outro composto insolúvel na sua superfície. A
passivação faz com que esses materiais funcionem como áreas catódicas. Dessa
forma, dependendo do meio, uma vez conhecidas as curvas de polarização, os metais
e ligas podem ser considerados como sendo ativos ou passivos em função de seu
potencial de eletrodo em estado estacionário. As taxas de corrosão de metais ativos
são mais altas do que daqueles metais passivos.
Taxas de corrosão de metais e ligas podem ser determinadas usando
métodos químicos e eletroquímicos. Os métodos químicos para identificar tendência à
corrosão são os seguintes: 1) perda de massa do metal e liga que se corrói;
2) avaliação da quantidade de produtos de corrosão no meio corrosivo, e 3) avaliação
da quantidade de gás produzido durante a reação de corrosão. Curvas de polarização
catódica e anódica, polarização linear, determinação de potencial a circuito aberto e
105
espectroscopia de impedância eletroquímica são alguns dos métodos eletroquímicos
utilizados em estudos sobre corrosão.
TOMS (1988) afirmou que o caminho confiável para se avaliar o
comportamento quanto à corrosão de um metal é in vivo, porém esse método é muito
lento. Para realizar avaliação in vitro, é normalmente necessário acelerar o processo.
Para o teste ser significativo e reprodutível é fundamental que todos os fatores do
experimento possam ser controlados. A ASTM (American Society of Testing and
Materials) e NACE (National Association of Corrosion Engineers) para avaliar a
corrosão padroniza todas as condições essenciais para os espécimes, meios
corrosivos e testes realizados no meio ambiente. A avaliação da taxa de corrosão e
dano corrosivo provocado pode ser feita de várias formas:
a) Perda de peso – é o método mais antigo de avaliar a corrosão, porém só é
válido quando a corrosão for perfeitamente uniforme, e que quaisquer
produtos de corrosão tenham sido removidos antes da pesagem. A taxa de
corrosão pode ser descrita em termos de perda em peso por unidade de área
por tempo, ou perda na espessura por unidade de tempo;
b) Profundidade do pite – um pite é uma área de ataque localizado no metal, e é
medido por compassos calibrados ou um microscópio com o ajuste de foco
calibrado;
c) Perda das propriedades mecânicas – a severidade da corrosão pode ser
avaliada pela perda das propriedades mecânicas após exposição. Um
controle é mantido em armazenamento seco para ser testado com a amostra
após o experimento. A redução do limite de resistência à tração seria a
melhor medida, pois incluem os efeitos de ambos ataques corrosivos, geral e
localizado;
d) Aparência – mancha e descoloração são exemplos visíveis de corrosão, mas
o exame por microscópio eletrônico de varredura dá os melhores resultados;
106
e) Efeito do meio corrosivo – processos de corrosão podem causar muitas
mudanças significantes no meio corrosivo tal como uma alteração do pH ou
um aumento na concentração de íons metálicos resultantes da corrosão, e
f) Eletroquímica – métodos elétricos para medir a corrosão envolvem medidas
das mudanças na resistência do espécime metálico (TOMS, 1988).
O estudo conjunto dessas variáveis permitirá indicar o material mais
adequado para ser utilizado em situações específicas.
Em 1982, MAIJER e SMITH realizando um estudo in vivo, avaliaram 12
bráquetes que foram unidos ao elemento dentário pela técnica de ataque ácido
convencional e sistemas de união apropriados. Nos doze casos registrados, a higiene
bucal variou de moderada a pobre. O potencial de ambiente ácido produzido pelos
microrganismos da placa pode ter substituído o ambiente da base do bráquete de uma
situação estável passiva, para um ambiente propenso à corrosão. Conforme dito
anteriormente, o predomínio de manchas observado foi preto. Um depósito preto é
freqüentemente associado com corrosão do aço inoxidável, especialmente na relação
de soldas ou uniões de solda. Um número de possibilidades existe em relação a
produtos de corrosão colorido, desde que ambos, níquel e cromo, estejam presentes.
Diferentes graus de aço inoxidável para bráquetes – um dos quais 316L,
que seria mais resistente à corrosão por crévice – tem sido empregado. Este tipo de
aço tem um alto conteúdo de níquel, de 2 a 3% de molibdênio e ainda baixo conteúdo
de carbono para melhorar as características de solda, melhorando também a
resistência à corrosão. O próprio encaixe ortodôntico pode ser reproduzido em
complexas camadas de ligas diferindo na composição e estado mecânico nas várias
partes e podem ser soldadas ou unidas com solda de alta fusão.
Em 1992 GRIMSDOTTIR, GJERDET et al. analisaram diferentes tipos de
ligas utilizadas em Ortodontia. Em relação aos bráquetes avaliados, considerando-se a
liberação de níquel devido à existência de corrosão, os autores obtiveram a mais alta
liberação de íons em bráquetes de aço inoxidável que pareceram ser construídos de
107
uma peça sólida única. Afirmaram ainda que o segundo valor mais alto foi observado
em bráquetes cobertos com uma camada de titânio e que se esta não for
perfeitamente impermeável, a cobertura de titânio introduz um par galvânico que altera
a resistência à corrosão.
Segundo ELIADES e ATHANASIOU (2002), estudos recentes relataram
alterações nos fios de NiTi e no arco interno de aparelhos extra-bucais de aço
inoxidável. Foi observado que as superfícies do material são cobertas por uma
camada de proteínas formadas dentro do ambiente bucal que mascaram a topografia
de superfície da liga a uma extensão dependente das condições ambientais bucais de
cada paciente e do período de exposição intra-bucal. Os constituintes orgânicos do
filme na superfície da liga foram amido, álcool e carbonato, enquanto que os
espécimes de elementos predominantes foram sódio, potássio, cloro e precipitados
cristalinos de fosfato de cálcio nas superfícies dos fios, confirmado por imagens
microanalíticas de raios-X. Regiões mineralizadas podem fornecer um efeito protetor
sob o substrato, especialmente sob condições de pH baixo, cuja taxa de corrosão dos
fios de aço inoxidável e NiTi é aumentada.
Os produtos de corrosão devem ser considerados devido ao seu papel nas
reações alérgicas, particularmente naquelas ligas que contém níquel. De particular
interesse, são os efeitos alérgicos dos metais e seus produtos de corrosão em
indivíduos sensibilizados.
2.4.1.1. Tipos de corrosão possíveis na cavidade bucal
Numerosas formas de corrosão podem ocorrer na cavidade bucal, dentre
elas pode-se citar: corrosão por pite, corrosão por crévice, corrosão intergranular,
corrosão por fadiga, corrosão por atrito, corrosão microbiológica, corrosão sob tensão
e corrosão galvânica.
108
2.4.1.1.1 Corrosão por pite
É um tipo de ataque corrosivo extremamente localizado que se processa
em pontos ou em pequenas áreas, resultando em pequenos buracos (pites) na
superfície do metal, após o mesmo ter sido passivado. Embora afete somente
pequenas partes da superfície metálica, é um tipo muito sério de dano corrosivo, pois
pode causar perda localizada de espessura do material metálico, originando
perfurações e pontos de concentração de tensões, levando assim a uma redução da
resistência mecânica e a conseqüente possibilidade de fratura.
Se o ataque é confinado a uma área fixa relativamente pequena, o metal
atua como um catodo e os pites resultantes são descritos como profundos. Se a área
de ataque é relativamente maior e não tão profunda, os pites são chamados rasos. A
profundidade do pite é algumas vezes expressa pelo termo fator de pite. Ao avaliar o
ataque ocasionado por pites, deve-se considerar: a) o número de pites por unidade de
área; b) o diâmetro dos pites, e c) a profundidade dos pites.
A composição química do meio corrosivo ou do material metálico tem
influência essencial na incidência de ataque por pites. Dessa forma, a presença de
cloreto no meio corrosivo acelera a formação de pites no aço inoxidável, assim como a
presença de inclusões de sulfeto são responsáveis pelo início do ataque por pite em
aço carbono e aço inoxidável, desde que previamente passivados.
A Tabela 27 apresenta o efeito, na resistência à corrosão por pite, da
adição de alguns elementos em ligas de aço inoxidável (GENTIL, 1996).
109
Tabela 27 – Resistência à corrosão por pite
Frente à adição de alguns elementos em ligas de aço
inoxidável (GENTIL, 1996).
Elemento
Resistência à formação de pite
Carbono
Diminui, especialmente em aço sensitizado
Cromo
Aumenta
Enxofre e selênio
Diminui
Molibdênio
Aumenta
Níquel
Aumenta
Nitrogênio
Aumenta
Silício
Diminui; aumenta quando presente com molibdênio
Titânio e nióbio
Diminui em FeCl3; sem efeito em outros meios
Segundo ELIADES e ATHANASIOU (2002), a forma de corrosão por pites
foi identificada em bráquetes e fios. OSHIDA, SACHDEVA et al. (1992) avaliando a
caracterização microanalítica e a modificação de superfície de arcos ortodônticos de
NiTi, afirmaram que experimentos de polarização potenciodinâmica e observações ao
microscópio eletrônico de varredura de arcos ortodônticos de aço inoxidável, CoCr,
NiCr, NiTi e Ti-β expostos à corrosão eletroquímica em saliva artificial mostraram
evidência de corrosão por pites nas superfícies do fio. Os autores relataram que
estudos eletroquímicos também indicaram que corrosão por pites em arcos
ortodônticos de NiTi ocorre em solução salina a 1%.
2.4.1.1.2 Corrosão por crévice
É um ataque corrosivo também localizado que ocorre na superfície do
metal com menor exposição ao ambiente. É uma forma agressiva de corrosão que
resulta no estabelecimento de uma célula de oxigenação diferencial e restrição à saída
de produtos de oxidação, constituindo o que se chama de célula oclusa. Está
associada a uma fenda e acontece nela ou imediatamente em torno dela. Este tipo de
corrosão é causado pelo confinamento do líquido corrosivo na fenda, onde ele
110
permanece quase estagnado. Nesta situação, o oxigênio dentro do eletrólito na
crévice, é progressivamente consumido enquanto que na superfície externa à crévice
(ou fenda), exposta mais diretamente ao meio, se tem acesso mais fácil para o
oxigênio, tornando-se essa região externa catódica em relação à área interna da
crévice. Isso confere uma condição de pilha ao material, favorecendo assim o
processo corrosivo.
A condição eletroquímica no interior de uma crévice é caracterizada pela
alta concentração de íons cloreto, baixa concentração de oxigênio e baixo valor de pH.
Resulta em maior agressividade em uma fenda mais estreita e mais longa, pois os
processos de difusão entre o seu interior e o meio externo, particularmente aqueles
envolvendo oxigênio, são mais restritos, intensificando o processo descrito.
BIEN e AYERS (1959) avaliando as uniões de solda em aço inoxidável
afirmaram que corrosão por crévice pode ser claramente demonstrada em um aço
inoxidável austenítico 304 do tipo 18-8 e em ligas 80 níquel – 20 cromo. No caso da
crévice, a corrosão ocorre devido a uma descontinuidade entre as superfícies e em
relação ao aço inoxidável, devido à sensitização do material. Afirmaram ainda que
nem todas as uniões desintegrarão em uma mesma boca e nem mesmo se
desintegram nas bocas de todos os pacientes. Desde que a corrosão por crévice foi
demonstrada após a passivação prévia por meio químico ou eletroquímico, os autores
concluíram que ambas as passivações das ligas de níquel-cromo podem melhor
preceder a solda por brasagem. Reportaram também que onde for possível o uso de
uma liga de níquel-cromo soldada, esta deveria ser mecanicamente escovada, limpa,
seca e então fixada a parte para ser passivada atmosfericamente.
ELIADES e ATHANASIOU (2002), avaliando o envelhecimento das ligas
utilizadas em Ortodontia in vivo, observaram que a profundidade de uma crévice pode
alcançar de 2 a 5mm, perfurando a base dos bráquetes (aço inoxidável).
111
2.4.1.1.3 Corrosão intergranular
Identificada nos contornos de grão pela mudança de sua composição
devida a precipitações de fases que aí ocorrem, concentração de impurezas, ou
depleção elementar em cromo próxima à área do contorno de grão. É uma forma de
corrosão que pode ocorrer em torno do cordão de solda em aços inoxidáveis não
estabilizados ou com teores de carbono acima de 0,03%.
HEIDEMANN, WITT et al. (2002) avaliando três técnicas de soldagem
(a chama de hidrogênio, com ponta de eletrodo de carbono e por transferência),
identificaram a ocorrência de união incompleta das superfícies pela solda, porosidades
resultantes do processo de produção da solda, mudanças estruturais devido ao
superaquecimento, e união deficiente na margem da solda. A técnica de soldagem por
aquecimento pode produzir o melhor resultado em relação à aparência externa,
estabilidade mecânica e resistência à corrosão se a temperatura e tempo de soldagem
são mantidos dentro de tolerâncias adequadas. Afirmaram que variações de qualidade
foram também detectadas entre as soldagens feitas por diferentes técnicos de
laboratório. Suas análises confirmam a necessidade de se buscar uma qualidade
assegurada das técnicas de soldagem e para a necessidade de um suporte maior das
técnicas de união alternativa como a soldagem por laser.
2.4.1.1.4 Corrosão por fadiga
Este tipo de corrosão é importante ser considerado em aplicações de
movimentação cíclica. O ambiente corrosivo pode resultar em ataque local que
acentua o efeito de várias imperfeições. O ataque corrosivo será influenciado pelo tipo
de solução, seu pH, conteúdo de oxigênio e temperatura.
Resistência à fadiga medida em meio aquoso normalmente é menor do
que aquela medida no ar, considerado como sendo um ambiente inerte. Testes de
corrosão por fadiga foram conduzidos por CAHOON e HOLTE (1981) no aço
112
inoxidável 316L em solução fisiológica sintética aquecida à temperatura de 37°C com
um pH de 7,6 ± 0,2 sob carregamento axial com relação de tensão R = 0 para uma
freqência de 140 Hz. Uma diminuição de 10 a 15% na resistência à fadiga para um
dado nível de tolerância foi encontrada quando testado em solução se comparado com
o ar a 37°C com 25% de umidade relativa. A resistência à fadiga foi estimada ser de
20 a 30% menor quando determinada a uma freqüência de 1Hz. Teste de fadiga em
dobras foram executados também por POHLER e STRAUMANN (1980) citado por
AMERICAN SOCIETY FOR METALS: METALS HANDBOOK (1980) em solução de
Ringer para uma freqüência de 1 Hz no aço inoxidável 316L e uma liga de cobaltocromo. Os resultados mostraram uma redução na resistência à fadiga de ambos
materiais quando testados em solução (Tabela 28).
Tabela 28 – Resistência à fadiga
Aço inoxidável 316L e ligas de cobalto-cromo em Solução de
Ringer com freqüência de 1Hz (modificada de AMERICAN
SOCIETY FOR METALS: METALS HANDBOOK, 1980).
Liga
Ciclos de fadiga 40Kg/mm2 ou carga de 57 ksi
Ar
Solução de Ringer
Aço inoxidável 316L
5 x 105
9 x 104
Cobalto-cromo
1,5 x 107
3,3 x 105
Segundo ELIADES e ATHANASIOU (2002), corrosão por fadiga ocorre
freqüentemente em fios que permanecem no ambiente intrabucal por longos períodos
de tempo sujeitos à carga, sendo, em geral, caracterizada por áreas levemente
fraturadas que incluem um local de uma aparência cristalina e rugosidade aumentada.
113
2.4.1.1.5 Corrosão por atrito
Processo envolvendo corrosão e movimentação relativa entre duas
superfícies em contato. Envolve desgaste e corrosão, onde as partículas removidas da
superfície formam óxidos que são abrasivos e aumentam a taxa de desgaste, sendo
que seus fragmentos podem ser solúveis e não promovem acréscimo de desgaste. As
reações químicas neste caso desempenhariam um papel maior na deterioração do
metal. O atrito destrói o filme de passivação pelo qual o metal torna-se mais resistente
à corrosão. Este tipo de corrosão pode ocorrer em bráquetes e/ou fios ortodônticos.
2.4.1.1.6 Corrosão microbiológica
Este tipo de corrosão causa destruição por proliferação de formas de vida
na superfície do metal e envolve a formação de metabólitos ácidos, sendo que a taxa
de corrosão pode ser acelerada pela ação de microrganismos vivos tais como
bactérias. Dependendo da distribuição dos organismos e dos produtos do
metabolismo, a corrosão pode ser localizada ou generalizada. Em Ortodontia a
possibilidade de ocorrer corrosão microbiológica está relacionada à formação de
células de aeração diferencial. ELIADES e ATHANASIOU (2002) afirmaram que a
ocorrência destes fenômenos em bráquetes resulta na formação de crateras em suas
bases, o que poderia levar a um descolamento desses acessórios.
OTULAKOWSKA, KRYSINSKI et al. (2002) afirmaram que a presença de
microrganismos no meio bucal pode participar no processo corrosivo de dentaduras
metálicas. Os autores avaliaram os efeitos in vivo da biocorrosão nas ligas
odontológicas, utilizando dentaduras fixas (coroas; pontes de prata-paládio, uma com
alto teor de ouro e uma com ligas de Cr-Ni, bem como de aço inoxidável), sendo que
alguns materiais estiveram presentes na cavidade bucal por muitos anos. A superfície
de cada liga foi examinada usando microscópio eletrônico de varredura e microanálise
por EDS. Efeitos de corrosão foram freqüentemente observados como descolorações
114
em dentes e próteses fixas metálicas, especialmente manchas pretas, na superfície
interna de coroas e na área externa da gengiva marginal.
De acordo com OTULAKOWSKA, KRYSINSKI et al. (2002), descolorações
na presença de microrganismos são explicadas por enxofre ou redução de sulfetos
para hidrogênio sulfurado e formação de sulfitos escuros insolúveis. Em relação a
variações de oxigênio quantitativo, carbono e enxofre, sempre foram detectados em
manchas, pites e depósitos. Estes efeitos não foram observados nas ligas do grupo
controle (sem microrganismos). Os autores concluíram que conteúdo de enxofre,
tipicamente na extensão de variadas porcentagens em peso, foi a demonstração da
atividade do processo corrosivo na cavidade bucal.
2.4.1.1.7 Corrosão sob tensão
A corrosão sob tensão consiste num processo de nucleação e propagação
de trincas provocado pela ação combinada de uma tensão de tração e de um
ambiente corrosivo específico sobre um material metálico. A superfície do metal
normalmente é muito pouco atacada, porém fendas localizadas se propagam através
da seção do metal. Tensões que provocam este tipo de corrosão podem ser residuais
ou aplicadas. Tensões residuais podem ser originadas devido a processos de
conformação e de soldagem, a transformações de fase durante o tratamento térmico.
Parece não haver uma regra geral que defina os ambientes que provocam corrosão
sob tensão nas ligas metálicas.
A maioria dos mecanismos deste tipo de corrosão envolve duas fases ou
estágios: a fase de iniciação de trinca e a fase em que essa trinca se propaga. Devido
às tensões de tração que atuam no material, cria-se uma zona de concentração de
tensões na extremidade da trinca. Uma tensão trativa é uma condição necessária
tanto para a iniciação como para a propagação de trincas, sendo também importante
para provocar a ruptura dos filmes superficiais. A diminuição do nível da tensão faz
aumentar o tempo necessário para a fissuração. A temperatura e o ambiente são
115
também fatores importantes para que ocorra fissura por corrosão sob tensão (SMITH
1998).
2.4.1.1.8 Corrosão galvânica
Tipo de corrosão ocasionada quando dois materiais metálicos, com
diferentes potenciais, estão em contato na presença de um eletrólito comum,
ocorrendo uma diferença de potencial e a conseqüente transferência de elétrons, onde
o metal menos nobre torna-se o anodo e o outro metal o catodo. A relação de área,
entre anodo e catodo, deve ser considerada quando essa forma de corrosão é
avaliada, pois um par metálico constituído por um grande anodo e um pequeno catodo
produziria uma baixa densidade de corrente, indicativo de uma pequena taxa de
corrosão.
A corrosão galvânica caracteriza-se por apresentar corrosão localizada
próximo à região da união, ocasionando profundas perfurações no material metálico
que funciona como um anodo. O processo corrosivo que ocorre no anodo é mais
acentuado do que a corrosão isolada desse material sob a ação do mesmo meio
corrosivo; a corrosão no catodo, em contrapartida, é acentuadamente menor. Quanto
maior a variação do potencial de corrosão, mais extensa será a reação de corrosão.
Segundo SCHRIEVER e DIAMOND (1952); FUSAYAMA, KATAYORI et al. (1963);
JOHANSSON, STENMAN et al. (1984) a ocorrência de corrosão galvânica entre
restaurações diferentes na cavidade bucal tem sido considerada de grande interesse
como uma fonte possível de desconforto bucal e dor.
Este tipo de corrosão envolve um conjunto de células de corrosão
eletroquímica. Tais células galvânicas gerando corrente na cavidade bucal são,
especialmente, célula bimetálica e célula de concentração, esta última surgindo
principalmente devido a diferenças de concentração do oxigênio dissolvido no
eletrólito.
116
A célula bimetálica envolverá a presença de dois materiais metálicos
distintos. Corrosão bimetálica pode ocorrer na cavidade bucal entre metais de nobreza
diferente, como por exemplo, entre uma coroa de ouro e uma obturação de amálgama.
HOLLAND (1980) avaliando um amálgama odontológico observou que para o
amálgama convencional, a densidade de corrente máxima aumentou com o aumento
da área de contato, exceção feita ao amálgama com ausência da fase γ2 onde a
corrente foi menor, não dependendo ainda da área de contato. A corrosão poderá ser
severa se a área de superfície do anodo é menor em relação à área de superfície do
catodo. O transporte total de oxigênio (a influência do oxigênio) é aumentado se há um
aumento na área de superfície disponível para a reação catódica.
BEAGUE (1992) avaliou a possibilidade de ocorrer corrosão galvânica em
restaurações de amálgama em contato com bráquetes/bandas ortodônticas. Foram
usados oito dentes com restauração MOD de amálgama (Johnson & Johnson
Dispersalloy). Em sete dentes foram adaptadas bandas ortodônticas de aço inoxidável
que estavam em contato com as caixas proximais da restauração e um dente
permaneceu sem banda para ser usado como referência. As amostras foram
colocadas em uma solução de NaCl a 1% sob agitação por 35 dias, a 37°C. A amostra
de referência desenvolveu uma camada exterior de cor acastanhada que
provavelmente era um óxido de cobertura; os demais elementos dentários que tinham
bandas ortodônticas não apresentaram esta camada na sua superfície. Ao serem
examinadas, observou-se um resíduo branco na superfície do amálgama nos pontos
que estavam em contato com as bandas. Após serem escovadas e examinadas em
microscópio eletrônico de varredura, observou-se a existência de pite. Depósitos de
sais e manchas também foram observados na superfície dos pontos de contato. O
autor concluiu que nos 35 dias de teste nenhuma falha no amálgama foi observada,
afirmando ainda que talvez em 1000 dias (correspondendo a três anos de tratamento
ortodôntico) o teste realizado poderia apresentar apreciável destruição do amálgama.
117
Adicionalmente, certas restaurações metálicas simples de composição
heterogênea podem ser consideradas como constituintes de um grande número de
células metálicas. Por exemplo, em uma obturação de amálgama as diferentes fases
metálicas presentes têm potenciais de eletrodos diferentes em relação à saliva.
Além disso, as células bimetálicas, células de concentração, que causam
corrosão por fenda (crévice) e ataque sob depósito, são de interesse no âmbito de
qualquer discussão da atividade galvânica bucal. Uma dificuldade de renovação da
saliva e uma aeração diferenciada que causa diferenças no conteúdo de oxigênio
ocorrem em fendas estreitas (crévices) e sob depósitos. O valor de pH na crévice
diminuirá devido à hidrólise dos íons metálicos dissolvidos e à concentração de íons
cloreto aumentada. Sob estas circunstâncias, qualquer recomposição na superfície da
camada passiva que foi rompida pode ser difícultada.
Em 1978 BERGMAN, GINSTRUP et al. avaliaram medidas de potencial e
polarização in vivo de galvanismo bucal. Os autores observaram a existência de
diferença de potencial entre materiais e nos mesmos materiais restauradores
metálicos. Afirmaram que as correntes galvânicas resultantes foram da magnitude de
1 a 36µA sendo que alguns dos valores mais altos dessa variação foram encontrados
no grupo controle. Relataram ainda que correntes galvânicas de 5µA ou mais nos
dentes poderiam ser a explicação para os desconfortos bucais verificados em alguns
pacientes e que se o galvanismo causará ou não dor e desconforto a um paciente em
particular é uma questão mais complexa.
Como parte do programa de pesquisa concernente à ocorrência de
corrosão bucal e sua relação com certos sintomas locais (queimação na boca, dor
aguda bucal, gosto metálico, mudanças na salivação e diminuição no seu fluxo
observada em muitos casos, e reações de hipersensibilidade), uma série de estudos
clínicos foram executados por BERGMAN em 1986. Os pacientes foram enviados à
Faculdade de Odontologia da Universidade de Umea (Suécia), para avaliação com
relação ao chamado galvanismo bucal, paralelamente a uma extensiva investigação
118
odontológica. Dados eletroquímicos foram registrados e usados para o cálculo de
possíveis correntes nas células bimetálicas intrabucais. O autor afirmou que nos
estudos acima referidos, assim como em um estudo similar realizado por NILNER
(1981), amplas variações nas correntes calculadas foram encontradas tanto para
diferentes pares de dentes restaurados quanto para indivíduos diferentes.
No trabalho de JOHANSSON e LUNDMARK (1984), bem como no de
BERGMAN (1986), um equipamento que permite o registro direto das correntes entre
diferentes restaurações na cavidade bucal, em contato proximal ou com o dente
antagonista, foi usado. Separadamente da corrente inicial, que tem a duração menor
do que 1 segundo, a corrente registrada após 10 segundos foi em torno de 1 µA.
A partir dos resultados obtidos, BERGMAN (1986) chegou às seguintes
conclusões:
1) os sintomas locais de desconforto bucal e dor podem, em muitos casos, ser
explicados pela ocorrência de afecções e condições, cujo tratamento é de
competência do Cirurgião Dentista;
2) sintomas mais gerais e não específicos podem, em poucos casos, ser
devidos à intolerância ou reações de hipersensibilidade a materiais dentários
ou constituintes do material;
3) a distribuição de correntes que pode ser criada por restaurações metálicas
odontológicas em contato é semelhante em pacientes com sintomas
atribuídos ao chamado "galvanismo bucal" e naquelas do grupo controle, com
ausência de sintoma, mas que apresentavam o mesmo tipo de distribuição de
restaurações odontológicas metálicas, e
4) atenção deveria ser dada à ocorrência de baixos valores para limites de
tolerância biológica.
JOHANSSON e LUNDMARK (1984) avaliaram o registro direto e indireto
das correntes entre restaurações metálicas na cavidade bucal, sendo as medidas
realizadas com restaurações secas e molhadas. Os autores constataram que depois
119
da medida inicial da corrente e após 10 segundos, as restaurações molhadas
apresentaram magnitudes significantemente mais altas (Tabela 29) do que as
correntes correspondentes nas restaurações secas em todos os 175 contatos
considerados nos 20 pacientes que compunham a amostra (teste T, p<0,001).
Em 1984, JOHANSSON e LUNDMARK afirmaram ainda que a diferença
entre as correntes medidas nas restaurações molhadas e secas indica que a saliva
e/ou filmes de passivação são de grande importância para a corrosão na cavidade
bucal, pois uma corrosão galvânica entre restaurações com contato metálico
intermitente pode ser ocasionada por abrasão mecânica dos filmes protetores das
restaurações em questão. Os autores relataram ainda que se uma corrosão
aumentada ocorrer em casos de bruxismo, não deve ser negligenciada.
Tabela 29 – Correntes calculadas
Medidas para contatos diferentes entre restaurações
metálicas (modificada de JOHANSSON e LUNDMARK,
1984).
Correntes
calculadas
n
Contatos
antagônicos
funcional
Correntes medidas, média ± D.P., µA
Média ± D.P. Restaurações molhadas Restaurações
µA
Após 10s
Inicial
Após 10s
seca
Inicial
63
4 ± 4,5
0,9 ± 1,00
16 ± 16,1
0,8 ± 1,10
13 ± 15,7
Diferenças de
potencial entre
contatos
62
proximais
≤ 20 mV
1 ± 1,2
0,5 ± 0,65
8 ± 10,1
0,4 ± 0,55
6 ± 8,1
Diferenças de
potencial entre
contatos
50
proximais
>20 mV
5 ± 3,6
0,7 ± 0,69
14 ± 12,0
0,6 ± 0,61
12 ± 13,2
3 ± 3,8
0,7 ± 0,82
13 ± 13,4
0,6 ± 0,82
10 ± 13,0
Total
175
120
A) Efeitos biológicos de correntes intrabucais
Os efeitos biológicos de correntes intrabucais poderiam, do ponto de vista
teórico, ser por estímulo elétrico de células excitáveis tais como nervos, músculos ou
células glandulares, ou, secundariamente, pela concentração de íons em tecidos com
irritação química concomitante. Este último ocorre quando o efeito da corrente através
do tecido é de considerável duração com uma magnitude de 50 a 100µA. BERGMAN
(1986) afirmou que a probabilidade de um fenômeno deste tipo aparecer na cavidade
bucal, como um efeito secundário da atividade galvânica, é pequena e o risco de
influenciar regiões externas da boca pode ser considerado ainda menor.
No entanto, reações biológicas aos materiais dentários na cavidade bucal
ocorrem. Por exemplo, reações aos materiais dentários podem ocorrer ou devido à
intolerância que é ligada à bioquímica humoral ou devido à hipersensibilidade que é
relacionada à bioquímica do tecido. Produtos de corrosão que são liberados de
restaurações metálicas dentárias podem penetrar nos tecidos duros e moles bucais. A
permanência desses produtos de corrosão que não são excretados faz com que sejam
distribuídos para várias partes do organismo humano, podendo ser acumulados em
órgãos específicos.
2.4.2. Biocompatibilidade
As ligas odontológicas podem ser classificadas em ligas nobres,
constituídas basicamente de ouro e paládio, ou ligas de metais base, constituídas
principalmente de níquel e cobalto. Ligas de metal base contendo níquel estão
encontrando aplicação ampla na Odontologia com porcentagem variando de
60 a 80%. Estas foram desenvolvidas como alternativas às ligas nobres, devido ao
aumento no preço do ouro, possuindo alta resistência e também resistência à
corrosão.
Os efeitos das ligas odontológicas no ambiente bucal têm a capacidade de
produzir mudanças locais, à distância ou sistêmicas que podem ser de curta duração,
121
longa duração ou repetitiva (sensibilização). Interações das ligas odontológicas com o
ambiente bucal têm o potencial de gerar condições tais como: gosto metálico,
descoloração dos dentes, dor galvânica, lesões bucais, formação de cárie dentária,
hipersensibilidade alérgica, dermatite e estomatite, falhas endodônticas, rejeição de
implante dental e formação de tumor. Atualmente, a reação de hipersensibilidade ao
níquel no ser humano tem sido uma preocupação entre os Cirurgiões-Dentistas.
Evidências recentes têm atribuído ação carcinogênica, mutagênica, citotóxica e
alergênica ao níquel em várias formas e compostos.
Em 1981, LEITÃO e HEGDAHL afirmaram que a rugosidade é uma
propriedade importante no fenômeno de superfície, possuindo o efeito de aumentar a
área da superfície, afetando o atrito e fornecendo união mecânica para materiais
estranhos (acúmulo de placa na superfície). Estudos tanto in vivo quanto in vitro
mostraram que resposta celular mínima é obtida usando espécimes polidos ao invés
daqueles ásperos. Já HUANG, CHIU et al. (2003) ao avaliar a resistência à corrosão
de quatro tipos de fios ortodônticos de NiTi disponíveis no mercado afirmaram que fios
de NiTi com rugosidade de superfície não exibiram maior liberação de íons.
WIDU,
DRESCHER
et
al.
(1999)
avaliaram
a
corrosão
e
a
biocompatibilidade de fios ortodônticos na dimensão de 0,406 x 0,559 mm. Foram
utilizados 4 tipos de fios ortodônticos de NiTi, 2 superelásticos (fio com memória de
forma de titânio American Orthodontics e Neo Sentalloy) e 2 de alta resiliência (Nitinol
e NiTi Ormco). Um fio de titânio-molibdênio e outro de aço inoxidável foram incluídos
por propósitos comparativos. O comportamento quanto à corrosão foi testado por
exposição à polarização anódica e por tensão mecânica na saliva de Fusayama
modificada. A perda de níquel foi quantificada com especrofotometria de absorção
atômica. Acrescentaram que um fio de NiTi (Nitinol) foi examinado com microscopia de
força atômica (AFM) após uso clínico para comparar suas características de superfície
com resultados laboratoriais. Observações em espectrometria de absorção atômica
mostraram que ranhuras típicas causadas pelo processo de produção são visíveis em
122
todos os fios, exceto o Neo Sentalloy que pareceu ser o mais rugoso. O fio com
memória de forma de titânio (American Orthodontics) e o de aço inoxidável foram os
mais lisos no estado conforme recebidos. A amostra não polarizada de Nitinol
apresentou-se mais rugosa do que o fio com memória de forma de titânio (American
Orthodontics). Porém, os defeitos de superfície após sua utilização na clínica foram
comparáveis aos dos processos corrosivos do fio com memória de forma de titânio
(American Orthodontics) polarizado.
Segundo WIDU, DRESCHER et al. (1999), comparando a rugosidade de
superfície dos fios não polarizados com aqueles polarizados, o valor de rugosidade
aumentou significativamente somente para o fio com memória de forma de titânio
(American Orthodontics) (Tabela 30 – página 124). Não houve mudança significante
no valor de rugosidade após polarização para todos os outros fios. A dissolução de
níquel medida em saliva artificial foi mais alta para o fio com memória de forma de
titânio (American Orthodontics) o que correlaciona muito bem com as mudanças na
sua estrutura de superfície após polarização. A segunda maior perda de níquel foi
determinada para o Neo Sentalloy, mas correlação com mudanças no valor de
rugosidade não pôde ser assegurada. Os demais fios não mostraram perda de níquel
significante. Tensão mecânica e eletroquímica combinadas não têm qualquer efeito no
comportamento da corrosão, estrutura de superfície ou perda de níquel comparados
com tensão potenciostática pura.
WIDU, DRESCHER et al. (1999) concluíram que a caracterização do
comportamento
de
corrosão
não
é
implicitamente
uma
caracterização
de
biocompatibilidade dos fios analisados. Afirmaram ainda que os resultados deste
trabalho não podem ser transferidos irrestritamente para condições clínicas, pois
existem mais fatores além da corrosão que são influentes na biocompatibilidade.
Reportaram também que os resultados desta pesquisa podem ajudar a otimizar o
processo de produção e esclarecer os efeitos da interação entre a composição da liga,
estrutura cristalina e rugosidade de superfície no comportamento em relação à
123
corrosão, pois estes ainda não são totalmente compreendidos. Um outro aspecto da
otimização é a redução da rugosidade de superfície, o que ocasionará um efeito
positivo no progresso do tratamento, aparência estética e retenção de placa.
Tabela 30 – Resumo dos resultados
(modificada de WIDU, DRESCHER et al., 1999)
Produto
Liga
Ra não
tensionado
(nm)
Fio com
memória de
forma de titânio
Níquel-titânio
Neo Sentalloy
Ra
(1 min)
Concentração de Ni
(10 min)
0,72
V/NHE
(nm)
1,22
V/NHE
(nm)
0,72
V/NHE
(mg l-1)
1,22
V/NHE
(mg l-1)
110 (25)
180 (60)
> 290
(180)
23,0
39,4
Níquel-titânio
325 (30)
335 (80)
340 (35)
3,1
17,7
Ni-Ti
Níquel-titânio
335 (100)
260 (65)
215 (25)
0,2
0,2
Nitinol
Níquel-titânio
325 (70)
355 (75)
385 (55)
0,1
0,3
TMA
Titâniomolibdênio
340 (80)
270 (60)
425 (170)
--
--
Aço inoxidável
Aço
inoxidável
80 (35)
65 (10)
55 (10)
0,4
0,7
MANCEUR, CHELLAT et al. (2003) avaliaram a biocompatibilidade in vitro
de quatro grupos de cristais simples de NiTi 50,8% na orientação <001> após 4
diferentes tratamentos térmicos em uma atmosfera de hélio seguida por polimento
mecânico. O estudo foi realizado no material extraído após imersão dos espécimes em
meio de cultura de célula (DMEM) por 7 dias a 37°C sob agitação constante (240 rpm).
Os estudos de citotoxicidade foram realizados em fibroblastos de rato L-929 usando
avaliação MTT. Macrófagos J-774 foram usados para avaliar o potencial de efeito
inflamatório nos extratos por dosagem IL1-beta e TNF-alfa (método sanduíche ELISA).
Exposição ao L-929 dos materiais ensaiados não afetou a viabilidade celular.
Adicionalmente, a secreção IL1-beta e TNF-alfa não foi estimulada após incubação
com extratos de NiTi comparados aos controles negativos. Através de espectroscopia
124
de absorção atômica não foram detectados íons nos extratos com uma resolução de 1
ppm e nenhuma corrosão por pite ou crévice foi observada. Dentro dos limites do teste
in vitro, os resultados demonstram que o NiTi (50,8%) de cristais simples não inicia
uma reação citotóxica.
ROCHER,
MEDAWAR
et
al.
(2004)
avaliaram
a
biocorrosão
e
citocompatibilidade das ligas de memória de forma de NiTi. Cinco ligas foram
examinadas por ensaios eletroquímicos a 37°C em pH = 7 e por testes de cultura de
célula com diferentes tipos de células (células embriológicas do epitélio humano –
linha de célula L132, ATCC CCL5; células do mesênquima do palato embriológicas
humana – linha de célula HEPM, ATCC CRL 1486, e fibroblastos do tecido conjuntivo
de rato NIH3T3 – ATTC CRL 1658). Foram utilizadas ligas de NiTi (49% Ni, 51% Ti),
níquel de alta pureza (hp-Ni), Ti puro disponível comercialmente (cp-Ti), Ti6Al4V e de
aço inoxidável 316L. As ligas foram incluídas em cilindros de 12 a 15 mm de diâmetro
e posteriormente cortadas em discos de 12 mm de espessura. As amostras foram
polidas, lavadas em banho de etanol em ultrassom, secas e esterilizadas.
Avaliação potenciodinâmica foi realizada e o potencial de corrosão para
todos os materiais avaliados foi menor na saliva artificial. O Hp-Ni e o aço inoxidável
316L quando avaliados em meio de cultura complementado com 10% de soro fetal de
bezerro e no soro onde linha de células de linfócitos humanos foram adicionados,
apresentaram tendência em aumentar o potencial de corrosão na seguinte ordem:
saliva < soro < soro + linhagem de célula. A ordem apresentada para o NiTi foi saliva <
soro + linhagem de célula < soro; para o Ti6Al4V foi saliva < soro = soro + linhagem de
célula, e para o cp-Ti foi soro < soro + linhagem de célula < saliva. O cp-Ti e Ti6Al4V
em todos os meios avaliados e a liga de NiTi apenas na presença de saliva artificial
apresentaram quebra do potencial de passivação acima de 1000 mV. O material com
menor valor de perda do estado passivo foi o Hp-Ni, seguido pelo aço inoxidável 316L.
Em relação aos testes biológicos observaram baixa proliferação celular para todos os
tipos de células em relação ao grupo controle. NiTi e Ti6Al4V foram os materiais com
125
maior citocompatibilidade; eles induziram taxas de proliferação próximas ao cp-Ti. HpNi produziu a mais baixa taxa de proliferação com células HEPM (34%), NIH3T3 (16%)
e células L132 (11%). Dessa forma, seu potencial tóxico parece ser dependente do
tipo celular, isto é, Ni é mais tóxico para células L132 do que para células HEPM. As
taxas de proliferação para o aço inoxidável 316L foram situadas entre 24% e 35%
(ROCHER, MEDAWAR et al., 2004) (Figura 29).
100%
80%
HEPM
60%
L132
40%
NIH3T3
20%
0%
Niquel
Titânio
NiTi
TiAV
316L
Figura 29 – Proliferação celular
proliferação de células HEPM, L132 e NIH3T3 em contato
direto durante 3 dias sobre as amostras metálicas testadas
em relação ao grupo de culturas controle (100%) (modificada
de ROCHER, MEDAWAR et al., 2004).
De acordo com ROCHER, MEDAWAR et al. (2004), em relação à liberação
de íons as concentrações de Ti foram significativamente diferentes daquelas das
culturas controle, que não excederam 0,01 ppm. A liberação de Ni na liga de NiTi foi
muito baixa (valor médio 0,1 ppm), mas um pouco mais alta nas amostras de Ni puro:
6,6 e 11,4 ppm após as culturas de 3 e 6 dias, respectivamente. Titânio não foi
detectado no grupo controle. Sua liberação foi extremamte baixa no cp-Ti e levemente
aumentada nas amostras NiTi. Nenhuma diferença significante foi observada nas
culturas após 3 e 6 dias.
Com relação aos testes de citotoxidade rotineira e em particular avaliação
das funções celulares mais expressivas na determinação de efeitos inflamatórios e na
integridade da célula os autores confirmaram que o níquel além de sofrer corrosão é
um material citotóxico. Seu potencial citotóxico depende do tipo celular: é mais tóxico
126
para células L132 do que células HEPM ou NIH3T3. Sua utilização em implantes,
próteses e outros dispositivos devem ser regulados dentro da condição de liberação
mais baixa. Apresentaram-se biocompatíveis e particularmente resistentes à corrosão
cp-Ti e NiTi. Evidências mostraram que a introdução de níquel nas ligas não gera
qualquer reação citotóxica nem altera o comportamento fisiológico e funcional das
células. Todos os testes mostraram um desempenho biológico e eletroquímico alto do
Ti6Al4V e do NiTi.
GIOKA, BOURAUEL et al. (2004) avaliaram a estrutura, composição,
dureza e liberação de íons de dois tipos de bráquetes de titânio: Orthos2 (Ormco,
USA) and Rematitan (Dentaurum, Germany). Cinco espécimes de cada grupo foram
examinados com microtomografia de raios-X computadorizada, para observar a
morfologia e estrutura dos bráquetes. Metalografia foi observada em MEV e EDS e
medidas de microdureza Vickers dos espécimes foram avaliadas. Após imersão dos
bráquetes em solução salina normal a 0,9% na temperatura de 37°C por dois meses, a
liberação de íons foi determinada com Espectroscopia de Emissão Atômica a Plasma.
Os bráquetes Orthos2 eram formados por duas partes: a base de dureza menor (Hv =
145), constituída por titânio comercialmente puro grau II e as aletas de dureza maior
(Hv = 392) constituída de liga de Ti-6Al-4V, foram unidas por solda a laser. Os
bráquetes Rematitan eram de titânio comercialmente puro grau IV, fabricados em uma
peça única de dureza virtualmente idêntica (p > 0.05) da base e aletas, caracterizando
um preenchimento tela-base soldado a laser. A dureza dos bráquetes Rematitan foi
significativamente inferior à dureza das aletas do Orthos2, porém o dobro da dureza
da base do Orthos2. Os níveis de Ti liberados foram abaixo do nível limite (1 ng/ml)
nas análises de ambos os materiais, enquanto traços de Alumínio (3 ppm) e Vanádio
(2 ppm) foram encontrados no meio de imersão pra a liga Ti-6Al-4V.
Concluindo GIOKA, BOURAUEL et al. (2004) afirmaram que diferenças na
estrutura e dureza encontradas podem influenciar as características de transferência
de torque em fios ortodônticos ativados nos bráquetes bem como o potencial de
127
corrosão por crévice na interface base-aleta (Orthos2). A detecção de Al e V no meio
em que foi imerso Orthos2 pode implicar uma resposta biológica diferente nos dois
tipos de bráquetes de Ti.
Em 2004 ELIADES, PRATSINIS et al. caracterizaram qualitativamente e
quantitativamente as substâncias liberadas nos bráquetes e fios de níquel-titânio
ortodônticos e comparativamente avaliaram a citotoxicidade dos íons liberados por
estas ligas. Dois conjuntos completos de bráquetes de aço inoxidável (20 bráquetes
cada) e 2 grupos de arcos ortodônticos de NiTi (10 fios cada de 0.018 x 0.025
polegada) foram imersos em tubos plásticos estéreis contendo 50 ml de solução salina
a 0,9% peso/volume e mantidos a 37°C durante um mês. Durante o período de
imersão a solução foi agitada duas vezes ao dia. Os meios de imersão foram
analisados em espectroscopia de emissão atômica por plasma. Cada material
constituinte dos dois grupos foi analisado três vezes e uma média dos resultados foi
obtida. O conteúdo iônico foi estatisticamente analisado com teste de variância
(ANOVA).
Fibroblastos do ligamento periodontal humano e fibroblastos gengivais,
conforme os relatos de ELIADES, PRATSINIS et al. (2004), foram avaliados em
relação a citotoxicidade analisados pelo teste MTT modificado e avaliação da síntese
de DNA. Os resultados não indicaram liberação de íon para a liga de níquel-titânio na
solução, enquanto que quantidade mensurável de níquel e traços de cromo foram
detectados na solução onde os bráquetes de aço inoxidável estiveram imersos. Os
autores concluíram que nenhum material ortodôntico, tanto o aço inoxidável quanto a
liga de NiTi derivados do meio de imersão, tiveram qualquer efeito na sobrevivência
celular e síntese de DNA, tanto nos fibroblastos do ligamento periodontal quanto nos
fibroblastos gengivais, mesmo nas concentrações máximas testadas.
Muitas ligas usadas em Ortodontia contêm potencialmente níquel tóxico,
cromo e cobalto. Alguns aços austeníticos utilizados na confecção de bráquetes são
indicados no Quadro 1 (página 129).
128
Quadro 1 – Composição dos aços
Aços, normalmente, utilizados na fabricação dos bráquetes
(modificado de MATASA, 1995).
DESIGNAÇÃO
AISI
UNS
303
S-30300
304
S-30400
304L
COMPOSIÇÃO (%)
DIN
C
Mn
Si
Cr
Ni
17-19
8-10
0,20 0,02
0,6 Mo
0,08 2,0 1,0
18-20
8-10,5
0,04 0,03
----
S-30403
14306 0,03 2,0 1,0
18-20
8-12
0,04 0,03
----
316
S-31600
14401 0,08 2,0 1,0
16-18
10-14
0,04 0,03
2-3 Mo
316L
S-31603
14404 0,03 2,0 1,0
16-18
10-14
0,04 0,03
2-3 Mo
317
S-31700
14438 0,08 2,0 1,0
18-20
11-15
0,04 0,03
3-4 Mo
630/17-4 PH
S-17400
14542 0,07 1,0 1,0 15,5-17
3-5
0,04 0,03
4 Cu
3 Nb
631/17-7 PH
S-17700
----
0,09 1,0 1,0
16-18
6,5-7,5
0,04 0,04
0,8-1,5 Al
ASTM-A 669 S-31803
----
0,0
22
5,5
0,02 0,02
3 Mo
14305 0,15 2,0 1,0
----
1,0 0,5
P
S
OUTROS
2.4.2.1. Reações de hipersensibilidade
A literatura odontológica contém muitos artigos sobre respostas alérgicas
causadas por diferentes ligas utilizadas em Odontologia. A sensibilização a qualquer
substância é um processo que compreende o desenvolvimento de uma reação a um
sensibilizador específico (liga), conduzindo a sinais evidentes e sintomas sobre um
período de tempo. Hipersensibilidade ou alergia é comum, porém apresentam-se
diferentes na toxicidade que é a qualidade de ser venenoso.
Reações alérgicas a muitos elementos são registradas e alguns dos mais
freqüentes causadores são: cromo, cobalto, cobre, ouro, mercúrio, níquel, paládio,
estanho, zinco e outros. Algumas manifestações clínicas são líquen plano, língua
geográfica, glossite, queilite angular e inflamação gengival em torno das restaurações.
Muitas condições tornam-se progressivamente piores com o tempo (METAL PHOBIA
AND METAL CONTRA-INDICATORS IN FIXED PROSTHETICS, 1995).
129
HENSTEN-PETTERSEN e LYBERG (1984) citado por BERGMAN, (1986)
em uma comunicação em Congresso afirmaram que dermatite/mucosite por contato
tóxico agudo é descrita como uma reação dérmico/mucosa a agentes tóxicos
primários, resultante de uma influência física ou química; por exemplo, radiação
ionizante, calor, álcali, ácidos ou a outras substâncias químicas reativas. Essas
substâncias exercem um efeito citotóxico direto nas células, nas camadas externas da
pele/mucosa, sendo que a severidade da reação dependerá da concentração da
substância e da duração da exposição. Um estímulo cumulativo ocorre na
dermatite/mucosite devido à influência repetida a agentes tóxicos primários em baixas
doses sobre períodos prolongados.
Dermatite de contato alérgica é o tipo de reação de hipersensibilidade
atrasada, sendo, predominantemente uma reação celular. Esta desordem tem duas
fases: a fase de indução e a de reação. A fase de indução é o período do contato
inicial com uma substância química até o reconhecimento dos linfócitos e resposta a
essa substância. A fase de reação é o período de re-exposição à substância química
até o aparecimento da dermatite.
Enquanto ligas parecem reduzir marcadamente o potencial citotóxico de
metais tais como, níquel, cromo e berílio, dados adicionais são necessários no que diz
respeito à toxicidade da degradação e produtos de corrosão de ligas metálicas
fundamentais odontológicas, bem como, outros tipos de ligas utilizadas em
Odontologia. Um exemplo bem conhecido é a incidência de reações alérgicas ao
níquel, que é capaz de produzir resposta tóxica e alérgica (MCKAY, MACNAIR
et al., 1996).
Devido à presença do níquel em quase todos os ambientes, reações a este
metal aparecem com maior freqüência na população em geral. A resposta alérgica a
ligas odontológicas contendo níquel foi estudada por MOFFA, BEDKET et al. (1977);
80% dos pacientes que confirmaram sensibilidade ao níquel também tinham uma
resposta dérmica positiva à liga odontológica níquel-cromo. Quando pacientes
130
sensíveis ao níquel foram expostos de forma intrabucal a ligas de metal base
níquel-cromo, 30% apresentaram reação alérgica em 48 horas. Observaram também
que a exposição intrabucal em pacientes sensíveis ao níquel pode resultar em uma
exacerbação de locais de reações prévias em outro lugar do corpo, mesmo na
ausência de sintomas na cavidade bucal. Esses sintomas cessam, em um ou dois
dias, após a remoção da liga.
Em 1982, FRANZ afirmou que alergias a materiais odontológicos não
parecem estar aumentando e que os alérgenos mais freqüentes são encontrados no
grupo cobalto-cromo-níquel. Uma vez que, a sensibilização tenha ocorrido, contato
repetido com a substância em questão causará aparecimento de manifestações
clínicas. São aqueles sintomas que podem aparecer, separadamente, em uma região
de um novo contato. Essas reações são algumas vezes vistas em outras regiões.
A irritação primária da mucosa bucal é uma resposta não específica que
pode se manifestar como uma reação a muitas substâncias assim como trauma e
calor. Reações alérgicas, por outro lado, ocorrem devido à sensibilização imunológica
específica. Em geral a mucosa bucal é mais resistente do que a pele para ambos,
irritação e sensibilização. Isso é, principalmente, devido ao efeito de irritação e
proteção da saliva e ao baixo nível de proteínas formadoras de alérgenos. Dermatite e
urticária, manifestações primárias da hipersensibilidade ao níquel, podem ser
encontradas na área de contato, bem como, em regiões distantes da fonte de níquel.
Compostos de níquel estimulam esse tipo de resposta imune por sua entrada pelo
tecido conjuntivo do hospedeiro em contato direto com a pele ou mucosa.
Pacientes com hipersensibilidade suspeitada devem ser referidos a um
alergologista ou dermatologista para a realização de um teste, pois este procedimento
deve ser executado e interpretado por um profissional específico. Questionamentos a
respeito da saúde dental devem incluir perguntas sobre reações de pele anteriores a
jóias e/ou conhecimento de alergia a metais. Devido à maior exposição, mulheres
seriam mais susceptíveis a esses problemas. Metais, se possível, devem ser evitados
131
em pessoas que apresentam essas manifestações, pois PRYSTOWSKY, ALLENET
et al. (1979) afirmaram que há evidência presumível para indicar que exposições
aumentadas a agentes sensibilizantes podem resultar em uma sensibilidade
aumentada.
JANSON, DAINESI et al. (1998) avaliaram a prevalência de reação de
hipersensibilidade ao níquel antes, durante e depois do tratamento ortodôntico com
bráquetes e fios de aço inoxidável convencional. Testes padrões para o níquel e um
questionário foram utilizados para avaliar a hipersensibilidade a este metal. A amostra
consistiu de 170 pacientes do Departamento de Ortodontia da Faculdade de
Odontologia de Bauru, Universidade de São Paulo, que foram divididos em três grupos
a seguir: A (n=60; 27 homens e 33 mulheres), pacientes antes de começar o
tratamento ortodôntico; B (n=66; 21 homens e 45 mulheres), pacientes durante o
tratamento ortodôntico, e C (n=44; 17 homens e 27 mulheres), pacientes que tinham
concluído o tratamento ortodôntico entre 2 meses a 6 anos.
De acordo com JANSON, DAINESI et al. (1998), a análise estatística
mostrou reação alérgica em 28,3% da amostra total sendo 23% nas mulheres e 5,3%
nos homens, sendo que os três grupos apresentaram reação de hipersensibilidade
com prevalência semelhante (χ2=0,39; p = 0,848 → 18 pacientes do grupo A, 17
pacientes do B e 13 do C). Foi constatada diferença sexual para hipersensibilidade ao
níquel (χ2=10,75; p < 0,001) com prevalência para mulheres de 4,33:1. Houve uma
associação positiva entre a hipersensibilidade ao níquel e pessoas com história
alérgica prévia a metais (χ2=34,88; p < 0,0001) tanto quanto com pessoas que faziam
uso diário de objetos metálicos (χ2=11,95; p < 0,0005). Os resultados sugerem que o
tratamento ortodôntico com aparelhos de aço inoxidável convencional não inicia ou
agrava uma reação de hipersensibilidade ao níquel.
Não há evidência experimental de que compostos de níquel são
carcinogênicos quando administrados por via bucal ou cutânea. Em uma apresentação
132
em um Workshop de Biocompatibilidade de Metais em Odontologia, AUTIAN (1984)
discutiu o potencial carcinogênico dos metais. Ele afirmou que somente poucos metais
mostraram produzir atividade carcinogênica no homem ou em animais para sugerir um
risco de carcinogenicidade em humanos. O autor concluiu que "em aplicações destes
metais na prática odontológica, parece haver pouco risco em usar metais e ligas
metálicas, mesmo aqueles que foram classificados como carcinogênicos, se a
consideração é dada ao comprimento, intensidade e a rota de exposição junto com a
forma física do metal".
Em uma revisão sobre a toxicidade e o efeito carcinogênico do níquel
DENKHAUS e SALNIKOW (2002) afirmaram que exposição a doses baixas do níquel
é inevitável e pode não ser prejudicial aos humanos, uma vez que níquel está presente
em toda parte no ambiente. Já a exposição em altas doses de níquel prejudica a
homeostase celular via mudanças nos níveis de cálcio intracelular, produzindo
também estresse oxidativo. Pode ocorrer também transcrição de fatores que
eventualmente conduz a alterações na expressão gênica. Estes eventos são
provavelmente envolvidos na carcinogênese do níquel.
Em geral, a exposição do homem mais significante ao níquel, cromo e
titânio ocorre por meio da dieta, atmosfera, água de beber, botões de roupas, jóias e
pelo uso iatrogênico de artigos contendo esses metais. As maiores fontes na dieta
desses três metais são vegetais, grãos e cereais. A média na dieta desses metais foi
estimada ser de 300 a 600 µg/dia para o níquel, 280 µg/dia para o cromo e 300 a
2000 µg/dia para o titânio.
BARRETT, BISHARA et al. (1993) compararam a taxa de corrosão in vitro
de um aparelho ortodôntico padrão constituído de bandas, bráquetes e fios de aço
inoxidável ou níquel-titânio 0.017 x 0.025 polegada e 12,5cm de comprimento. Os
autores analisaram produtos de corrosão, níquel e cromo, liberados nos aparelhos
imersos por quatro semanas em saliva artificial a 37°C. Dez aparelhos ortodônticos
completos utilizados no arco maxilar foram avaliados, sendo cinco unidos a arcos de
133
aço inoxidável e os outros cinco ligados a arcos de níquel-titânio. As amostras foram
avaliadas após 1, 7, 14, 21 e 28 dias. Os resultados indicaram que: 1) aparelhos
ortodônticos liberam quantidades mensuráveis de níquel e cromo quando colocados
em saliva artificial; 2) a liberação de níquel alcança uma taxa máxima após
aproximadamente 1 semana e então diminui com o tempo; 3) a liberação de cromo
aumenta durante as duas primeiras semanas, estabilizando-se nas duas semanas
subseqüentes; 4) as taxas liberadas de níquel e cromo nos arcos de aço inoxidável e
níquel-titânio não foram significantemente diferentes, e 5) para ambos os arcos
ortodônticos, a taxa de liberação para o níquel foi 37 vezes maior do que para o
cromo, e 6) as taxas liberadas estimadas para um aparelho ortodôntico total foi menor
do que 10% da média diária registrada na dieta para o níquel e 0,25% daquela
registrada para o cromo.
HUANG, CHIUET et al. (2003) avaliaram a liberação de íons em fios
ortodônticos de NiTi imersos em saliva artificial em diferentes valores de pH (2,5; 3,75;
5,0 e 6,25) ajustado por ácido lático ou hidróxido de sódio em 1, 3, 7, 14 e 28 dias.
Quatro tipos de fios ortodônticos de NiTi disponíveis no mercado foram avaliados
conforme recebidos, onde 2cm do fio foi imerso em 2ml de saliva artificial a 37°C. Para
cada teste de imersão, nove repetições foram realizadas. A quantidade de íons
liberados de Ni e Ti nos fios de NiTi foi determinada usando espectroscopia de
adsorção atômica. Morfologia de superfície e rugosidade dos fios foram relacionadas
com a resistência à corrosão.
Os resultados do trabalho de HUANG, CHIUET et al. (2003) mostraram
que o fabricante, o valor do pH e o período de imersão, respectivamente, tinham uma
influência estatisticamente significante na quantidade de liberação de íons Ni e Ti.
A quantidade de íons metálicos liberados aumentou com período de imersão em todas
as soluções teste, enquanto a média de íons liberados por dia diminuiu com o período
de imersão. Em pH ≥ 3,75 a quantidade de íons liberados foi muito menor do que em
pH 2,5. Ordem de magnitude semelhante entre a quantidade de íon liberada de Ni e Ti
134
foi observada para todos os fios de NiTi testados em pH 2,5; enquanto em pH ≥ 3,75 a
quantidade de íons liberada de titânio comparada aos íons Ni foi muito menor. A média
de íons Ni liberada por dia dos fios de NiTi testados em saliva artificial com acidez
variada, foi bem abaixo da concentração crítica necessária para induzir alergia, bem
como do nível consumido na dieta diária. De acordo com a quantidade de íons Ti
liberados, o filme passivo (TiO2) nos fios de NiTi foi bastante resistente contra a
corrosão em saliva artificial ligeiramente ácida.
MENEZES e BOLOGNESE (2000) ao estudarem as reações aos metais
utilizados em Ortodontia, avaliaram 55 pacientes quanto às reações ao teste de
contato aos antígenos cloreto de cobalto, sulfato de cobre, bicromato de potássio,
sulfato de ferro, cloreto de manganês, sal de molibdênio, sulfato de níquel e óxido de
titânio. Afirmaram haver reação positiva, estatisticamente significativa, ao sulfato de
níquel (21,1%), ao bicromato de potássio (21,1%) e ao cloreto de manganês (7,9%);
sendo as reações de sulfato de níquel de maior intensidade. Não encontraram
diferença estatística em relação ao uso do aparelho ortodôntico; afirmaram que, no
período avaliado, o aparelho não foi capaz de sensibilizar os pacientes ou induzir a
tolerância aos metais considerados (avaliação antes da montagem e após dois meses
de uso). Também não encontraram diferença estatística em relação ao gênero para
nenhuma das substâncias avaliadas. Observaram, porém, maior tendência à
positividade ao sulfato de níquel para as mulheres e ao bicromato de potássio para os
homens. Afirmaram ainda, haver diferença significativa, com aumento da quantidade
de níquel na urina, após a colocação do aparelho, porém não encontraram diferença
entre gêneros.
Em 2002, ELIADES e ATHANASIOU apresentaram uma tabela (Tabela 31
– página 136) que contém uma classificação e crítica aos protocolos adotados para
investigar a liberação de Ni associada às ligas ortodônticas. Os estudos podem ser
classificados em três categorias importantes baseadas no ambiente usado, isto é, in
135
vitro, recuperação (exemplo - investigação de amostras envelhecidas in vivo),
e in vivo.
Tabela 31 – Métodos para estudo da liberação de níquel
Ligas contendo níquel
(modificada de ELIADES e ATHANASIOU, 2002)
Ambiente
In vitro
Confiabilidade e
Relevância Clínica
Método
Método sem controle visual; não
informa o que é atualmente liberado;
Pesar antes e após imersão em
não informa sobre o mecanismo; falta
soluções solventes ou ácidas
relevância clínica (flora bucal, placa, e
(HCl, ácido lático)
processo de calcificação não são
integrados no modelo)
O mesmo citado acima, porém o Falta relevância clínica; não informa
Ni é detectado na solução por sobre a condição de liberação de Ni
métodos de espectroscopia.
(livre x combinações) que afetam
amplamente sua reatividade
O níquel liberado rapidamente alcança
um nível de estabilização devido ao
Estimativa de liberação de níquel
estabelecimento de equilíbrio entre os
nas ligas sem agitação e sem
íons presentes na solução e na
complementação dos meios de
interface solução-liga; descrição falsa
armazenamento
da cinética de liberação; falta
relevância clínica
Recuperação
(exemplo investigação
de amostras
envelhecidas in
vivo)
In vivo
Mapeamento
elementar
do
conteúdo de Ni nos espécimes É formulada a hipótese de que o níquel
recuperados após colocação perdido foi liberado; não informa sobre
intrabucal e em espécimes o mecanismo; clinicamente relevante
conforme recebidas
Medida dos níveis de Ni na
saliva em pacientes antes e
após o início do tratamento ou
comparação dos níveis com
aqueles da população controle
Fornece informação sobre os níveis de
Ni na primeira quantidade diluída no
corpo humano; a amostra deve ser
seguida no tratamento por extenso
período de tempo para coletar dados
cumulativos e permitir uma estimativa
do efeito da idade do material e fadiga
na liberação do Ni; clinicamente
significante
Medidas dos níveis de Ni na
urina ou soro em pacientes
antes e após o início do
tratamento ou comparação dos
níveis
com
aqueles
da
população controle
Fornece informação sobre os níveis de
Ni após liberação excretada; valores
diminuídos podem ser erradamente
atribuídos a baixos níveis de liberação
e não a baixa liberação de Ni
excretada associada com acúmulo em
um órgão
O níquel é a causa mais comum de alergia de contato em mulheres
européias. Dados epidemiológicos indicam que o número de mulheres sensíveis a
136
esse metal aumentou, especialmente, entre grupos de mulheres jovens. Mulheres são
mais susceptíveis devido à sensibilização do níquel liberado de irregularidades na
superfície de coberturas de bijuterias.
A quantidade normal de níquel na urina humana é geralmente pequena e a
média de excreção diária registrada é em torno de 2,5 a 28 µg, não sendo alterada por
acidez, alcalinidade ou mesmo restrição, bem como, excesso de líquidos.
A quantidade de níquel na saliva humana varia de 0,8 a 4,5 µg/litro.
LENZA, MOOREET et al. (1993) afirmaram que fios ortodônticos
compostos de ligas de alta concentração de níquel permitem um movimento dentário
mais fisiológico. No entanto, o referido metal causa mais dermatite de contato do que
todos os outros metais combinados.
Complicações devem ser esperadas entre pessoas que apresentam
reações de hipersensibilidade, normalmente, devido ao contato dérmico antes da
introdução destes metais na cavidade bucal. Aparelhos ortodônticos metálicos são
normalmente feitos de aço inoxidável 18/8 (18% cromo e 8% níquel). Alguns arcos
ortodônticos com propriedades elásticas (ligas com memória de forma) podem conter
mais do que 50% de níquel. O metal com memória, ou aquele que apresenta
habilidade para retornar à forma prefixada, a percentagem de níquel está em torno de
55% a 60%. A liberação desse metal nos aparelhos ortodônticos tem sido avaliada em
vários estudos in vitro nos últimos anos.
STAERKJAER e MENNÉ (1990) registraram que houve baixo risco
envolvido nos pacientes sensíveis ao níquel durante o tratamento ortodôntico. Em
geral, pacientes sensíveis ao níquel não apresentaram ter qualquer risco mais
acentuado de desenvolver desconforto na cavidade bucal durante o tratamento
ortodôntico comparado com pacientes não sensíveis.
KEROSUO, KULLAA et al. (1996) investigaram a freqüência de
hipersensibilidade ao níquel em adolescentes em relação ao gênero durante o início,
duração e tipo de tratamento ortodôntico, e a idade na qual as orelhas foram
137
perfuradas. Foram avaliados 700 adolescentes entre 14 e 18 anos de idade, dos quais
476 (68%) tinham história de tratamento ortodôntico com aparelhos metálicos. O
estudo consistiu de teste para alergia ao níquel e da história do paciente obtida por um
questionário e da ficha do paciente. A freqüência de sensibilização ao níquel em todo
o grupo pesquisado foi de 19%. Alergia ao referido metal foi significantemente mais
freqüente em mulheres (30%) do que em homens (3%) e nas pessoas com orelhas
perfuradas (31%) do que naquelas sem a presença de perfuração (2%). Sintomas de
pele, eczema, em sítios de contato com o metal foram registrados por 53% das
mulheres e 4% dos homens. Nenhuma das mulheres tratadas com aparelhos
ortodônticos fixos antes de perfurar a orelha no início do tratamento ortodôntico foram
sensibilizadas ao níquel. Os autores concluíram que o tratamento ortodôntico não
aumenta o risco de hipersensibilidade ao níquel e que os resultados obtidos parecem
sugerir que o tratamento ortodôntico com aparelhos metálicos antes da sensibilização
ao níquel (perfuração da orelha) pode até reduzir a hipersensibilidade a esse metal.
Por outro lado, estudos indicaram que exposição bucal a ligas contendo
níquel pode induzir tolerância a este metal e reduzir reações alérgicas. Também, em
um estudo epidemiológico de eczema na mão, VAN DER BURGE, BRUYNZEEL et al.
(1986) observaram que enfermeiras jovens que tiveram tratamento ortodôntico em
idades precoce tinham freqüência mais baixa de alergia ao níquel do que aquelas com
ausência de história de tratamento. Semelhantemente, freqüência reduzida de alergia
ao níquel foi encontrada tanto em pacientes do gênero masculino quanto do gênero
feminino que tinham usado aparelhos ortodônticos removíveis pelo menos por seis
meses antes de perfurarem suas orelhas.
SCHUSTER, REICHLEET et al. (2004) avaliaram a incidência de reações
alérgicas induzidas por ligas utilizadas em Ortodontia. Questionário sobre reações
alérgicas nas ligas utilizadas em Ortodontia nos últimos 5 anos foi enviado a 89
consultórios particulares de Ortodontia na Alemanha, estado de Hesse. Com base na
resposta de 68 clínicas, a incidência de reações alérgicas em pacientes submetidos a
138
tratamento ortodôntico foi em torno de 0,23% dos 60.000 pacientes atendidos nestas
clínicas. Isto implica que a expectativa de reações alérgicas em Ortodontia é de 1 para
cada 430 pacientes.
Alterações de pele, variando de fissuras e inflamações peribucais a
eczema na face e extremidades foram observadas em 45% dos pacientes. Já as
intrabucais como vermelhidão, edema e gengivites foram observadas em 17% dos
pacientes, sendo ambas alterações extra e intrabucais observadas em 38% dos casos.
Num total de 53% dos pacientes afetados no tratamento, em muitos casos, a
terapêutica foi modificada utilizando materiais com baixo teor de níquel ou materiais
com ausência deste metal. Em 33% o planejamento foi continuado com os mesmos
materiais após um breve intervalo de recuperação, porém, em alguns casos, os fios de
aço foram substituídos por fios de TMA. O tratamento foi interrompido em 14% dos
pacientes o que corresponde a 1 em cada 3.150 pacientes.
Para SCHUSTER, REICHLE et al. (2004), a tolerância individual pode
freqüentemente ser testada pela inserção de um bráquete ou uma banda na cavidade
bucal. Materiais reciclados devem ser evitados, pois procedimentos de reciclagem
resultam em danos, uma vez que a taxa de liberação de íons nestes materiais é mais
alta. Adicionalmente, tratamento ortodôntico precoce parece promover uma certa
tolerância imune, especialmente em relação a contatos extrabucais com o níquel. No
entanto se o paciente relatar alergia ao níquel, materiais contendo este metal devem
ser evitados na terapia ortodôntica. Os autores concluíram que alterações de pele que
ocorrem durante o tratamento ortodôntico devem ser examinadas e verificadas por um
dermatologista. Para minimizar a possibilidade de reações de contato alérgicas,
materiais resistentes à corrosão devem ser utilizados. Por esta razão, solda a laser
deve ser preferida em relação à soldagem convencional e a reciclagem de bráquetes e
bandas é obsoleta em todos os eventos.
Uma vez que vários materiais podem ser empregados no decorrer de um
tratamento ortodôntico corretivo total, objetiva-se com esta pesquisa in vitro avaliar a
139
possibilidade de ocorrer corrosão nos materiais constituintes de uma aparelho, bem
como estimar a liberação de íons caso este processo corrosivo seja confirmado.
140
3. Materiais e Metodologia
3.1. Materiais
Para a realização da parte experimental dessa pesquisa foram
selecionados os seguintes materiais metálicos:
Fios ortodônticos de 0.016 polegada:
a) aço inoxidável (produzido por GAC International Inc. – Bohemia, NY
USA)
b) cromo-níquel (produzido por Dental Morelli – Sorocaba, SP Brasil)
c) titânio-beta (titânio-molibdênio – TMA) (produzido por GAC International
Inc. – Bohemia, NY USA)
d) níquel-titânio (superelástico e termoativado) (produzido por Dental
Morelli – Sorocaba, SP Brasil)
Bráquetes ortodônticos:
a) aço inoxidável (produzido por Dental Morelli – Sorocaba, SP Brasil)
b) titânio (produzido por Dentaurum J. P. Winkelstroeter KG – Ispringen,
Deutschland)
Bandas ortodônticas:
a) aço inoxidável (produzido por Dental Morelli – Sorocaba, SP Brasil)
Corpos-de-prova:
a) aço inoxidável 304
b) aço inoxidável 316L
c) titânio puro de utilização industrial; (CONZ, SOARES, et al., 2002).
Os
materiais
ortodônticos
(arcos,
bandas,
bráquetes,
ligaduras
elastoméricas e tubos) foram adquiridos comercialmente, disponibilizados por três
fabricantes: Dentaurum, GAC e Morelli. Todos os fios foram adquiridos já
pré-contornados e ensaiados na condição superficial conforme recebidos. Arcos
141
ortodônticos de cobalto-cromo não foram aqui incluídos por serem pouco utilizados
clinicamente, devido ao seu alto custo.
Para poder avaliar as possibilidades de ocorrer corrosão, bem como suas
conseqüências nos materiais utilizados em uma terapia ortodôntica, foram utilizados
de forma complementar os seguintes materiais: modelo de uma arcada superior em
resina acrílica auto polimerizável Dencor (Artigos Odontológicos Clássico – São Paulo,
SP, Brasil), agentes cimentantes – cimento de oxifosfato de zinco – Cimento LS
(Vigodent S/A Indústria e Comércio – Rio de Janeiro, RJ, Brasil), ligaduras
elastoméricas (produzidas por Dental Morelli – Sorocaba, SP Brasil) e fluoreto de
sódio PA.
Como meio de ensaio, foi utilizada uma solução salina (saliva artificial)
preconizada por MONDELLI (1995) com a seguinte composição (Tabela 32):
Tabela 32 – Composição da
experimentos.
saliva
Composto
artificial
utilizada
nos
mg/l
NaH2PO4.H2O
780
NaCl
500
KCl
500
CaCl2.H2O
795
Na2S.9H2O
5
(NH4)2SO4
300
Ácido cítrico
5
NaHCO3
100
Uréia
1000
Para avaliar a influência dos íons fluoreto, foram acrescentados 2g/l de
fluoreto de sódio (NaF) P.A. à saliva artificial, de acordo com AZEVEDO (2003).
142
3.1.1. Caracterização dos materiais
3.1.1.1. Microscopia eletrônica de varredura dos arcos ortodônticos
não ensaiados
Após avaliação em microscopia eletrônica de varredura das ligas
constituintes dos arcos ortodônticos não ensaiados foi possível observar que todos
apresentaram irregularidades no acabamento de superfície. Dos cinco arcos
avaliados, o arco de níquel-titânio superelástico foi o que apresentou uma superfície
com melhor acabamento (Figura 30).
A
B
D
E
C
Figura 30 – Microscopia eletrônica de varredura dos arcos
ortodônticos não ensaiados
Aumento 500X. A. aço inoxidável pré-contornado; B. liga de
cromo-níquel; C. liga de níquel-titânio superelástico; D. liga de
níquel-titânio termoativado; E. liga de titânio-beta (TMA).
143
3.1.1.2. Microscopia eletrônica de varredura dos bráquetes de aço
inoxidável não ensaiados
Após avaliação em microscopia eletrônica de varredura dos bráquetes de
aço inoxidável não ensaiados foi possível observar irregularidades no acabamento de
superfície como ranhuras, agregados e fendas (Figura 31).
A
B
C
Figura 31 – Microscopia eletrônica de varredura dos bráquetes
de aço inoxidável não ensaiados
A. aumento de 500 vezes; B. aumento de 1000 vezes, e
C. aumento de 2000 vezes.
3.1.1.3. Microscopia eletrônica de varredura dos bráquetes de titânio
não ensaiados
Após avaliação em microscopia eletrônica de varredura dos bráquetes de
titânio não ensaiados foi possível observar irregularidades no acabamento de
superfície como ranhuras e trincas (Figura 32).
A
B
C
Figura 32 – Microscopia eletrônica de varredura dos bráquetes
de titânio não ensaiados
A. aumento de 500 vezes; B. aumento de 1000 vezes, e
C. aumento de 3000 vezes.
144
3.2. Metodologia
A metodologia baseou-se na realização de ensaios eletroquímicos
simulando as diferentes condições de emprego dos materiais na cavidade bucal. Os
ensaios referentes às curvas de polarização anódica consistiram em alterar o potencial
do corpo de prova em questão após estabilizado o potencial de corrosão (ECORR). Este
ensaio potencializa o processo corrosivo e permite quantificar a variação de corrente
durante a polarização. Uma corrente ascendente, principalmente a condição em que
um aumento brusco de corrente anodica ocorre, caracteriza a quebra do filme de
passivação da liga polarizada, indicando, assim, a ocorrência do processo corrosivo.
Já os ensaios referentes às avaliações corrente x tempo são realizados com o objetivo
de observar o comportamento da corrente por um tempo determinado, quando a liga
submetida à polarização é mantida a um potencial constante. Da mesma forma, uma
alteração da corrente no sentido ascendente indicaria a incidência de corrosão
localizada em um material inicialmente passivo.
Segundo MONDELLI (1995), diversas tentativas têm sido feitas com o
objetivo de reproduzir soluções que simulem de forma mais fiel o ambiente bucal, uma
vez que a saliva é complexa e apresenta variações em sua composição. Isto ocorre
porque foi reconhecido que o meio de armazenamento, consistindo em eletrólito ou
soluções ácidas empregado in vitro, não pode simular o ambiente intrabucal.
Na busca de uma saliva artificial que reproduza de maneira mais precisa
os testes de laboratório, quatro soluções foram avaliadas, dentre elas: saliva artificial
produzida pela Faculdade de Ciências Farmacêuticas da Universidade de São Paulo
de Ribeirão Preto; saliva artificial produzida pela Faculdade de Farmácia da
Universidade Federal do Rio de Janeiro; solução salina SAGF proposta por GAL,
FOVET (1995) citada por FOVET, POURREYRON et al. (2001) (possuía somente
compostos inorgânicos) e solução salina preconizada por MONDELLI (elaborada por
Olinda Tárzia do Departamento de Bioquímica da Faculdade de Odontologia da
Universidade de São Paulo – Bauru). Esta última solução foi escolhida por apresentar
145
somente compostos inorgânicos em sua composição (ausência de degradação e
viscosidade), boa estabilidade de pH (neste estudo variou de 5,8 a 6,1), além de ser
de fácil preparação e utilização.
A pesquisa consistiu de duas etapas distintas, a saber:
1a Etapa
Foram realizados ensaios eletroquímicos (curvas de polarização anódica e
corrente x tempo) com fios de aço inoxidável, cobalto-cromo, níquel-titânio
(superelástico e termoativado), titânio-beta (titânio-molibdênio – TMA) e com os
corpos-de-prova de aço inoxidável 304 e 316L e titânio puro.
Os fios uma vez preparados, com delimitação de área de 0,8 cm2 e os
corpos de prova (cuja variação de área ficou entre 0,65 a 0,99 cm2) envoltos por resina
acrílica, foram montados em uma célula eletroquímica de três eletrodos contendo,
como eletrólito a solução preconizada por MONDELLI (1995), com e sem fluoreto de
sódio (NaF). Tanto os fios pré-contornados quanto os corpos de prova constituíram os
eletrodos de trabalho. Como eletrodo de referência foi utilizado o calomelano saturado
e como contra-eletrodo um fio de platina. Para controle da temperatura do meio de
ensaio a 37°C, foi utilizado um aquecedor com resistência embutida em tubo de vidro
e um termômetro. Um agitador magnético foi usado para homogeneizar a temperatura
e a solução (Figura 33 – página 147).
Devido à dificuldade apresentada em determinar a área e distribuição de
correntes em bráquetes e bandas, as curvas de polarização e os ensaios
corrente x tempo foram realizados com corpos de prova dos metais puros com os
quais os referidos acessórios foram fabricados, aço inoxidável e titânio. A célula
eletroquímica conforme descrita na página anterior foi acoplada a dois diferentes
sistemas de instrumentação para medidas eletroquímicas que foram:
- Potenciostato Omnimetra PG 05 – para determinação de curvas de
polarização potenciostática, e
146
- Potenciostato Omnimetra PG 05 + Multímetro digital Agilent 3401 controlado
por computador – para determinação de curvas de corrente x tempo a
potencial constante.
B
A
Figura 33 – Ensaio para levantamento das curvas de polarização
A. potenciostato e célula eletroquímica utilizados para
levantamento das curvas de polarização potenciostáticas;
B. detalhe da célula eletroquímica, com sistema de
aquecimento, colocada sobre um agitador.
Os ensaios eletroquímicos foram realizados na seguinte seqüência:
1) Determinação de curvas de polarização anódica potenciostáticas em solução
salina com e sem flúor para os fios ortodônticos e para os metais com os
quais bandas e bráquetes são fabricados. As curvas de polarização foram
tomadas após o período de 1 hora de imersão, dos corpos-de-prova ou das
ligas avaliadas nesta investigação, na solução salina preconizada por
MONDELLI (1995), à temperatura de 37°C;
2) Uma vez determinados os potenciais de corrosão (ECORR) de todos os
materiais avaliados, os pares de materiais que apresentaram maior diferença
de
potencial
de
corrosão
foram
147
então
avaliados
em
ensaios
de
corrente x tempo, por um período de 1 hora, com intuito de verificar a
possibilidade de ocorrência de corrosão galvânica.
2a Etapa
Foram avaliadas as possibilidades de ocorrer corrosão em um aparelho
ortodôntico fixo in vitro, utilizando-se um conjunto de bráquetes (de aço inoxidável e de
titânio) para cada ensaio, bandas (aço inoxidável) e fios ortodônticos (aço inoxidável,
cromo-níquel, NiTi superelástico, NiTi termoativado e titânio-beta). Em modelo de
resina acrílica simulando dentes superiores corretamente posicionados, foi montado
um aparelho fixo total, do primeiro molar permanente do lado direito ao primeiro molar
permanente do lado esquerdo (Figura 34A). Bráquetes ortodônticos foram colados
com resina acrílica nos incisivos (central e lateral), caninos e pré-molares (1°s e 2°s
pré-molares); nos primeiros molares os tubos foram unidos à banda ortodôntica por
meio de soldagem a ponto à base de cobre, que por sua vez foram fixadas por meio
de material cimentante. Tanto os bráquetes quanto os tubos foram colados com
ausência de inclinação.
Figura 34 – Aparelho ortodôntico fixo
A. vista aproximada do lado direito da arcada;
B. vista lateral do aparelho fixo com um arco ortodôntico
amarrado com ligaduras elastoméricas.
148
Após a montagem do aparelho, o arco ortodôntico foi inserido nas ranhuras
dos bráquetes e amarrados com ligaduras elastoméricas (Figura 34B – página 148).
As extremidades dos arcos não foram cortadas, permanecendo como extensão onde
os eletrodos foram conectados para aplicação de corrente, possibilitando, assim, a
avaliação por testes eletroquímicos - curvas de polarização (ensaio 1) e curvas
corrente x tempo (ensaios 2 e 3) à temperatura de 37°C.
Nos ensaios onde bráquetes de titânio foram utilizados, o aparelho ortodôntico
montado foi assim constituído: bráquetes de titânio do segundo pré-molar direito ao
segundo pré-molar esquerdo. Tanto no primeiro molar direito quanto no esquerdo
foram cimentadas bandas de aço inoxidável onde um tubo, também de aço inoxidável,
foi soldado por meio de solda a ponto como eletrodos de cobre. Considerando que o
titânio é passível de corroer na presença de íons flúor [KASEMO et al. (1985),
PRÖBSTER, LIN et al. (1992), HOSCH e STRIETZEL (1995), LAUSMAA, RECLARU e
MEYER (1995), TOUMELIN-CHEMLA, ROUELLE et al. (1996), BALTAZAR, ELIAS et
al. (1997)], o aparelho de titânio foi testado somente com o fio de aço inoxidável précontornado em saliva artificial fluoretada.
Os ensaios eletroquímicos foram realizados na seguinte seqüência:
1) Determinação das curvas de polarização anódica potenciostáticas em solução
salina com e sem adição de flúor dos aparelhos ortodônticos montados em
uma arcada superior de resina acrílica, após o período de 1 hora de imersão
(ensaio 1) à temperatura de 37°C;
2) Determinação das curvas corrente x tempo em solução salina com e sem
flúor, aplicando-se um potencial dentro da faixa de passivação de cada
material, por um período de 3 horas (ensaios 2 e 3), respectivamente, para
poder avaliar a estabilidade do estado passivo do conjunto que compõe o
aparelho ortodôntico. Estes ensaios também foram realizados respeitando o
período de 1 hora para estabelecer o ECORR, à temperatura de 37°C.
149
No total, foram realizados seis tipos de ensaios para cada conjunto de
aparelho ortodôntico com bráquetes de aço inoxidável (três ensaios em solução sem
fluoreto e três ensaios em solução fluoretada). Ensaio 1 para determinação das curvas
de polarização potenciostáticas e ensaios 2 e 3 para determinação das curvas
corrente x tempo. Para os aparelhos montados com bráquetes de titânio, foram
realizados apenas dois experimentos para avaliação corrente x tempo por um período
de 1 hora (ensaio 1) e 3 horas (ensaio 2).
Os ensaios de medida de corrente em função do tempo para os aparelhos
de titânio foram feitos utilizando-se a saliva artificial com adição de NaF à temperatura
de 37°C após o período de 1 hora de estabilização do potencial de corrosão. Os
experimentos foram realizados em potencial anódico constante, dentro da faixa de
passivação com leitura automatizada de corrente em intervalos de 5 minutos durante 1
hora (ensaio 1) e em intervalos de 30 segundos durante 3 horas (ensaio 2).
Os arcos ortodônticos, as bandas e bráquetes (tanto os de aço inoxidável
quanto os de titânio) submetidos a ensaio nesta fase da pesquisa foram avaliados em
microscopia eletrônica de varredura.
Para quantificar a porcentagem de íons liberados dos materiais metálicos
utilizados nesta investigação, foi utilizado um equipamento Zeenit AS 60, com
aquecimento transversal e corretor Zeeman, associado a um mostrador automático,
sendo as determinações realizadas por absorção atômica em forno de grafite. Cada
ensaio realizado com aparelhos ortodônticos foi executado em 300ml de saliva
artificial, com ou sem flúor. Antes de conduzir a saliva submetida a ensaio para análise
da liberação de íons seu pH foi reduzido. Assim, a variação de pH deste estudo (5,8 a
6,1) foi reduzido ao valor de pH igual a 1 por adição de HNO3 (ácido nítrico). Após a
redução do pH o volume foi acondicionado em frasco de polietileno de cor leitosa
devidamente identificado em relação ao material ensaiado, bem como a qual grupo de
experimento ele pertencia e só então enviado para quantificação dos íons liberados.
150
4. Resultados
4.1. EDS
Os resultados da análise por EDS (Espectrometria de Energia Dispersiva)
estão apresentados a seguir segundo o tipo de liga utilizado no aparelho e numerados
de acordo com a seqüência de ensaios realizados para cada tipo de liga. Os
resultados apresentados a seguir são referentes àquelas condições em que a leitura
obtida diferiu do mesmo tipo de liga não submetida a ensaio. O alumínio presente nas
leituras por EDS é atribuído à base utilizada para fixação das amostras no microscópio
eletrônico de varredura.
4.1.1. EDS para os arcos ortodônticos de aço inoxidável précontornados.
Na Figura 35 (página 152) é possível observar o resultado da análise por
EDS do arco ortodôntico de aço inoxidável não ensaiado. Nesta avaliação é possível
constatar somente a presença dos constituintes de uma liga de aço inoxidável
(O’BRIEN, 1997; BRANTLEY e ELIADES, 2001 – página 32). O EDS das ligas de aço
inoxidável ensaiadas, tanto em solução sem a presença de fluoreto quanto em solução
fluoretada, apresenta os mesmos constituintes encontrados nessa mesma liga não
submetida à avaliação experimental.
151
Figura 35 – Aço inoxidável não ensaiado.
4.1.2. EDS para os arcos ortodônticos de CrNi.
Na Figura 36 (página 153) é possível observar o resultado da análise por
EDS do arco ortodôntico de liga CrNi não ensaiado. A composição da referida liga
corresponde àquela citada por O’BRIEN (1997), BRANTLEY e ELIADES (2001) na
página 32, portanto, sendo classificada como um aço inoxidável. É importante
ressaltar que o Si, C e O estão presentes tanto na liga não ensaiada, quanto naquelas
submetidas a ensaios. Já o EDS das ligas de CrNi ensaiadas, tanto em solução sem a
presença de fluoreto quanto em solução fluoretada, apresenta alguns constituintes
diferentes daqueles obtidos da liga que não foi submetida a avaliação experimental:
Mn (Figura 37 – página 153), Br (Figura 38 – página 154), K (Figura 39 – página 154 e
Figura 40 – página 155), Mg (Figura 40 – página 155) e Ca (Figuras 40 – pagina 155).
152
Figura 36 – Liga de CrNi não ensaiada.
A) Saliva artificial sem flúor.
Figura 37 – Liga de CrNi experimento 1.
153
Figura 38 – Liga de CrNi experimento 2.
Figura 39 – Liga de CrNi experimento 3.
154
B) Saliva artificial com flúor.
Figura 40 – Liga de CrNi experimento 2.
4.1.3. EDS para os arcos ortodônticos de NiTi superelástico.
Na Figura 41 (página 156) é possível observar o resultado da análise por
EDS do arco ortodôntico de NiTi superelástico não ensaiado. Níquel e titânio são os
elementos predominantes (O’BRIEN, 1997; BRANTLEY e ELIADES, 2001 –
página 56), porém, é possível identificar ainda O e C. O EDS das ligas de NiTi
superelástico ensaiadas, tanto em solução sem a presença de fluoreto quanto em
solução fluoretada, apresenta alguns constituintes diferentes daqueles obtidos da liga
que não foi submetida a avaliação experimental: Si, Ca e Cl (Figura 42 – página 156).
Nesta mesma Figura é possível observar um pico de C, caracterizando um alto
conteúdo deste elemento na liga de NiTi superelástico para o experimento 2.
155
Figura 41 – Liga de NiTi superelástico não ensaiado.
A) Saliva artifical sem flúor.
Figura 42 – Liga de NiTi superelástico experimento 2.
156
4.1.4. EDS para os arcos ortodônticos de NiTi termoativado.
Na Figura 43 é possível observar o resultado da análise por EDS do arco
ortodôntico de NiTi termoativado. Segundo O’BRIEN (1997) e BRANTLEY e ELIADES
(2001) na página 56, os elementos constituintes dessa liga são Ni e Ti, o que pode ser
comprovado pelo EDS da liga não ensaiada. O EDS das ligas de NiTi superelástico
ensaiadas em saliva artificial sem e com flúor apresentaram o C como constituinte da
liga (Figuras 44 e 45 – página 158).
Figura 43 – Liga de NiTi termoativado não ensaiada.
157
A) Saliva artificial sem flúor.
Figura 44 – Liga de NiTi termoativado experimento 2.
B) Saliva artificial com flúor.
Figura 45 – Liga de NiTi termoativado experimento 2.
158
4.1.5. EDS para os arcos ortodônticos de titânio-beta (TMA).
Na Figura de número 46 é possível observar o resultado da análise por
EDS do arco ortodôntico titânio-beta (TMA) não ensaiado. Além dos elementos citados
por O’BRIEN (1997) e BRANTLEY e ELIADES (2001) na página 52, foi possível
identificar a presença de C, S/Mo (estes dois elementos apresentam um pico que se
sobrepõe, dificultando sua diferenciação) e oxigênio. O EDS das ligas de titânio-beta
ensaiadas, tanto em solução sem a presença de fluoreto quanto em solução
fluoretada, apresenta alguns constituintes diferentes daqueles obtidos da liga que não
foi submetida a avaliação experimental: Ca (Figura 48 – página 160, Figura 49 –
página 161, Figura 51 – página 162), Cr (Figura 47 – página 160, Figura 49 – página
161), Fe (Figura 47 – página 160, e Figura 48 – página 160, Figura 49 – página 161 e
Figura 50 – página 161), N (Figura 47 – página 160 e Figura 50 – página 161), Mn
(Figura 50 – página 161) e Na (Figura 47 – página 160 e Figura 48 – página 160,
Figura 49 – página 161).
Figura 46 – Liga de titânio-beta não ensaiado
159
A) Saliva artificial sem flúor.
Figura 47 – Liga de titânio-beta experimento 1.
Figura 48 – Liga de titânio-beta experimento 2.
160
Figura 49 – Liga de titânio-beta experimento 3.
B) Saliva artificial com flúor.
Figura 50 – Liga de titânio-beta experimento 1.
161
Figura 51 – Liga de titânio-beta experimento 3.
4.2. Curvas de polarização anódica potenciostática
4.2.1. Saliva artificial sem flúor
Nos fios ortodônticos ensaiados utilizando-se como meio a solução salina
preconizada por MONDELLI (1995) sem adição de fluoretos, foi possível observar que
o potencial de corrosão variou de – 500 (mV)ECS para o titânio puro a + 50 (mV)ECS
para o cromo-níquel. A ocorrência de pite, através da quebra do filme de passivação
variou de +180 a +360 (mV)ECS para os corpos-de-prova de aço inoxidável 304; de
+220 a +280 (mV)ECS para os corpos-de-prova de aço inoxidável 316L. Para o titânio
puro não ocorreu aumento da corrente, não havendo, dessa forma, quebra do filme de
passivação. O aumento de corrente para os arcos ortodônticos de aço inoxidável précontornados variou de +480 a +530 (mV)ECS e para arcos de cromo-niquel variou de
+650 a +910 (mV)ECS. Nos demais arcos ortodônticos, níquel-titânio superelástico e
termoativado e titânio-beta, não foi identificado aumento abrupto de corrente, não
havendo, portanto, quebra do filme de passivação. Durante todo o experimento
realizado em saliva artificial sem flúor, as densidades de corrente para todas as ligas
162
avaliadas, corpos de prova e arcos ortodônticos, foram inferiores a 10µA/cm2 (Figura
52 a Figura 59 – página 166). O maior valor de potencial alcançado foi de 1600 mV por
Potencial (mV)
ECS
apenas um dos corpos-de-prova de titânio puro.
500
500
400
400
300
300
200
200
100
100
0
0
-100
-100
Aço Inoxidável 304 (01)
Aço Inoxidável 304 (02)
Aço Inoxidável 304 (03)
Aço Inoxidável 304 (04)
-200
-300
0,1
1
10
-200
-300
100
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Potencial (mV)
ECS
Figura 52 – Curva de polarização para os corpos-de-prova de
aço inoxidável 304 ensaiados em saliva artificial
sem flúor.
500
500
400
400
300
300
200
200
100
100
0
0
Aço Inoxidável 316L (01)
Aço Inoxidável 316L (02)
Aço Inoxidável 316L (03)
Aço Inoxidável 316L (04)
-100
-200
-300
0,1
1
-100
-200
-300
100
10
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Figura 53 – Curva de polarização para os corpos-de-prova de
aço inoxidável 316L ensaiados em saliva artificial
sem flúor.
163
ECS
Potencial (mV)
1500
1500
1000
1000
500
500
Ti puro (01)
Ti puro (02)
Ti puro (03)
Ti puro (04)
0
-500
0,1
1
10
0
-500
100
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Potencial (mV)
ECS
Figura 54 – Curva de polarização para os corpos-de-prova de
titânio puro ensaiados em saliva artificial sem flúor.
600
600
500
500
400
400
300
300
200
200
Aço pré-contornado (01)
Aço pré-contornado (02)
Aço pré-contornado (03)
Aço pré-contornado (04)
100
0
0,1
1
10
100
0
100
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Figura 55 – Curva de polarização para os arcos ortodônticos de
aço inoxidável pré-contornados ensaiados em saliva
artificial sem flúor.
164
ECS
Potencial (mV)
1400
1400
1200
1200
1000
1000
800
800
600
600
400
CrNi (01)
CrNi (02)
CrNi (03)
CrNi (04)
200
0
0,1
1
10
400
200
0
100
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Potencial (mV)
ECS
Figura 56 – Curva de polarização para os arcos ortodônticos de
cromo-níquel ensaiados em saliva artificial sem
flúor.
1400
1400
1200
1200
1000
1000
800
800
600
600
400
400
200
NiTi superelástico (01)
NiTi superelástico (02)
NiTi superelástico (03)
NiTi superelástico (04)
0
-200
-400
0,1
1
200
0
-200
-400
100
10
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Figura 57 – Curva de polarização para os arcos ortodônticos
NiTi superelásticos ensaiados em saliva artificial
sem flúor.
165
ECS
Potencial (mV)
1400
1400
1200
1200
1000
1000
800
800
600
600
400
400
200
NiTi termoativado (01)
NiTi termoativado (02)
NiTi termoativado (03)
NiTi termoativado (04)
0
-200
-400
0,1
1
10
200
0
-200
-400
100
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Potencial (mV)
ECS
Figura 58 – Curva de polarização para os arcos ortodônticos
NiTi termoativados ensaiados em saliva artificial
sem flúor.
1600
1600
1400
1400
1200
1200
1000
1000
800
800
600
600
400
Ti-beta (01)
Ti-beta (02)
Ti-beta (03)
Ti-beta (04)
200
0
-200
0,1
1
400
200
0
-200
100
10
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Figura 59 – Curva de polarização para os arcos ortodônticos
titânio-beta (TMA) ensaiados em saliva artificial sem
flúor.
166
4.2.2. Saliva artificial com flúor
Para os fios ortodônticos ensaiados na solução salina preconizada por
MONDELLI (1995) com adição de fluoreto, foi possível observar que o potencial de
corrosão variou de – 600 (mV)ECS para o titânio puro a + 50 (mV)ECS para o arco
ortodôntico de aço inoxidável pré-contornado. A ocorrência de pite, através da quebra
do filme de passivação variou de +440 a +540 (mV)ECS para os corpos-de-prova de
aço inoxidável 304; de +280 a +390 (mV)ECS para os corpos-de-prova de aço
inoxidável 316L; de +470 a +560 (mV)ECS para os arcos ortodônticos de aço inoxidável
pré-contornados e de +650 a +1110 (mV)ECS para os arcos ortodônticos de
cromo-níquel.
Nos
demais
arcos
ortodônticos,
níquel-titânio
superelástico
e
termoativado e titânio-beta, não foi identificado aumento abrupto de corrente, não
havendo, portanto, quebra do filme de passivação (Figura 60 – página 168 a Figura 67
– página 171).
Durante todo o experimento realizado em saliva artificial com flúor as
densidades de corrente em que ocorreu pite foi superior a 10µA/cm2 em apenas dois
corpos-de-prova de aço inoxidável 304, três corpos de prova 316L, para todos os
corpos de prova de titânio puro, para todos os arcos ortodônticos de ligas NiTi
(superelásticos e termoativados) e titânio-beta (TMA). Exceção foi feita para todos os
arcos ortodônticos de aço inoxidável pré-contornados e de liga de cromo-níquel que
foram inferiores a este valor (Figura 60 – página 168 a Figura 67 página 171). O maior
valor de potencial alcançado foi de +1600 mV para o corpo-de-prova de titânio puro
(Figura 62 – página 169).
167
ECS
Potencial (mV)
600
600
500
500
400
400
300
300
200
200
100
100
0
Aço Inoxi 304 + NaF (01)
Aço Inoxi 304 + NaF (02)
Aço Inoxi 304 + NaF (03)
Aço Inoxi 304 + NaF (04)
-100
-200
0,1
1
10
0
-100
-200
100
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Potencial (mV)
ECS
Figura 60 – Curva de polarização para os corpos de prova de
aço inoxidável 304 ensaiados saliva artificial com
flúor.
600
600
500
500
400
400
300
300
200
200
100
100
0
Aço Inoxi 316L + NaF (01)
Aço Inoxi 316L + NaF (02)
Aço Inoxi 316L + NaF (03)
Aço Inoxi 316L + NaF (04)
-100
-200
0,1
1
10
0
-100
-200
100
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Figura 61 – Curva de polarização para os corpos de prova de
aço inoxidável 316L ensaiados em saliva artificial
com flúor.
168
ECS
Potencial (mV)
1500
1500
1000
1000
500
500
0
Ti puro + NaF (01)
Ti puro + NaF (01)
Ti puro + NaF (03)
Ti puro + NaF (04)
-500
0,1
1
10
0
-500
100
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Potencial (mV)
ECS
Figura 62 – Curva de polarização para os corpos de prova de
titânio puro ensaiados em saliva artificial com flúor.
600
600
500
500
400
400
300
300
200
Aço pé-contornado + NaF (01)
Aço pé-contornado + NaF (02)
Aço pé-contornado + NaF (03)
Aço pé-contornado + NaF (04)
100
0
0,1
1
10
200
100
0
100
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Figura 63 – Curva de polarização para os arcos ortodônticos de
aço inoxidável pré-contornados ensaiados em saliva
artificial com flúor.
169
ECS
Potencial (mV)
1200
1200
1000
1000
800
800
600
600
400
CrNi + NaF (01)
CrNi + NaF (02)
CrNi + NaF (03)
CrNi + NaF (04)
200
0
0,1
1
10
400
200
0
100
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Potencial (mV)
ECS
Figura 64 – Curva de polarização para os arcos ortodônticos de
cromo-níquel ensaiados em saliva artificial com
flúor.
1400
1400
1200
1200
1000
1000
800
800
600
600
400
400
200
200
NiTi superelástico + NaF (01)
0
NiTi superelástico + NaF (02)
NiTi superelástico + NaF (03) -200
NiTi superelástico + NaF (04)
0
-200
-400
0,1
1
-400
100
10
2
Densidde de corrente (µA/cm )
Figura 65 – Curva de polarização para os arcos ortodônticos de
NiTi superelásticos ensaiados em saliva artificial
com flúor.
170
ECS
Potencial (mV)
1400
1400
1200
1200
1000
1000
800
800
600
600
400
400
200
200
NiTi termoativado + NaF (01)
NiTi termoativado + NaF (02)
NiTi termoativado + NaF (03)
NiTi termoativado + NaF (04)
0
-200
-400
0,1
1
10
0
-200
-400
100
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Potencial (mV)
ECS
Figura 66 – Curva de polarização para os arcos ortodônticos de
NiTi termoativados ensaiados em saliva artificial
com flúor.
1600
1600
1400
1400
1200
1200
1000
1000
800
800
600
600
400
400
200
Ti-beta + NaF (01)
Ti-beta + NaF (02)
Ti-beta + NaF (03)
Ti-beta + NaF (04)
0
-200
0,1
1
10
200
0
-200
100
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Figura 67 – Curva de polarização para os arcos ortodônticos de
titânio-beta (TMA) ensaiados em saliva artificial com
flúor.
171
4.3. Ensaio par galvânico
Uma vez realizados os ensaios eletroquímicos de polarização anódica foi
possível estabelecer os potenciais de corrosão (Ecorr) dos arcos ortodônticos e
corpos-de-prova nos experimentos avaliados em saliva artificial sem flúor (Figura 68),
bem como naqueles em que o fluoreto estava presente na composição do eletrólito
(Figura 69 – página 173). O maior potencial registrado foi para a liga de CrNi tanto em
meio sem fluoreto quanto na solução fluoretada, atingindo um valor de 100 mV na
saliva sem flúor (Figura 68) e um valor de 102 mV na saliva com fluoreto (Figura 69 –
página 173).
Potencial de corrosão
200
200
0
-200
Ti-beta
Ti puro
NiTi TA
NiTi SE
-400
CrNi
-600
Aço 316L
-400
Aço pré-contornado
-200
Aço 304
Potencial (mV)ECS
0
-600
Materiais
Figura 68 – Potencial de corrosão para os diferentes materiais
avaliados em saliva artificial sem flúor.
172
Potencial de corrosão
200
200
0
-200
Ti-beta
Ti puro
NiTi TA
-600
NiTi SE
-800
-400
CrNi
-600
Aço 316L
-400
Aço pré-contornado
-200
Aço 304
Potencial (mV)ECS
0
-800
Materiais
Figura 69 – Potencial de corrosão para os diferentes materiais
avaliados em saliva artificial com flúor.
Para os experimentos realizados em saliva artificial sem fluoreto, as
maiores densidades de corrente registradas quando houve quebra do filme de
passivação ocorreram nas ligas dos arcos ortodônticos de aço inoxidável précontornados e CrNi (Figura 70 – página 174), sendo o valor de corrente registrado
ligeiramente superior a 50 µA para o aço inoxidável pré-contornado e levemente
inferior a 50 µA para a liga de CrNi. Os referidos potenciais para essas correntes
variaram de 510 a 560 mV para os arcos ortodônticos de aço inoxidável précontornados e de 680 a 940 mV para a liga de CrNi (Figura 71 – página 174).
173
120
120
80
80
40
40
0
0
Ti-beta
Ti puro
NiTi TA
NiTi SE
-40
CrNi
Aço 316L
-80
Aço 304
-40
Aço pré-contornado
Corrente (µA)
Valor máximo de corrente de passivação
-80
Materiais
Figura 70 – Valor máximo da corrente de passivação para os
diferentes materiais avaliados em saliva artificial
sem flúor.
Potencial com maior densidade de corrente
1800
1500
1200
1200
900
900
600
600
Ti-beta
Ti puro
NiTi TA
-600
0
NiTi SE
-300
Aço 316L
0
300
CrNi
300
Aço pré-contornado
1500
Aço 304
Potencial (mV)ECS
1800
-300
-600
Materiais
Figura 71 – Potencial relativo aos maiores valores de corrente
no domínio de passivação para os diferentes
materiais avaliados em saliva artificial sem flúor.
174
Para os experimentos realizados em saliva artificial com flúor, as maiores
densidades de corrente registradas no momento em que houve quebra do filme de
passivação podem ser observadas na Figura 72, sendo o maior valor identificado para
a liga de CrNi, correspondendo a um valor de 210 µA (Figura 72). Os referidos
potenciais para essas correntes podem ser visualizados na Figura 73 (página 176) e o
maior valor de potencial obtido para a liga de CrNi foi de 1130 mV (Figura 73 –
página 176).
Valor máximo de corrente de passivação
400
400
200
Ti-beta
Ti puro
NiTi TA
-200
NiTi SE
Aço 316L
-400
Aço 304
-200
0
CrNi
0
Aço pré-contornado
Corrente (µA)
200
-400
Materiais
Figura 72 – Valor máximo da corrente de passivação para os
diferentes materiais avaliados em saliva artificial
com flúor.
175
1800
1800
1500
1200
1200
900
900
600
600
Ti-beta
Ti puro
NiTi TA
-600
0
NiTi SE
-300
Aço 316L
0
300
CrNi
300
Aço pré-contornado
1500
Aço 304
Potencial (mV)ECS
Potencial com maior densidade de corrente
-300
-600
Materiais
Figura 73 – Potencial relativo aos maiores valores de corrente
no domínio de passivação para os diferentes
materiais avaliados em saliva artificial com flúor.
Os pares de materiais que apresentaram maior diferença de potencial de
corrosão foram então avaliados, em ensaios de corrente x tempo por um período de
1 hora, com intuito de verificar a possibilidade de ocorrer corrosão galvânica em saliva
artificial com e sem flúor (Figura 74 – página 177). Para ambas as soluções, sem
fluoreto e com flúor, foi possível observar um decréscimo da corrente ao longo do
experimento (Figura 74 – página 177).
176
(C r-N i) + T i - S aliva S intética com F lu or
50
C orrente G alvânica µ
( A)
(C r-N i) + T i - S aliva S intética sem F lu or
40
30
20
10
0
0
5 00
1 000
1 500
2 000
2 500
3 000
3 500
4 000
Tem po (s)
Figura 74 – Par Galvânico CrNi e titânio puro em saliva artificial
com e sem flúor.
4.3.1. Aparelhos ortodônticos em saliva artificial sem flúor
Após imersão dos aparelhos ortodônticos em solução salina sem adição de
fluoreto por um período de 1 hora (ensaio 1 – página 149), foi possível observar que o
potencial de corrosão (ECORR) variou de –80 a –70 (mV)ECS (Figura 75 – página 178).
Na obtenção das curvas de polarização dos referidos aparelhos, entre os valores de
+50 a +70 (mV)ECS as correntes registradas para todas as ligas constituintes dos fios
ortodônticos aumentaram (Figura 75 – página 178). O ensaio foi interrompido neste
momento, sendo estabelecido o valor de potencial de +60 (mV)ECS para as avaliações
por meio de curvas corrente x tempo realizadas como etapas seguintes, por um
período de 3 horas (ensaios 2 e 3 – página 149). É importante ressaltar que nos
ensaios de polarização anódica dos aparelhos ortodônticos não foi possível quantificar
177
a densidade de corrente, uma vez que a determinação da área total do aparelho é
difícil de ser estabelecida. Isso se deve à diversidade da forma dos materiais que em
conjunto constituem o aparelho ortodôntico (bandas, bráquetes e fios), principalmente
à forma complexa dos bráquetes. Assim, nestes ensaios foram quantificados valores
Potencial (mV)ECS
de corrente que podem ser observados na Figura 76 (página 179).
80
80
60
60
40
40
20
20
0
0
-20
-20
Aço Pré-contornado
CrNi
NiTi Superelástico
NiTi Termoativado
Titânio-beta
-40
-60
-80
-100
-120
-40
-60
-80
-100
-120
1
10
100
Corrente (µΑ)
Figura 75 – Curva
de
polarização
para
os
aparelhos
ortodônticos ensaiados em saliva artificial sem
flúor.
178
600
Valores de corrente
400
400
200
200
0
Ti-beta
NiTi TA
-600
NiTi SE
-400
-200
CrNi
-200
0
Aço pré-contornado
Corrente (µA)
600
-400
-600
Arcos ortodônticos
Figura 76 – Correntes registradas durante ensaio dos aparelhos
ortodônticos fixos em saliva artificial sem flúor.
4.3.2. Aparelhos ortodônticos em saliva artificial com flúor
Após imersão dos aparelhos ortodônticos em solução com adição de
fluoreto por um período de 1 hora (ensaio 1 – página 149), foi possível observar que o
potencial de corrosão (ECORR) variou de –120 a –110 (mV)ECS (Figura 77 –
página 180). Na obtenção das curvas de polarização dos referidos aparelhos, entre os
valores de –20 a +10 (mV)ECS as correntes registradas para todas as ligas constituintes
dos fios ortodônticos mostraram uma tendência à diminuição de seu valor (Figura 77 –
página 180). O ensaio foi interrompido neste momento, sendo estabelecido o valor de
potencial de Zero (mV)ECS para as avaliações por meio de curvas corrente x tempo
179
realizadas como etapas seguintes, por um período de 3 horas (ensaios 2 e 3 – página
149). É importante ressaltar também que conforme ocorrido nos ensaios de
polarização anódica em solução sem adição de fluoreto, nestes aparelhos
ortodônticos, não foi possível quantificar densidade de corrente, devido à
complexidade envolvida na determinação da área total do aparelho. Isso se deve à
diversidade da forma dos materiais que em conjunto constituem o aparelho ortodôntico
(bandas, bráquetes e fios), principalmente à forma complexa dos bráquetes. Assim,
nestes ensaios foram quantificados valores de corrente que podem ser observados na
Figura 78 (página 181).
20
20
0
Potencial (mV)ECS
-20
-40
Aço Pré-contornado
CrNi
NiTi Superelástico
NiTi Termoativado
Titânio-beta
0
-20
-40
-60
-60
-80
-80
-100
-100
-120
-120
1
10
100
Corrente (µA)
Figura 77 – Curva
de
polarização
para
os
aparelhos
ortodônticos ensaiados em saliva artificial com
flúor.
180
400
400
Valores de corrente
200
0
Ti-beta
NiTi TA
NiTi SE
-400
-200
CrNi
-200
0
Aço pré-contornado
Corrente (µA)
200
-400
Arcos ortodônticos
Figura 78 – Correntes registradas durante ensaio dos aparelhos
ortodônticos em saliva artificial com flúor.
4.4. Curvas Corrente X Tempo
Os ensaios de medida de corrente em função do tempo foram realizados
utilizando-se a solução salina com e sem adição de NaF, com o objetivo de verificar a
susceptibilidade à corrosão localizada dos conjuntos, aparelhos e arcos ortodônticos.
Os experimentos foram avaliados em potencial anódico constante, dentro da faixa de
passivação com leitura automatizada de corrente a intervalos de 30 segundos, durante
3 horas (ensaios 2 e 3 – página 149).
181
4.4.1. Saliva artificial sem flúor
Os resultados obtidos estão apresentados da Figura 79 (páginas 183) à
Figura 83 (páginas 185). Na curva B da Figura 79 (página 183), referente ao aparelho
ortodôntico que teve como arco o aço inoxidável pré-contornado amarrado com
ligadura elastomérica, é possível verificar que após um leve aumento na corrente,
houve uma pequena queda e em torno de 2h e 45 minutos de ensaio a corrente
tendeu a permanecer constante. Na curva A da Figura 80 (página 183), em que a liga
de CrNi foi amarrada ao aparelho, nos primeiros 20 minutos a corrente tendeu a
crescer e a partir de então apresentou uma leve tendência a decrescer; já na curva B a
corrente apresentou um ligeiro aumento no início do experimento e manteve-se
constante, em torno de 0,05 mA por todo o ensaio. Na curva A da Figura 81 (página
184), onde a liga de NiTi superelástico foi inserida no aparelho, houve um pico de
corrente inicial, seguido por uma tendência a decrescer até 2 horas e 40 minutos de
experimento, a partir deste ponto, manteve-se constante até o final do ensaio. Na
curva A da Figura 82 (página 184), relativa ao aparelho que tinha como arco a liga de
NiTi termoativado fixada aos bráquetes, foi possível observar que, após um pequeno
aumento da corrente até o período ligeiramente acima de 30 minutos de experimento,
a corrente assumiu uma tendência a decrescer. Em torno de 2 horas e 25 minutos a
corrente voltou a assumir um valor ascendente, permanecendo assim até o final do
ensaio. Na curva A da Figura 83 (página 185), referente a uma liga de titânio-beta
(TMA) unida ao aparelho, é possível notar que a corrente inicialmente tendeu a
aumentar, seguindo de uma pequena queda, onde a partir de então assumiu um valor
constante entre 50 minutos a 1 hora e 15 minutos de experimento. Após este intervalo
de tempo a corrente assumiu um valor ascendente até o final da avaliação. Nos
demais testes de medida de corrente x tempo as correntes assumiram um valor
decrescente até atingir o período de tempo final do experimento.
182
Corrente (mA)
0,45
0,45
0,40
0,40
0,35
0,35
0,30
0,30
0,25
0,25
A
0,20
0,20
0,15
0,15
0,10
0,10
B
0,05
0,05
0,00
0,00
0
1
2
3
Tempo (horas)
Figura 79 – Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio
de aço inoxidável pré-contornado ensaiado em
saliva artificial sem flúor.
Corrente (mA)
A. e B. Aparelhos ensaiados por um período de 3 horas.
0,45
0,45
0,40
0,40
0,35
0,35
0,30
0,30
0,25
0,25
0,20
0,20
A
0,15
0,15
0,10
0,10
B
0,05
0,05
0,00
0,00
0
1
2
3
Tempo (horas)
Figura 80 – Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio
de CrNi ensaiado em saliva artificial sem flúor.
A. e B. Aparelhos ensaiados por um período de 3 horas.
183
Corrente (mA)
0,45
0,45
0,40
0,40
0,35
0,35
0,30
0,30
0,25
0,25
A
0,20
0,20
0,15
0,15
0,10
0,10
B
0,05
0,05
0,00
0,00
0
1
2
3
Tempo (horas)
Figura 81 – Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio
de NiTi superelástico ensaiado em saliva artificial
sem flúor.
Corrente (mA)
A. e B. Aparelhos ensaiados por um período de 3 horas.
0,45
0,45
0,40
0,40
0,35
0,35
0,30
0,30
A
0,25
0,25
0,20
0,20
0,15
0,15
B
0,10
0,10
0,05
0,05
0,00
0,00
0
1
2
3
Tempo (horas)
Figura 82 – Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio
de NiTi termoativado ensaiado em saliva artificial
sem flúor.
A. e B. Aparelhos ensaiados por um período de 3 horas.
184
Corrente (mA)
0,45
0,45
0,40
0,40
0,35
0,35
0,30
0,30
A
0,25
0,25
0,20
0,20
0,15
0,15
0,10
0,10
B
0,05
0,05
0,00
0,00
0
1
2
3
Tempo (horas)
Figura 83 – Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio
de titânio-beta (TMA) ensaiado em saliva artificial
sem flúor.
A. e B. Aparelhos ensaiados por um período de 3 horas.
4.4.2. Saliva artificial com flúor
Os resultados obtidos estão apresentados da Figura 84 (página 186) à
Figura 88 (página 188). Em todos os ensaios realizados com as ligas que compunham
o aparelho ortodôntico em solução fluoretada, aço inoxidável pré-contornado, liga de
CrNi, ligas de NiTi (superelástico e termoativado) e a liga de titânio-beta (TMA), o valor
da corrente mostrou um sentido decrescente até o final do experimento.
185
Corrente (mA)
0,45
0,45
0,40
0,40
0,35
0,35
0,30
0,30
0,25
0,25
0,20
0,20
0,15
0,15
B
0,10
0,10
A
0,05
0,05
0,00
0,00
0
1
2
3
Tempo (horas)
Figura 84 – Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio
de aço inoxidável pré-contornado ensaiado em
saliva artificial com flúor
Corrente (mA)
A. e B. Aparelhos ensaiados por um período de 3 horas.
0,45
0,45
0,40
0,40
0,35
0,35
0,30
0,30
0,25
0,25
0,20
0,20
0,15
0,15
0,10
B
0,10
0,05
A
0,05
0,00
0,00
0
1
2
3
Tempo (horas)
Figura 85 – Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio
de CrNi ensaiado em saliva artificial com flúor
A. e B. Aparelhos ensaiados por um período de 3 horas.
186
Corrente (mA)
0,45
0,45
0,40
0,40
0,35
0,35
0,30
0,30
0,25
0,25
0,20
0,20
B
0,15
0,15
0,10
0,10
A
0,05
0,05
0,00
0,00
0
1
2
3
Tempo (horas)
Figura 86 – Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio
de NiTi superelástico ensaiado em saliva artificial
com flúor.
Corrente (mA)
A. e B. Aparelhos ensaiados por um período de 3 horas.
0,45
0,45
0,40
0,40
0,35
0,35
0,30
0,30
0,25
0,25
0,20
0,20
0,15
0,15
B
0,10
0,10
A
0,05
0,05
0,00
0,00
0
1
2
3
Tempo (horas)
Figura 87 – Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio
de NiTi termoativado ensaiado em saliva artificial
com flúor.
A. e B. Aparelhos ensaiados por um período de 3 horas.
187
Corrente (mA)
0,45
0,45
0,40
0,40
0,35
0,35
0,30
0,30
0,25
0,25
0,20
0,20
0,15
0,15
B
0,10
0,10
A
0,05
0,05
0,00
0,00
0
1
2
3
Tempo (horas)
Figura 88 – Polarização para o aparelho ortodôntico com o fio
de titânio-beta (TMA) ensaiado em saliva artificial
com flúor.
A. e B. Aparelhos ensaiados por um período de 3 horas.
4.5. Aparelho ortodôntico de titânio
Os ensaios de medida de corrente em função do tempo foram feitos
utilizando-se saliva artificial com adição de fluoreto de sódio (NaF), com o objetivo de
verificar a susceptibilidade à corrosão localizada dos conjuntos, aparelhos e arcos
ortodônticos. Os ensaios foram realizados em potencial anódico constante, dentro da
faixa de passivação com leitura automatizada de corrente a intervalos de 5 minutos
durante 1 hora (ensaio 1 – página 149) e em intervalos de 30 segundos durante 3
horas (ensaio 2 – página 149). No ensaio 1 a corrente mostrou uma leve tendência a
decrescer e a partir de 10 minutos de polarização assumiu uma direção ascendente
(curva A da Figura 89 – página 189). Já no experimento 2 tendeu a decrescer até 50
minutos de avaliação, assumindo a partir daí até o final da avaliação uma tendência
ascendente (curva B da Figura 89 – página 189).
188
8
8
A
Corrente (µA)
7
7
6
6
5
5
4
4
B
3
3
2
2
1
1
0
0
0
1
2
3
Tempo (horas)
Figura 89 – Polarização para o aparelho ortodôntico (bráquetes
de titânio) com o fio de aço inoxidável précontornado ensaiado em saliva artificial com flúor.
A. aparelho ensaiado pelo período de 1 hora.
B. aparelho ensaiado por um período de 3 horas.
4.6. Avaliação da liberação de íons
As avaliações dos íons liberados foram realizadas por absorção atômica
no forno de grafite, utilizando-se um equipamento Zeenit AS 60. Foram determinados
os limites de detecção relativos aos elementos Cr, Ni e Ti (Tabela 33 – página 190).
Por limite de detecção entende-se a menor quantidade detectável pelo procedimento
escolhido, com um determinado grau de confiança. No caso, foi utilizado o critério 3s
(99%), onde “s” é o desvio padrão de pelo menos 10 medidas subseqüentes do branco
(saliva não ensaiada), e onde o limite de detecção foi inferior aos valores registrados
na Tabela 33 (página 190) para os três tipos de íons metálicos avaliados. Ou seja, o
limite de detecção é calculado dividindo-se o valor 3s pela inclinação da curva
analítica, m (LD=3s/m). Os valores obtidos dessa forma foram quantificados em ng/g
(coloquialmente, ppb). Em relação aos íons Cr, a maior liberação correspondeu a
189
122 ng/g no experimento 2 para o arco ortodôntico titânio-beta (TMA) em saliva
artificial sem flúor (Figura 91A – página 192) e a menor liberação correspondeu a < 1,5
ng/g para os arcos ortodônticos: aço inoxidável pré-contornado (experimento 2 em
saliva artificial com flúor – Figura 91B, página 192), CrNi (experimento 2 em saliva
artificial com flúor – Figura 91B, página 192 e experimento 3 em saliva artificial sem
flúor – Figura 92A, página 193), NiTi superelástico (experimento 2 em saliva artificial
com flúor – Figura 91B, página 192 e experimento 3 em saliva artificial sem flúor –
Figura 92A, página 193), NiTi termoativado (experimento 3 sem saliva artificial sem
flúor – Figura 92A, página 193) e titânio-beta (TMA: experimento 1 em saliva artificial
sem flúor – Figura 90A, página 191 e experimento 3 em saliva artificial sem flúor –
Figura 92A, página 193). Considerando a liberação de íons Ni, a maior liberação foi de
147 ng/g para o arco ortodôntico NiTi termoativado em saliva artificial sem flúor
(experimento 2 – Figura 91A, página 192) e a menor liberação foi de 4 ng/g para o
arco ortodôntico de aço inoxidável pré-contornado no aparelho titânio em saliva
artificial com flúor (Figura 93, ensaio 2 – página 194). A liberação de Ti em todos os
experimentos foi inferior a 50 ng/g, tanto em solução fluoretada quanto na solução em
que o fluoreto não estava presente (Figura 90 – página 191 a Figura 93 – página 194).
Tabela 33 – Limite de detecção avaliados para o Cr, Ni e Ti em
ppb.
Metais avaliados
Limite de detecção
Cr
Ni
Ti
1,5
1,0
50
190
160
160
A Aparelho 1 em saliva sem flúor - bráquete aço inox
Cr
Ti
Ni
120
40
0
0
CrNi
-40
TMA
40
NiTi TA
80
NiTi SE
80
Aço inox
Íons liberados (ppb)
120
-40
Arcos ortodônticos
160
120
0
0
-40
Ti-b eta
40
NiTi TA
40
NiT i S E
80
CrNi
80
Aço in ox
Íons liberados(ppb)
120
160
B Aparelho 1 em saliva com flúor - bráquete aço inox
Cr
Ti
Ni
-40
Arcos ortodônticos
Figura 90 – Liberação de íons nos aparelhos ortodônticos de
aço inoxidável avaliados no experimento 1
A. Em saliva artificial sem flúor.
B. Em saliva artificial com flúor.
191
A Aparelho 2 em saliva sem flúor - bráquete aço inox
Cr
Ti
Ni
200
80
80
40
40
0
0
-40
-80
Ti-beta
120
NiTi TA
120
NiTi SE
160
CrN i
160
Aço inox
Íons liberados(ppb)
200
-40
-80
Arcos ortodônticos
B Aparelho 2 em saliva com flúor - bráquete aço inox
Cr
Ti
Ni
200
80
80
40
40
0
0
-40
-80
Ti-beta
120
NiTi TA
120
NiTi SE
160
CrNi
160
Aço inox
Íons liberados(ppb)
200
-40
-80
Arcos ortodônticos
Figura 91 – Liberação de íons nos aparelhos ortodônticos de
aço inoxidável avaliados no experimento 2
A. Em saliva artificial sem flúor.
B. Em saliva artificial com flúor.
192
160
120
0
0
-40
Ti-beta
40
NiTi TA
40
NiTi SE
80
CrNi
80
Aço inox
Íons liberados(ppb)
120
160
A Aparelho 3 em saliva sem flúor - bráquete aço inox
Cr
Ti
Ni
-40
Arcos ortodônticos
160
160
120
0
0
-40
Ti-beta
40
NiTi TA
40
NiTi SE
80
CrNi
80
Aço inox
Íons liberados(ppb)
120
B Aparelho 3 em saliva com flúor - bráquete aço inox
Cr
Ti
Ni
-40
Arcos ortodônticos
Figura 92 – Liberação de íons nos aparelhos ortodônticos de
aço inoxidável avaliados no experimento 3
A. Em saliva artificial sem flúor.
B. Em saliva artificial com flúor.
193
160
120
80
80
40
40
0
0
Aço inox
Íons liberados(ppb)
120
160
Aparelho em saliva com flúor - bráquete Ti (ensaio 1)
Cr
Ti
Ni
-40
-40
Arcos ortodônticos
160
120
80
80
40
40
0
0
Aço inox
Íons liberados(ppb)
120
160
Aparelho em saliva com flúor - bráquete Ti (ensaio 2)
Cr
Ti
Ni
-40
-40
Arcos ortodônticos
Figura 93 – Liberação de íons no aparelho ortodôntico de titânio
avaliado em saliva artificial com flúor.
Ensaio 1 e ensaio 2
194
4.7. Avaliação dos aparelhos ortodônticos em microscopia ótica
Após avaliação minuciosa em microscopia ótica de todos os materiais
metálicos constituintes dos aparelhos ortodônticos ensaiados em saliva artificial com e
sem flúor, foi possível observar que o processo corrosivo ocorreu em todos os
aparelhos apenas na região onde os tubos foram soldados às bandas (Figura 94 e
Figura 95 – página 196). O menor ataque corrosivo registrado, identificado
visualmente, foi nos aparelhos que tiveram o tubo terminal de aço inoxidável soldado à
banda de aço inoxidável e, posteriormente, cimentadas nos primeiros molares, sendo
nos demais dentes colados bráquetes de titânio. Este conjunto foi ensaiado em
solução fluoretada (Figura 94). Ao analisar os resultados referentes à liberação de
íons, foi possível confirmar a indicação da microscopia ótica (Figura 94), pois os
aparelhos que tiveram bráquetes de titânio empregados, mesmo ensaiados em saliva
artificial fluoretada, apresentaram a menor taxa de liberação de íons para o Cr, Ni e Ti.
A
C
B
Figura 94 – Microscopia ótica dos aparelhos ortodônticos de
titânio ensaiados em saliva artificial com flúor
A, B e C. tubo de aço inoxidável fixado à banda molar e arco
de aço inoxidável pré-contornado ensaiados em saliva
artificial com flúor.
195
A
B
C
D
E
F
G
H
I
J
Figura 95 – Microscopia ótica dos aparelhos ortodônticos com
bráquetes de aço inoxidável em saliva artificial com
e sem flúor e seus respectivos arcos ortodônticos
A. aço inoxidável pré-contornado sem flúor;
B. aço inoxidável pré-contornado com flúor;
C. CrNi sem flúor; D. CrNi com flúor;
E. NiTi SE sem flúor; F. NiTi SE com flúor;
G. NiTi TA sem flúor; H. NiTi TA com flúor;
I. titânio-beta sem flúor e J. titânio-beta com flúor.
196
4.8. Avaliação da superfície dos arcos ortodônticos em MEV
4.8.1. Aço inoxidável pré-contornado
As fotografias obtidas em MEV ilustradas na Figura 96 permitem observar
que mesmo na condição conforme recebido do fabricante (Figura 96A), o arco
ortodôntico de aço inoxidável pré-contornado apresenta-se com ranhuras e trincas que
podem ser consideradas como irregularidades no acabamento de superfície. Nas
fotografias dos arcos submetidos a ensaios, Figura 96 de B a G é possível observar
que as irregularidades no acabamento de superfície persistem, porém em algumas
delas percebe-se a adesão de agregados na superfície da liga, o que está mais
evidente na letra G.
A
B
C
E
F
G
D
Figura 96 – Microscopia eletrônica de varredura para a liga de
aço inoxidável pré-contornado, aumento 500X.
A. liga não ensaiada; B. ensaio 1 sem flúor; C. ensaio 1 com
flúor; D. ensaio 2 sem flúor; E. ensaio 2 com flúor; F. ensaio 3
sem flúor e G. ensaio 3 com flúor.
197
4.8.2. Liga de cromo-níquel
As fotografias obtidas em MEV ilustradas na Figura 97 permitem observar
que mesmo na condição conforme recebido do fabricante (A), o arco ortodôntico de
CrNi apresenta-se com ranhuras, pequenas cavidades que podem ser consideradas
como irregularidades no acabamento de superfície, bem como impurezas agregadas
na superfície. Nas fotografias dos arcos submetidos a ensaios, Figura 97 de B a G,
nota-se que as irregularidades de superfície persistem, havendo também adesão de
agregados na superfície da liga (letras: C, D, E e G).
A
B
C
E
F
G
D
Figura 97 – Microscopia eletrônica de varredura para a liga de
CrNi, aumento 500X.
A. liga não ensaiada; B. ensaio 1 sem flúor; C. ensaio 1 com
flúor; D. ensaio 2 sem flúor; E. ensaio 2 com flúor; F. ensaio 3
sem flúor e G. ensaio 3 com flúor.
198
4.8.3. Liga de NiTi superelástico
As fotografias obtidas em MEV ilustradas na Figura 98 permitem observar
que mesmo na condição conforme recebido do fabricante (A), o arco ortodôntico de
NiTi superelástico apresenta-se com ranhuras e pequenas cavidades que podem ser
consideradas como irregularidades no acabamento de superfície. Nas fotografias dos
arcos submetidos a ensaios, Figura 98 de B a G, nota-se que as irregularidades de
superfície persistem, havendo também maior adesão de agregados na superfície da
liga (D) e alteração de coloração com poucos agregados na Figura 98, letras C, E, F e
G.
A
B
C
E
F
G
D
Figura 98 – Microscopia eletrônica de varredura para a liga de
NiTi superelástico, aumento 500X.
A. liga não ensaiada; B. ensaio 1 sem flúor; C. ensaio 1 com
flúor; D. ensaio 2 sem flúor; E. ensaio 2 com flúor; F. ensaio 3
sem flúor e G. ensaio 3 com flúor.
199
4.8.4. Liga de NiTi termoativado
As fotografias obtidas em MEV ilustradas na Figura 99 permitem observar
que mesmo na condição conforme recebido do fabricante (A), o arco ortodôntico de
NiTi termoativado apresenta-se com ranhuras que podem ser consideradas como
irregularidades no acabamento na superfície, além de alterações de coloração em
algumas regiões. Nas fotografias dos arcos submetidos a ensaios, Figura 99 de B a G,
nota-se que as irregularidades de superfície e alterações de cor persistem. A Figura 99
letra C apresenta uma linha espessa de alteração de cor no sentido vertical, ao longo
da fotografia. Uma ranhura também no sentido vertical pode ser visualizada na Figura
99 letra E. As demais Figuras apresentam poucos agregados e alterações de cor em
pequenas regiões espalhadas nas fotografias.
A
B
C
E
F
G
D
Figura 99 – Microscopia eletrônica de varredura para a liga de
NiTi termoativado, aumento 500X.
A. liga não ensaiada; B. ensaio 1 sem flúor; C. ensaio 1 com flúor; D. ensaio 2
sem flúor; E. ensaio 2 com flúor; F. ensaio 3 sem flúor e G. ensaio 3 com flúor.
200
4.8.5. Liga de titânio-beta (TMA)
As fotografias obtidas em MEV ilustradas na Figura 100 permitem observar
que mesmo na condição conforme recebido do fabricante (A), o arco ortodôntico de
titânio-beta (TMA) apresenta-se com um aspecto de rugosidade, caracterizada por
sulcos orientados longitudinalmente, provenientes provavelmente de seu processo de
conformação mecânica. Nas fotografias dos arcos submetidos a ensaios, Figura 100
de E a G, é possível observar a presença de agregados na superfície. Já as
fotografias da Figura 100 de B a D, visualiza-se estrutura semelhante àquela
observada na liga não ensaiada.
A
B
C
E
F
G
D
Figura 100 – Microscopia eletrônica de varredura para a liga de
titânio-beta (TMA), aumento 500X.
Aumento 500X. A. liga não ensaiada; B. ensaio 1 sem flúor;
C. ensaio 1 com flúor; D. ensaio 2 sem flúor;
E. ensaio 2 com flúor; F. ensaio 3 sem flúor e G. ensaio 3
com flúor.
201
4.9. Avaliação da superfície dos bráquetes ortodônticos em MEV
4.9.1. Bráquete de aço inoxidável
As fotografias obtidas em MEV com vários aumentos ilustradas na
Figura 101 permitem observar que nos bráquetes submetidos a ensaios, Figura 101 de
A à O, é possível observar irregularidades no acabamento de superfície (ranhura,
trinca), agregados e manchas.
A
B
C
D
E
F
G
H
I
J
K
L
M
N
O
Figura 101 – Microscopia eletrônica de varredura para bráquetes de aço
inoxidável com vários aumentos, em saliva artificial com e sem flúor
A. aço ensaiado sem flúor 1k; B. aço ensaiado sem flúor 1k; C. aço ensaiado sem flúor 1k;
D. aço ensaiado sem flúor 1k; E. aço ensaiado sem flúor 1k; F. aço ensaiado sem flúor 1k;
G. aço ensaiado sem flúor 3k; H. aço ensaiado sem flúor 3k; I. aço ensaiado com flúor 500X;
J. aço ensaiado com flúor 500x; K. aço ensaiado com flúor 500x; L. aço ensaiado com flúor 1k;
M. aço ensaiado com flúor 1k; N. aço ensaiado com flúor 1k; O. aço ensaiado com flúor 3k.
202
4.9.2. Bráquete de titânio
As fotografias obtidas em MEV com vários aumentos ilustradas na
Figura 102 permitem observar que mesmo na condição conforme recebido do
fabricante (Figura 102 de A a C), o bráquete de titânio apresenta-se com
irregularidades no acabamento de superfície (ranhuras, trincas), além da presença de
manchas (Figura 102C). Nas fotografias dos bráquetes submetidos a ensaios, Figura
102 de D a F, irregularidades no acabamento de superfície (ranhura, trinca),
agregados e manchas podem ser identificados.
A
B
C
D
E
F
Figura 102 – Microscopia
eletrônica
de
varredura
para
bráquetes titânio com vários aumentos, em saliva
artificial com flúor
A. titânio ensaiado com flúor 500X
B. titânio ensaiado com flúor 1K
C. titânio ensaiado com flúor 1K
D. titânio ensaiado com flúor 1k
E. titânio ensaiado com flúor 3k
F. titânio ensaiado com flúor 3k
203
5. Discussão
Para melhor compreender os resultados encontrados nesta pesquisa, foi
realizada o EDS (Espectrometria de Energia Dispersiva), avaliação que informa o
conteúdo do material submetido a análise, pois os fabricantes dos materiais utilizados
nesta investigação não informam, com precisão, na embalagem dos mesmos, sua
composição. Por exemplo: normalmente os aços inoxidáveis utilizados em Ortodontia
são aços austeníticos, sendo encontrado neste tipo de liga a presença de níquel.
Devido à ocorrência de alergia a este metal em alguns pacientes, hoje em dia,
estariam disponíveis comercialmente aços inoxidáveis sem a presença de níquel na
sua composição. Isto reforça a necessidade de se especificar os materiais com maior
rigor.
A análise de EDS dos arcos ortodônticos de aço inoxidável précontornados não submetidos a ensaio permite observar além da presença dos
constituintes de uma liga de aço inoxidável segundo citado por O’BRIEN (1997),
BRANTLEY e ELIADES (2001) na página 32, os elementos Si e S (Figura 35 – página
152). Estes elementos podem estar contidos no aço (ASM INTERNATIONAL
HANDBOOK
COMMITTEE
1987)
como
elementos
residuais,
principalmente
incorporados a inclusões. Os arcos ortodônticos de aço inoxidável ensaiados não
apresentaram componentes extras ao encontrado no mesmo tipo de arco disponível
comercialmente.
Para a liga de CrNi, considerando a composição citada por O’BRIEN
(1997), BRANTLEY e ELIADES (2001) na página 32, além dos elementos constituintes
da liga, foi evidenciada a presença de O, Al e Si na análise de EDS da liga não
ensaiada. O alumínio presente nesta análise é atribuído à base para fixação dos
materiais que foram levados para análise em microscopia eletrônica. Conforme citado
por ASM INTERNATIONAL HANDBOOK COMMITTEE (1987) o Si pode estar
presente em um aço como elemento residual, principalmente incorporado a inclusões.
O K (Figura 39 – página 154 e Figura 40 – página 155) e Ca (Figura 40 – página 155)
204
presentes na análise de EDS, apesar de não serem constituintes da liga avaliada,
provavelmente são oriundos da saliva sintética, uma vez que agregados na superfície
das ligas decorrentes das condições do acabamento de superfície foram identificados
(Figura 97 – página 198). Já o Mn (Figura 37 – página 153), o Br (Figura 38 – página
154) e o Mg (Figura 40 – página 155), não são constituintes dessa liga. Considerando
que para realizar a análise por EDS é preciso delimitar uma área específica da liga
avaliada, é necessário, dessa forma, realizar outras leituras em EDS. Seria
interessante realizar análise química por via úmida caso se pretenda determinar com
maior precisão a composição efetiva das ligas estudadas.
Na análise de EDS da liga de NiTi superelástico, os elementos
predominantes são o Ni e o Ti, o que foi verificado no arco ortodôntico não submetido
a ensaio. Avaliando a literatura disponível, O’BRIEN (1997), BRANTLEY e ELIADES
(2001) na página 58 citam a presença de Cu e outros elementos como partes da
composição geral deste tipo de liga. Na Figura 42 (página 156) o Ca, o C e o Cl
encontrados podem ser relacionados aos constituintes da saliva artificial utilizada, uma
vez que agregados foram encontrados na superfície das ligas ensaiadas, devido às
suas condições no acabamento da superfície (Figura 98 – página 199). Para
confirmar, com precisão, a presença do Si, assim como sugerido para a liga de CrNi,
novas leituras em EDS e análise química por via úmida devem ser realizadas.
Ao avaliar em EDS a liga de NiTi termoativado foi possível constatar
somente a presença dos elementos citados por O’BRIEN (1997), BRANTLEY e
ELIADES (2001) como constituintes dessa liga (página 58). O C presente na Figura 44
(página 158) provavelmente é proveniente de agregados encontrados na superfície
das ligas ensaiadas, devido às condições no acabamento de superfície (Figura 98 –
página 199).
A liga de titânio-beta (TMA) não ensaiada quando submetida a análise por
EDS apresentou o pico do S/Mo que se sobrepõe. É possível considerar que o
elemento presente é o Mo, uma vez que é relacionado por O’BRIEN (1997),
205
BRANTLEY e ELIADES (2001) na página 52, como um dos constituinte desse tipo de
liga. Além dos elementos constituintes dessa liga, vários outros foram identificados,
como pode ser verificado nas análises para os arcos titânio-beta (TMA) ensaiados
disponíveis da Figura 46 (página 159) à Figura 51 (página 162). O pico S/Mo foi
observado em todas as análises de EDS visualizadas nas Figuras 46 (página 159) e
51 (página 162). Além dos elemento citado por O’BRIEN (1997), BRANTLEY e
ELIADES (2001) na página 54 como constituinte de um arco ortodôntico de titâniobeta, outros elementos não citados como Ca, Cr, C, Fe, N, O e o Na foram
identificados. Possivelmente o Ca, C, N e o Na são oriundos da saliva artificial, uma
vez que agregados foram identificados na superfície desta liga, decorrentes das
condições no acabamento de superfície. Já o Cr, Fe e o O provavelmente estão
presentes devido à presença de agregados na superfície da liga oriundos da corrosão
identificada nos pontos de solda do aparelho ortodôntico (Figura 95 – página 196). É
importante ressaltar que segundo GOLDBERG e BURSTONE (1979) o Cr e o Fe
podem estar incorporados na liga de titânio-beta (TMA) com o objetivo de torná-la
meta-estável à temperatura ambiente.
Ao considerar as curvas de polarização dos materiais metálicos utilizados
em aparelhos ortodônticos ensaiados em saliva artificial sem fluoreto, foi possível
observar que em relação aos corpos de prova de aço inoxidável 304 e 316L
(Figura 69 – página 173), o aço 304 apresentou resistência à corrosão por pite
levemente superior ao aço 316L (Figura 103 – página 207). É provável que o aço 304
tenha sido passivado previamente, o que pode ser comprovado nas Figuras 104
(polarização do aço inoxidável reto) e 105 (polarização do aço inoxidável reto polido)
na página 208, o que comprova passivação prévia. Na composição do aço 316L o Mo
presente como constituinte desta liga lhe confere uma maior resistência à corrosão
quando comparado com o aço 304, o que não foi verificado aqui. A mesma condição
pode ser visualizada para os arcos ortodônticos pré-contornados de aço inoxidável
(Figura 69 – página 173), onde os potenciais de pite para estas ligas estão bem
206
superiores aos verificados para os corpos de prova tanto para o aço 304 quanto para o
aço 316L, sugerindo também uma passivação prévia (Figura 103).
2500
2000
Potencial (mV)ECS
2500
aço inoxidável 304
aço inoxidável 316L
Ti puro
aço pré-contornado
CrNi
NiTi superelástico
NiTi termoativado
Ti-beta
1500
1000
2000
1500
1000
500
500
0
0
-500
-500
0,1
1
10
100
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Figura 103 – Média das curvas de polarização para os corpos de
prova e as diversas ligas ensaidos em saliva
artificial sem flúor
207
Potencial (mV)ECS
1200
1200
1000
1000
800
800
Aço Inoxidável Reto (01)
Aço Inoxidável Reto (02)
Aço Inoxidável Reto (03)
Aço Inoxidável Reto (04)
600
400
600
400
1
10
100
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Potencial (mV)ECS
Figura 104 – Curvas de polarização para os fios de aço
inoxidável reto ensaidos em saliva artificial sem
flúor
600
600
500
500
400
400
300
300
200
200
100
Aço Inoxidável Reto Polido (01)
Aço Inoxidável Reto Polido (02)
Aço Inoxidável Reto Polido (03)
0
-100
100
0
-100
0,1
1
10
100
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Figura 105 – Curvas de polarização para os fios de aço
inoxidável reto polidos ensaidos em saliva artificial
sem flúor
208
A liga de cromo-níquel (Figura 103 – página 207) apresentou um potencial
de pite mais elevado ainda, se comparada com os corpos-de-prova de aço inoxidável
304 e 316L, bem como com o arco ortodôntico de aço inoxidável pré-contornado. Por
ser um comportamento diferente do esperado para uma liga de aço inoxidável, é
possível que esta liga de CrNi tenha sido também previamente passivada. Foi
verificado também que no corpo de prova de titânio puro e em todas as ligas onde o
titânio estava presente (níquel-titânio superelástico e termoativado, titânio-beta)
mostraram-se mais resistentes entre todos os arcos ortodônticos avaliados, uma vez
que apresentaram o maior domínio de passivação (Figura 103 – página 207). Este
resultado está de acordo com LAUSMAA, KASEMO et al. (1985), PROBSTER, LIN et
al. (1992) e RONDELLI (1996) que reportaram a excelente resistência à corrosão do
titânio em soluções teste variadas, incluindo saliva artificial. Em 2003 AZEVEDO
acrescentou que dependendo do material, a resistência à corrosão é diferenciada,
mesmo se for considerado fios de NiTi em proporção equiatômica, sendo o fator
determinante para essa diferenciação o acabamento de superfície. Já SARKAR,
REDMOND et al. (1979) não estão de acordo com o resultado encontrado nesta
pesquisa, pois afirmaram que o fio de níquel-titânio exibe maior tendência a sofrer
corrosão do que o fio de aço inoxidável observado durante a dissolução anódica. A
liga de NiTi superelástico e o Ti-beta não apresentaram quebra do filme passivo. O
mesmo não foi verificado para a liga de NiTi termoativado. SARKAR e
SCHWANINGER (1980) observaram numerosas crateras de corrosão entremeadas
com produtos de corrosão; EDIE e ANDREASEN (1980) também observaram
pequenas fissuras na superfície externa do fio de níquel-titânio (Nitinol) após utilização
clínica. Apesar da identificação de irregularidades no acabamento de superfície em
todas as ligas avaliadas, foi possível constatar que as mesmas apresentaram grande
resistência ao processo corrosivo, devido aos elevados valores de potencial com maior
densidade de corrente registrados nesta investigação (Figura 71 – página 174 e Figura
73 – página 176).
209
Levando em consideração os mesmos materiais ensaiados em saliva
artificial na presença do íon flúor, de uma maneira geral, foi possível observar o
mesmo verificado na saliva artificial sem flúor: leve predomínio da resistência à
corrosão por pite do aço 304 em relação ao aço 316L (Figura 106); a mesma condição
pode ser visualizada também para os arcos ortodônticos pré-contornados de aço
inoxidável, onde os potenciais de pite para estas ligas estão bem superiores aos
verificados para os corpos de prova tanto para o aço 304 quanto para o aço 316L. É
possível supor que estes materiais tenham sido passivados previamente, como pode
ser comprovado na avaliação das Figuras 107 e 108 na página 211.
2500
2000
Potencial (mV)ECS
2500
aço inoxidável 304
aço inoxidável 316L
Ti puro
aço pré-contornado
CrNi
NiTi superelástico
NiTi termoativado
Ti-beta
1500
1000
2000
1500
1000
500
500
0
0
-500
-500
0,1
1
10
100
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Figura 106 – Média das curvas de polarização para os corpos de
prova e as diversas ligas ensaidos em saliva
artificial com flúor
210
Potencial (mV)ECS
1200
1200
1000
1000
800
800
600
600
400
400
Aço Inoxidável Reto + NaF (01)
Aço Inoxidável Reto + NaF (02)
Aço Inoxidável Reto + NaF (03)
200
0
200
0
0,1
1
10
100
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Potencial (mV)ECS
Figura 107 – Curvas de polarização para os fios de aço
inoxidável reto ensaidos em saliva artificial com
flúor
600
600
400
400
200
200
0
0
Aço Inox Reto Polido + NaF (01)
Aço Inox Reto Polido + NaF (02)
Aço Inox Reto Polido + NaF (03)
-200
0,1
1
10
-200
100
2
Densidade de corrente (µA/cm )
Figura 108 – Curvas de polarização para os fios de aço
inoxidável reto polidos ensaidos em saliva artificial
com flúor
211
As demais ligas em que o Ti estava presente (níquel-titânio superelástico e
termoativado, titânio-beta), assim como verificado na saliva artificial sem flúor,
mostraram-se mais resistentes entre todos os arcos ortodônticos avaliados, uma vez
que apresentaram o maior domínio de passivação (Figura 106 – página 210). O titânio
puro e o Ti-beta não apresentaram quebra do filme passivo, caracterizando um maior
domínio de passivação (Figura 106 – página 210), apesar do Ti-beta em solução
fluoretada apresentar o ECORR inferior àquele registrado quando esta mesma liga foi
avaliada em saliva artificial sem flúor (Figura 103 – página 207 e Figura 106 – página
210). Isto provavelmente foi devido à excelente resistência do filme de óxido protetor
que se forma na superfície das ligas em que o Ti está presente, garantindo-lhes
resistência ao processo corrosivo.
Nas ligas ensaiadas em saliva fluoretada também foram identificadas
irregularidades no acabamento de superfície, porém não foi possível constatar
presença de processo corrosivo. Apesar de ser conhecido que o Ti quando em
presença do íon fluoreto, especialmente em presença de soluções fluoretadas e
fluoretadas aciduladas (PRÖBSTER, LIN et al., 1992; TOUMELIN-CHEMLA,
ROUELLE et al., 1996; RONDELLI, VINCENTINI, 1999; CONZ, SOARES et al., 2002;
SCHIFF, GROSGOGEAT et al., 2002) apresenta-se susceptível à corrosão, nesta
pesquisa isto não pôde ser comprovado, o que confere às ligas onde o Ti está
presente como um dos seus constituintes, uma excelente resistência à corrosão, pelo
menos na concentração de íon fluoreto utilizada.
A diferença de potencial entre os diversos materiais metálicos observada
em uma série eletroquímica (Tabela 26 – página 105), pode levar a ocorrência de
corrosão por eletrogalvanismo, caso um dos materiais não sofra passivação no meio
em que ele for empregado. Analisando a possibilidade de ocorrer corrosão galvânica,
os materiais avaliados, utilizados em um aparelho ortodôntico, que apresentaram
maior diferença do potencial de corrosão foram submetidos a ensaios de polarização
212
anódica. Tanto para a saliva artificial sem flúor quanto para a saliva fluoretada, a liga
de cromo-níquel e o titânio puro constituíram o par galvânico avaliado.
Na saliva sem fluoreto, a maior densidade de corrente registrada, quando
da quebra do filme de passivação para a liga de CrNi foi de 90µA (Figura 70 –
página 174) e o potencial relativo ao domínio de passivação para esta mesma liga
correspondeu a uma variação de 680 a 940 mV (Figura 71 – página 174). Ao avaliar a
saliva com fluoreto, a maior densidade de corrente registrada na quebra do filme de
passivação para a liga de CrNi foi de 210µA (Figura 72 – página 175) e o potencial
relativo ao domínio de passivação para esta mesma liga correspondeu a 1130mV
(Figura 73 – página 176). Para uma maior precisão dos resultados, estes pares
galvânicos foram então submetidos a ensaios para avaliar a corrente em função do
tempo. Somente na saliva artificial fluoretada foi observado aumento abrupto de
corrente no início do experimento, atingindo um valor de 47µA (Figura 74 –
página 177). Este aumento provavelmente foi devido ao fato do titânio puro ser reativo
ao íon fluoreto, porém ao final do experimento, baixos valores de corrente foram
registrados, tanto na saliva sem flúor quanto naquela em que o fluoreto estava
presente, indicando, dessa forma, o estado passivo das ligas constituintes do par
galvânico. Este resultado não está de acordo com RECLARU e MEYER (1995) que
avaliando correntes galvânicas de cada liga quando em contato com o titânio por um
período de 24 horas, observaram que em meio fluoretado os valores encontrados
foram de 10 a 100 vezes mais elevados. Relataram ainda que a diferença de potencial
resultando em eletrogalvanismo resulta em corrosão localizada (corrosão por pite e
crévice).
Considerando as curvas de polarização dos experimentos realizados em
saliva artificial sem flúor foi possível visualizar o potencial relativo aos maiores valores
de corrente no domínio de passivação (Figura 71 – página 174). Colocando os
materiais ensaiados neste meio em ordem decrescente em relação a sua resistência à
213
corrosão, tem-se: Ti puro = TMA > NiTi termoativado > NiTi superelástico > CrNi > aço
pré-contornado > aço inoxidável 304 = aço inoxidável 316L. Considerando os mesmos
materiais em saliva com flúor, o potencial relativo aos maiores valores de corrente no
domínio de passivação podem ser visualizados na Figura 72 (página 175). Colocando
estes materiais em ordem decrescente em relação a sua resistência à corrosão, é
possível notar: Ti puro = TMA > NiTi termoativado = NiTi superelástico > CrNi > aço
pré-contornado > aço inoxidável 304 > aço inoxidável 316L.
Os resultados obtidos com os materiais constituintes de um aparelho
ortodôntico avaliados na presente pesquisa permitem descartar a possibilidade de
ocorrer corrosão galvânica em aparelhos ortodônticos, na condição aqui estudada,
pois apesar da diferença de potencial apresentada pelos materiais, eles mostraram-se
passivos. É importante ressaltar que além da diferença de potencial ser o fator
determinante para que este tipo de corrosão possa ocorrer, é necessário considerar
também a elevada resistência de polarização apresentada pelos metais aqui
estudados, uma vez que todos apresentaram estabilidade em relação à passivação. É
importante ressaltar que é necessário realizar investigações clínicas para certificar que
o mesmo possa acontecer, pois no meio bucal, uma variedade de condições aqui
nesta pesquisa não incluídas, estão presentes. Como exemplo é possível citar: a
presença de proteínas e bactérias, além da intensidade do fluxo salivar, entre outros.
Conforme dito anteriormente, na montagem de um aparelho ortodôntico
fixo, uma diversidade de materiais pode ser utilizada. Se os valores de potencial dos
materiais considerados forem muito discrepantes e, caso não haja passivação de uma
determinada liga, pode ocorrer transferência de elétrons entre os metais, resultando no
processo corrosivo por eletrogalvanismo. Para avaliar a resistência à corrosão de
aparelhos ortodônticos fixos, seis conjuntos de aparelhos foram montados e
submetidos à polarização anódica, três em saliva artificial sem flúor e os outros três
em saliva com fluoreto. Na avaliação dos ensaios de polarização anódica de um
aparelho ortodôntico, não foi possível obter os resultados em densidade de corrente,
214
uma vez que a área do aparelho não pôde ser determinada em função da forma
geométrica complexa dos bráquetes. Neste contexto, o que foi possível quantificar foi
a corrente e esta se apresentou muito mais elevada nos aparelhos ortodônticos fixos
avaliados do que nos materiais individuais considerados como constituintes de um
aparelho, ultrapassando em todos os casos 100µA (Figura 75 – página 178 e
Figura 77 – página 180). Comparando os valores de corrente encontrados nos
aparelhos ensaiados em saliva com flúor com aqueles ensaiados em saliva sem flúor é
possível verificar que estes últimos apresentaram os maiores valores de corrente. É
provável que isto tenha ocorrido devido ao íon cloreto ser predominante na saliva sem
flúor e conseqüentemente ser mais agressivo do que o íon fluoreto, pelo menos nas
ligas avaliadas nesta pesquisa. Apesar de ser conhecido que o titânio em presença do
íon fluoreto mostra-se susceptível ao processo corrosivo, mesmo nas ligas em que o
titânio estava presente não foram registrados valores discrepantes de corrente,
segundo observado nos experimentos realizados em saliva com flúor, o que
caracterizaria um processo corrosivo mais agressivo. Após avaliação em microscopia
ótica e eletrônica de varredura dos materiais que constituíram os aparelhos
ortodônticos foi possível constatar que tanto nos aparelhos ensaiados em saliva com
flúor quanto naqueles ensaiados em saliva sem flúor, o processo de corrosão foi
identificado somente na região em que foi realizada soldagem a ponto com eletrodos
de cobre. Esta verificação é corroborada por TOMS (1988) que afirmou ser o aço
inoxidável não totalmente resistente à corrosão, já que uma de suas susceptibilidades
é devida a uniões por soldagem que atuam como pares galvânicos.
Esse processo de corrosão localizado preferencialmente nas junções por
solda poderia ser atribuído a:
- efeito galvânico local ocasionado por diferenças entre os potenciais
eletroquímicos dos materiais constituintes da solda, e
- efeito de sensitização do aço inoxidável austenítico levando a uma corrosão
localizada de morfologia intergranular.
215
Uma definição do mecanismo básico da corrosão nas soldas, contudo, dependeria de
análises complementares que iriam além do escopo do presente trabalho.
Considerando o primeiro ensaio de polarização anódica em saliva artificial
sem flúor das diferentes ligas avaliadas nos aparelhos ortodônticos, é possível
observar nos experimentos onde as curvas de polarização foram obtidas (Figura 74 –
página 178) que desde o potencial de corrosão até o valor em que ocorreu aumento
de corrente onde o ensaio foi interrompido, a faixa de variação de potencial
correspondeu apenas a 150 mV. Nos ensaios 2 e 3 em saliva sem flúor, ficou
registrado a curva corrente X tempo para cada tipo de liga constituinte do aparelho.
Em todos os experimentos destes blocos (ensaios 2 e 3), foi observado um aumento
inicial de corrente (da Figura 79 – página 183 à Figura 83 – página 185) que com o
tempo tendeu a decrescer, caracterizando, dessa forma, atenuação do processo
corrosivo. Exceção a esta condição pode ser verificada no ensaio 3 da liga de CrNi
(curva B da Figura 80 – página 183), ensaio 2 do NiTi termoativado (curva A da Figura
82 – página 184) e ensaio 2 do Ti-beta (curva A da Figura 83 – página 185).
A liga de CrNi apresentou, ao longo do ensaio em saliva sem fluoreto, uma
tendência a manter o valor de corrente inicialmente atingido (curva B da Figura 80 –
página 183). Porém ao considerar os resultados relativos à liberação de íons é
possível observar que os valores encontrados de íons Cr e Ti foram inferiores ao limite
de
detecção
do
aparelho;
já
em
relação
ao
íon
Ni,
sua
concentração
(34 ng/g – ensaio 3) foi inferior ao encontrado para essa mesma liga nos experimentos
1 (46 ng/g) e 2 (125 ng/g). Em relação ao NiTi termoativado (curva A da Figura 82 –
página 184), após pequena redução no valor de corrente, curva ascendente voltou a
ser registrada. O aparelho em que a liga NiTi termoativado foi utilizada como arco
ortodôntico, apresentou a maior quantidade de íons Ni liberada (147 ng/g). Já para o
arco Ti-beta (curva A da Figura 83 – página 185) houve aumento de corrente durante
todo o experimento. Esta liga apresentou a maior quantidade de íons Cr liberada (122
ng/g). As demais ligas avaliadas em saliva artificial sem flúor apresentaram registros
216
de íons Cr e Ni inferiores aos anteriormente citados. Apesar de serem identificados
valores de íons liberados superiores a 100 ng/g, como pode ser verificado acima,
estes valores acumulados são inferiores àqueles ingeridos diariamente por uma
pessoa, em torno de 200 a 300 µg de Ni (BARCELOUX, 1999) e de 50 a 200 µg de Cr
(ANDERSON, 1986 apud AGAOGLU, ARUN et al., 2001).
Nos experimentos em que aparelhos ortodônticos foram avaliados em
saliva com fluoreto, a variação do potencial de corrosão, desde o ECORR estabelecido
até o valor em que ocorreu aumento de corrente onde o ensaio foi interrompido,
correspondeu apenas a 130 mV. Nos ensaios 2 e 3 da saliva fluoretada, ficou
registrado a curva corrente X tempo para cada tipo de liga constituinte do aparelho.
Em todos os experimentos destes blocos (ensaios 2 e 3), foi observado aumento inicial
de corrente (Figura 84 – página 186 à Figura 88 – página 188) que com o tempo
tendeu a decrescer. Em relação à saliva artificial sem flúor, houve discreta diferença
uma vez que nem todos os ensaios apresentaram tendência da corrente decrescer, o
que possivelmente pode estar relacionado à presença do íon cloreto na saliva artificial
sem fluoreto, que nesta pesquisa mostrou ser mais agressivo do que o íon fluoreto,
principalmente se for considerado a presença do Ti em algumas ligas, uma vez que
este metal é susceptível ao ataque corrosivo quando em presença do flúor.
Considerando os resultados relativos à liberação de íons em saliva artificial
fluoretada, é possível observar que o maior valor de íons Cr registrado foi no
experimento 3 para a liga de aço inoxidável pré-contornado (14 ng/g) e o maior valor
de íons Ni foi registrado para o experimento 3 da liga de NiTi superelástico
(107 ng/g), valores estes inferiores àqueles consumidos diariamente por meio da dieta
(BARCELOUX, 1999; ANDERSON, 1986 apud AGAOGLU, ARUN et al., 2001). As
demais ligas avaliadas em saliva artificial com flúor apresentaram registros de íons Cr
e Ni inferiores aos anteriormente citados.
Ao avaliar os resultados referentes à liberação de íons Ti, os seis grupos
de aparelhos ortodônticos onde bráquetes de aço inoxidável foram utilizados (três
217
avaliados em saliva sem fluoreto e três em saliva fluoretada), é possível verificar que
os valores encontrados em todos os aparelhos estiveram dentro do limite de detecção
da técnica utilizada (< 50 – Tabela 33, página 190; curva A da Figura 90 – página 191
à curva B da Figura 92 – página 193). Sob análise em microscopia ótica todos os
aparelhos avaliados apresentaram corrosão apenas na região em que o tubo terminal
(aço inoxidável) foi unido à banda (aço inoxidável) por solda a ponto com eletrodo de
cobre (Figura 95 – página 196). Este resultado está de acordo com o encontrado por
PACHECO (1995) que avaliou fios de aço inoxidável unidos por solda a ponto em
curvas de polarização anódica. Com relação aos testes de citotoxidade rotineira e, em
particular, na avaliação das funções celulares mais expressivas na determinação de
efeitos inflamatórios e na integridade da célula, ROCHER, MEDAWAR et al. (2004)
confirmaram que o Ni além de sofrer corrosão é um material citotóxico. Mediante a
comprovação da corrosão na região de solda a ponto, é necessário investigar novas
possibilidades de reduzir a deterioração das regiões de solda, tornando mais seguro a
terapia ortodôntica em relação aos pacientes que particularmente apresentam
sensibilidade ao Ni. Como pôde ser observado nesta investigação, a ocorrência de
corrosão na região de solda a ponto foi responsável pela liberação de íons Ni dos
aparelhos ortodônticos avaliados.
Em relação ao aparelho de Ti avaliado com o arco ortodôntico de aço
inoxidável, dois ensaios corrente X tempo foram realizados. Para isso, dois aparelhos
ortodônticos com bráquetes de Ti do segundo pré-molar direito ao segundo
pré-molar esquerdo foram utilizados. Os primeiros molares, direito e esquerdo, foram
cimentados com bandas de aço inoxidável que tiveram o tubo terminal também de aço
inoxidável unido à banda por solda a ponto. Os arcos ortodônticos utilizados neste
ensaio foram de aço inoxidável para evitar maior diversidade de materiais. O primeiro
ensaio registrou uma curva ascendente (curva A da Figura 89 – página 189), enquanto
no segundo ensaio, durante a primeira hora, a corrente assumiu uma curva
decrescente e a partir de então, houve um pico de corrente e deste ponto até o final do
218
experimento a curva mostrou uma tendência ascendente (curva B da Figura 89 –
página 189).
Ao considerar os resultados referentes à liberação de íons em aparelhos
de titânio, os valores encontrados para os diferentes íons avaliados nesta pesquisa
(Cr, Ni e Ti) nos dois aparelhos submetidos a ensaios estiveram dentro do limite de
detecção da técnica utilizada (Tabela 33, página 190). Este resultado corrobora com
os relatos de LAUSMAA, KASEMO et al. (1985), PROBSTER, LIN et al. (1992),
RONDELLI (1996) e NAKAGAWA, MATSUYA et al. (1999) que reportaram a excelente
resistência do titânio à corrosão em soluções teste variadas. Apesar dos aparelhos em
que bráquetes de titânio foram utilizados também apresentarem corrosão na região de
solda a ponto, como ocorreu nos aparelhos onde bráquetes de aço inoxidável foram
utilizados, os aparelhos com bráquetes de titânio (Figura 94 – página 195)
apresentaram menor ataque corrosivo quando comparados com os aparelhos de aço
inoxidável (Figura 95 – página 196), confirmando assim novamente excelência do
titânio em relação à resistência ao processo corrosivo.
Apesar dos bráquetes de titânio e de aço inoxidável (Figuras 31 e 32 –
página 144), assim como os arcos ortodônticos (Figura 30 – página 143) avaliados
nesta investigação apresentarem irregularidades no acabamento de superfície dos
materiais adquiridos comercialmente, não houve qualquer indício de corrosão,
segundo avaliação destes materiais em microscopia ótica e eletrônica de varredura.
Isto veio confirmar o estado passivo das ligas constituintes tanto dos bráquetes quanto
dos arcos ortodônticos frente à saliva artificial utilizada, com ou sem fluoreto, nesta
investigação.
É conhecido que os bráquetes de aço inoxidável são formados por partes
distintas e que entre sua base e a porção em que se encontram as aletas e a ranhura
há uma camada de solda, normalmente à base de prata. Este foi o tipo de bráquete
utilizado neste pesquisa. Apesar dos procedimentos de solda reduzirem a resistência à
corrosão do aço inoxidável devido à quebra do filme de passivação, este filme em
219
pouco tempo será restaurado naturalmente quando exposto ao ar. Isto foi comprovado
nesta pesquisa, uma vez que os bráquetes de aço inoxidável não mostraram indícios
de deterioração pelo processo corrosivo, mesmo apresentando irregularidades no
acabamento de superfície, o que caracterizou o restabelecimento do filme de
passivação.
Em relação aos bráquetes de titânio, os aqui utilizados nos ensaios
eletrolquímicos, são formados em peça única, não havendo, portanto, união por solda.
É conhecido que o titânio é altamente resistente à corrosão e que quando em
presença de íons fluoreto torna-se susceptível ao processo corrosivo. Dessa forma,
era de se esperar alguma deterioração deste material em presença de soluções
fluoretadas, o que não foi verificado nesta investigação, pelo menos na concentração
de flúor utilizada. Apesar das irregularidades encontradas no acabamento de
superfície dos bráquetes de titânio não submetidos a ensaio, o óxido de titânio
formado, provavelmente TiO2, foi suficiente para impedir a ocorrência de reação de
oxi-redução. Tanto os bráquetes de aço inoxidável quanto os de titânio não
apresentaram evidência de deterioração decorrentes da presença do processo
corrosivo, avaliados em microscopia ótica e em microscopia eletrônica de varredura.
Os totais de íons liberados são inferiores aos valores estimados de
absorção diária pela dieta normal. A esse aspecto, soma-se o fato de que a
metodologia de ensaio aqui adotada leva a um processo mais severo de acúmulo de
íons no meio de exposição. No ambiente bucal, verifica-se um processo de renovação
constante da saliva e uma conseqüente diluição em termos de concentração iônica,
diferente do que é observado na exposição direta dos materiais metálicos a um
volume constante de saliva e sob polarização anódica que acelera a dissolução
metálica.
As ligas metálicas utilizadas clinicamente em tratamentos ortodônticos,
avaliadas nesta pesquisa, mostraram-se resistentes ao processo corrosivo. Nem
mesmo a corrosão galvânica dessas ligas foi verificada devido ao seu estado passivo.
220
Quando essas ligas foram avaliadas em um aparelho ortodôntico fixo, novamente
resistência à corrosão foi verificada. O processo corrosivo só foi identificado na região
em que foi utilizado soldagem dos tubos terminais nas bandas molares dos aparelhos
avaliados. Apesar de constatado liberação de íons dos experimentos realizados em
cada conjunto de aparelhos, sua concentração acumulada, em cada ensaio, foi inferior
aos valores consumidos diariamente na dieta.
É importante considerar que os resultados aqui obtidos não podem ser
aplicados irrestritamente na clínica, pois a saliva humana apresenta uma variedade de
condições não consideradas nesta pesquisa, devendo, portanto, serem pontuadas.
Por exemplo, a saliva artificial aqui empregada não possui proteínas em sua
constituição e ainda nem o volume e composição do fluxo salivar dos pacientes é
semelhante para todas as pessoas.
221
6. Conclusão
1. Foi observado corrosão localizada nos corpos de prova de aço inoxidável 304
e 316L, nos arcos ortodônticos de aço inoxidável pré-contornados e na liga
de cromo-níquel na saliva artificial com e sem flúor. As ligas de níquel-titânio
superelástico e termoativada, bem como a de titânio-beta apresentaram-se
passivas, não podendo ser identificado, portanto, corrosão localizada em
saliva artificial com e sem fluoreto.
2. A possibilidade de ocorrer corrosão galvânica nos materiais utilizados em
aparelhos ortodônticos fixos avaliados individualmente, não foi detectada.
Mesmos os materiais que apresentaram maior diferença de potencial não
levaram a incidência de correntes galvânicas expressivas em função da
passivação estável.
3. Os aparelhos ortodônticos fixos apresentaram resistência ao processo
corrosivo, apesar da diversidade de materiais empregados na sua
composição. Nem a corrosão galvânica foi identificada, uma vez que nos
ensaios corrente x tempo foi observado um pico de corrente inicial que com o
tempo tendeu a decrescer, mesmo nas ligas com presença de Ti em saliva
artificial fluoretada.
4. Corrosão foi constatada somente na região onde solda a ponto foi utilizada
para fixar o tubo terminal na banda molar, ambos materiais constituídos de
aço inoxidável.
5. Liberação de íons cromo e níquel foi comprovada nos aparelhos ortodônticos
avaliados,
porém
a
concentração
acumulada
identificada
em
cada
experimento esteve abaixo dos valores consumidos diariamente na dieta.
6. O aparelho ortodôntico constituído de bráquetes de titânio, tubo terminal de
aço inoxidável unido à banda por solda a ponto com eletrodo de cobre e arco
ortodôntico de aço inoxidável pré-contornado, foi o conjunto que apresentou
maior resistência ao processo corrosivo. Essa composição também
222
apresentou a menor taxa de íons liberados, podendo, dessa forma,
representar uma alternativa para o tratamento ortodôntico dos pacientes com
comprovada sensibilidade ao níquel.
223
7. Sugestões para trabalhos futuros
1. Avaliar a resistência à corrosão das ligas sem a presença de Ni (nickel free
alloys), determinando-se sua constituição metalúrgica, considerando também a
possibilidade de liberação de íons.
2. Estudar técnicas de melhoria dos procedimentos de soldagem utilizados na
montagem de um aparelho ortodôntico fixo.
3. Avaliar as ligas empregadas nesta pesquisa clinicamente, tanto dos bráquetes
quanto dos arcos ortodônticos.
4. Realizar experimentos nas condições aqui estudadas, adicionando-se tensão e
realizando dobras de compensação nos arcos ortodônticos.
224
8. Bibliografia
ACKERMAN, J.L., MUSICH, D.R., 1975, “A systematic modification of edgewise
therapy”, Am J Orthod v. 67, n. 2 (Feb), pp. 159-75.
ADA COUNCIL ON DENTAL MATERIALS, INSTRUMENTS, AND EQUIPMENT, 1982,
“Biological effects of nickel-containing dental alloys”, J Am Dent Assoc v. 104,
pp. 501-505.
________ “Status report on beta titanium orthodontic wires”, 1982a, J Am Dent Assoc
v. 105 (Oct), pp. 684-85.
ADAMS, D.M., POWERS, J.M., ASGAR, K., 1987, “Effects of brackets and ties on
stiffness of an archwire”, Am J Orthod Dentofac Orthop v. 91, n. 2 (Feb),
pp. 131-136.
AGAOGLU, G., ARUN, T., IZGÜ, B., et al., 2001, “Nickel and chromium levels in the
saliva and serum of patients with fixed orthodontic appliances”, Angle Orthod v.
71, n. 5, pp. 375 – 379. Erratum in: 2002, Angle Orthod v. 72, n.4 (Aug), p. 377.
Izgu, B [corrected to Izgi, B].
AMERICAN SOCIETY FOR METALS. Metals Handbook, 9 ed., Metals Park, Ohio,
v. 3, Properties and selection stainless steel, tool materials and special-purpose
metals, 1980.
ANDERSON, R.A., 1986, “Essential and Toxic Trace Elements in Human Health and
Disease”. Apud: AGAOGLU, G. ARUN, T., IZGÜ, B., et al., 2001, “Nickel and
chromium levels in the saliva and serum of patients with fixed orthodontic
appliances” Angle Orthod v. 71, n. 5, pp. 375 – 379.
ANDREASEN, G.F., HILLEMAN, T.B., 1971, “An evaluation of 55 cobalt substituted
Nitinol wire for use in orthodontics”, J Am Dent Assoc v. 82, n. 6 (Jun),
pp. 1373-75.
ANDREASEN, G.F., BARRETT, R.D., 1973, “An evaluation of cobalt-substituted Nitinol
wire in orthodontics”, Am J Orthod v. 63, n. 5 (May), pp. 462-70.
ANDREASEN, G.F., MORROW, R.E., 1978, “Laboratory and clinical analyses of Nitinol
wire”, Am J Orthod v. 73, n. 2 (Feb), pp. 142-51.
ANDREASEN, G.F., 1980(a), “Treatment advantages using Nitinol wire instead of 18-8
stainless steel wire with the edgewise bracket”, Quintessence Int v. 11, n. 12
(Dec), pp. 43-51.
225
________ 1980(b), “A clinical trial of alignment of teeth using a 0.019 inch thermal
Nitinol wire with a transition temperature range between 31°C and 45°C”, Am J
Orthod v. 78, n. 5 (Nov), pp. 528-537.
ANUSAVICE, K.J., Phillips’ Science of Dental Materials. 10 ed., Philadelphia, W.B.
Saunders Company, 1996.
ASM INTERNATIONAL Handbook Committee. Metals Handbook, 9 ed., v. 13, Ohio,
ASM International,1987.
AUTIAN J., 1984, “Carcinogenic potential of metals”, CDA J v. 12, n. 10 (Oct),
pp. 23-33.
AZEVEDO, L.B.S, 2003, Avaliação da resistência a corrosão de fios NiTi, termoativado
e superelástico, em presença de fluoreto. Tese* de M.Sc., COPPE/UFRJ, Rio de
Janeiro, RJ, Brasil.
AZEVEDO, L.B.S, PONCIANO, J.A.C. 2004, Influence of surface treatment on
corrosion resistance of orthodontic nickel titanium wires, Eurocorr, Nice, França.
BALTAZAR, C.M., ELIAS, C.N., CHEVITARESE, O., 1997, “Efeito da aplicação tópica
de flúor gel acidulado sobre superfície de titânio”, Rev Bras Implant, ano 3, v. 2
(mar-abr), p. 15-7.
BARCELOUX, D.G., 1999, “Nickel” J C Toxicol, v. 37, pp. 239-258.
BARD, J.A., 1976, In: Encyclopedia of electrochemistry of the element. Titanium, v. V,
New York: Marcel Dekker, pp. 305-95. Apud: TOUMELIN-CHEMLA, F.,
ROUELLE, F., BURDAIRON, G., 1996, “Corrosive properties of fluoridecontaining odontologic gels against titanium” J Dent v. 24, n. 1-2 (Jan-Mar),
pp. 109-15.
BARRETT, R,D., BISHARA, S.E., QUINN, J.K., 1993 “Biodegradation of orthodontic
appliances. Part I. Biodegradation of nickel and chromium in vitro” Am J Orthod
Dentofacial Orthop v. 103, n. 1 (Jan), p. 8-14.
BEAGUE, T.P., 1992, “Galvanic corrosion of Class II amalgam restorations in contact
with orthodontic brackets/bands” N Y State Dent J v. 58, n. 9 (Nov), pp. 48-9.
BERGE, M., GJERDET, N.R., ERICHSEN, E.S., 1982, “Corrosion of silver soldered
orthodontic wires” Acta Odontol Scand v. 40, n. 2, pp. 75-9.
BERGMAN, M., 1986, “Corrosion in the oral cavity – potential local and systemic
effects” Int Dent J v. 36, n. 1 (Mar), pp. 41-4.
226
BERGMAN, M., GINSTRUP, O., NILNER, K., 1978, “Potential and polarization
measurements in vivo of oral galvanism” Scand J Dent Res v. 86, n. 2 (Mar),
pp. 135-45.
BIEN, S.M., AYERS, H.D., 1959, “Solder joints on rustless alloys”, J Am Dent Assoc
v. 58, n. 5 (May), pp. 74-80.
BISHARA, S.E., WINTERBOTTOM, J.M., SULIEMAN, A-H.A., et al., 1995,
“Comparisons
of
the
thermodynamic properties of three nickel-titanium
orthodontic archwires”, Angle Orthod v. 65, n. 2, pp. 117-22.
BRANTLEY, W.A., ELIADES, T., Orthodontic Materials – Scientific and Clinical
Aspects, New York, Thieme, 2001.
BURSTONE, C.J., 1981, “Variable modulus orthodontics” Am J Orthod v. 80, n. 1
(July), pp. 1-16.
BURSTONE, C.J., GOLDBERG, J., 1980, “Beta titanium: a new orthodontic alloy”, Am
J Orthod v. 77, n. 2 (Feb), pp. 121-32.
BURSTONE, C.J., QIN, B., MORTON, J.Y., 1985, “Chinese NiTi wire: a new
orthodontic alloy”, Am J Orthod v. 87, n. 6 (June), pp. 445-52.
CAHOON, J.R., HOLTE, R.N., 1981, “Corrosion fatigue of surgical stainless stell in
synthetic physiological solution”, J Biomed Mater Res v. 15, n. 2 (Mar),
pp. 137-145.
CALLISTER JR, W.D.. Ciência e Engenharia de Materiais: uma introdução. 5a ed., Rio
de Janeiro, Editora LTC, 2002.
CHEN, R., ZHI, Y.F., ARVYSTAS, M.G., 1992, “Advanced Chinese NiTi alloy wire and
clinical observations” Angle Orthod v. 62, n. 1 (Spring), pp. 59-66. Erratum in:
1992, Angle Orthod v. 62, n. 3 (Fall), p. 164.
CONZ, M.B., SOARES, G.A., PONCIANO, J.A.C., 2002, “Efeito da aplicação de
fluoretos sobre a superfície de uma liga de Ti-Al-V”, Rev Bras Implant v.1
(jan-mar), pp. 10-3.
CRAIG, R.G. Cast and wrought base metal alloys. In: ________. Restorative Dental
Materials. Saint Louis, C.V. Mosby Company, 1987.
DeMELO, J.F., GJERDET, N.R., ERICHSEN, E.S., 1983, “Metal release from cobaltchromium partial dentures in the mouth”, Acta Odontol Scand v. 41, n. 2,
pp. 71-4.
227
DENKHAUS E, SALNIKOW K., 2002, “Nickel essentiality, toxicity and carcinogenicity”,
Crit Rev Oncol Hematol v. 42, n. 1 (Apr), pp. 35-56, Review.
DENVER, P.I., 1958, Heat treatment of orthodontic steel wire, Masters Thesis, Indiana
University. Apud: FILMORE, G.M., TOMLINSON, J.L., 1976, “Heat treatment of
cobalt chromium alloy wire”, Angle Orthod v. 46, n. 2 (Apr), pp. 187-95.
EDIE, J., ANDREASEN, G., 1980, “Surface corrosion of Nitinol and stainless wires”, J
Dent Res v. 59A, Abstr. N. 1035, p. 528.
EDIE, J.W., ANDREASEN, G.F., ZAYTOUN, M.P., 1981, “Surface corrosion of Nitinol
and stainless steel under clinical conditions”, Angle Orthod v. 51, n. 4 (Oct), pp.
319-324.
ELIADES, T., ATHANASIOU, A.E., 2002, “In vivo aging of orthodontic alloys:
implications for corrosion potential, nickel release, and biocompatibility”, Angle
Orthod v.72, n. 3 (June), pp. 222 – 237.
ELIADES, T., PRATSINIS, H., KLETSAS, D., et al., 2004, “Characterization and
cytotoxicity of ions released from stainless steel and nickel-titanium orthodontic
alloys”, Am J Orthod Dentofacial Orthop v. 125, n. 1 (Jan), p.24-9.
ES-SOUNI, M., FISCHER-BRANDIES, H., ES-SOUNI, M., 2003, “On the in vitro
biocompatibility of Elgiloy, a co-based alloy, compared to two titanium alloys”,
J Orofac Orthop v. 64, n. 1 (Jan), pp. 16-26.
EVANS, T.J.W., DURNING, P., 1996, “Aligning archwires. The shape of things to
come? – A forth and fifth phase of force delivery”, Br J Orthod v. 23, n. 3 (Aug),
pp. 269-75.
FACCIONI, F., FRANCESCHETTI, P., CERPELLONI, M., et al., 2003, “In vivo study on
metal release from fixed orthodontic appliances and DNA damage in oral mucosa
cells”, Am J Orthod Dentofacial Orthop v. 124, n. 6 (Dec), pp. 687-93, discussion
pp. 693-4.
FILLMORE, G.M., TOMLINSON, J.L., 1976, “Heat treatment of cobalt-chromium alloy
wire”, Angle Orthod v. 46, n. 2 (Apr), pp. 187-95.
FOVET, Y., POURREYRON, L., GAL, J.Y., 2000, “Corrosion by galvanic coupling
between carbon fiber posts and different alloys” Dent Mater v. 16, n. 5 (Sept),
pp. 364-73.
228
FRANSEEN, S., Private communication. In: KUSY, R.P., 1997, “Areview of
contemporary archwires: Their properties and characteristics”, Angle Orthod
v. 67, n. 3, pp. 197-208.
FRANZ, G., 1982, “The frequency of allergy to dental materials”, J Dent Assoc S Afr
v. 37, n. 12 (Dec), pp. 805-10.
FUSAYAMA, T., KATAYORI, T., NOMOTO, S., 1963, “Corrosion of gold and amalgam
placed in contact with each other”, J Dent Res v. 42 (Sept-Oct), pp. 1183-97.
GAL, J.Y., FOVET, Y., 1995, “Rôle de la salive dans le comportement de certains
alliages et amalgames dentaires”, CR Acad Sci Paris, Ser II b, v. 321,
pp. 377-84. Apud FOVET, Y., POURREYRON, L., GAL, J.Y., 2000, “Corrosion by
galvanic coupling between carbon fiber posts and different alloys”, Dent Mater v.
16, n. 5 (Sept), pp. 364-73.
GASTON, N.G., 1951, “Chrome alloy in orthodontics”, Am J Orthod v. 37, n. 10 (Oct),
pp. 779-96.
GENTIL, V. Corrosão. 3a ed., Editora JC, Rio de Janeiro, 1996.
GIOKA, C., BOURAUEL, C., ZINELIS, S., et al., 2004, “Titanium orthodontic brackets:
structure, composition, hardness and ionic release”, Dent Mater v. 20, n. 7 (Sep),
pp. 693-700.
GJERDET, N.R., KALLUS, T., HENSTEN-PETTERSEN, A., 1987, “Tissue reactions to
implanted orthodontic wires in rabbits”, Acta Odontol Scand v. 45, n. 3 (June),
pp. 163-9.
GJERDET, N.R., ERICHSEN, E.S., REMLO, H.E., et al., 1991, “Nickel and iron in
saliva of patients with fixed orthodontic appliances”, Acta Odontol Scand v. 49,
n. 2 (Apr), pp. 73-8.
GOLDBERG, A.J., BURSTONE, C.J., 1979, “An evaluation of beta titanium alloys for
use in orthodontic appliances”, J Dent Res v. 58, n. 2 (Feb), pp. 593-9.
GOLDBERG, A.J., VANDERBY, R.Jr., BURSTONE, C.J., 1977, “Reduction in the
modulus of elasticity in orthodontic wires”, J Dent Res v. 56, n. 10 (Oct),
pp. 1227-31.
GOLDBERG, A.J., MORTON, J., BURSTONE, C.J., 1983, “The flexure modulus of
elasticity of orthodontic wires”, J Dent Res v. 62, n. 7 (July), pp. 856-8.
GRABER, T.M., VANARSDALL Jr., R.L. Orthodontics – Curent Principles and
Techniques. 2nd Ed., St. Louis, Mosby, 1994.
229
GRIMSDOTTIR, M.R., HENSTEN-PETTERSEN, A., KULLMANN A., 1992, “Cytotoxic
effect of orthodontic appliances” Eur J Orthod v. 14, n. 1 (Feb), pp. 47-53.
GRIMSDOTTIR,
M.R.,
GJERDET,
N.R.,
HENSTEN-PETTERSEN,
A.,
1992,
“Composition and in vitro corrosion of orthodontic appliances”, Am J Orthod
Dentofacial Orthop v. 101, n. 6 (June), pp. 525-32.
GWINNETT, A.J., CEEN, R.F., 1979, “Plaque distribution on bonded brackets: a
scanning microscope study”, Am J Orthod v. 75, n. 6 (June), pp. 667-77.
HAMULA, D.W., HAMULA, W., SERNETZ, F., 1996, “Pure titanium orthodontic
brackets”, J Clin Orthod v. 30, n. 3 (Mar), pp. 140-4.
HARZER, W., SCHRÖTER, A., GEDRANGE, T., et al., 2001, “Sensitivity of titanium
brackets to the corrosive influence of fluoride-containing toothpaste and tea”,
Angle Orthod v. 71, n. 4 (Aug), pp. 318-23.
HEIDEMANN, J., WITT, E., FEEG, M., et al., 2002, “Orthodontic soldering techniques:
aspects of quality assurance in the dental laboratory”, J Orofac Orthop v. 63, n. 4
(July), pp. 325-38.
HENSTEN-PETTERSEN, A., LYBERG, T., 1984, “Dermatitt og stomatitt”, Nor.
Tannlaegeforen Tid. v. 94, p. 553. Apud: BERGMAN, M., 1986, “Corrosion in the
oral cavity – potential local and systemic effects”, Int Dent J v. 36, n. 1 (Mar),
pp. 41-4.
HERO, H., JORGENSEN, R., SORBRODEN, E., 1982, “A low-gold dental alloy:
structure and segregations”, J Dent Res v. 61, n. 11 (Nov), pp. 1292-8.
HOLLAND, R.I., 1980, “Galvanic currents between gold and amalgam”, Scand J Dent
Res v. 88, p. 269.
HOSCH, A., STRIETZEL, R., 1995, “Influence of the pH-value on the corrosion of
titanium”, J Dent Res v. 74, n. 3, p. 921.
HUANG, H-H., CHIU, Y-H., LEE, T-H., et al., 2003, “Ion release from NiTi orthodontic
wires in artificial saliva with various acidities”, Biomaterials v. 24, n. 20 (Sept),
pp. 3585-92.
HWANG, C.J., SHIN, J.S., CHA, J.Y., 2001, “Metal release from simulated fixed
orthodontic appliances”, Am J Orthod Dentofacial Orthop v. 120, n. 4 (Oct),
pp. 383-91.
230
HUNT, N.P., CUNNINGHAM, S.J., GOLDEN, C.G., et al., 1999, “An investigation into
the effects of polishing on surface hardness and corrosion of orthodontic
archwires”, Angle Orthod v. 69, n. 5 (Oct), pp. 433-440.
HURST, C.L., DUNCANSON, M.G.Jr., NANDA, R.S., et al., 1990, “An evaluation of the
shape-memory phenomenon of nickel-titanium orthodontic wires”, Am J Orthod
Dentofacial Orthop v. 98, n. 1 (July), pp. 72-6.
IDA, K., TSUTSUMI, S., TOGAYA, T., 1980, “Titanium or titanium alloys for dental
casting”, J Dent Res v. 59: 985, Abst. n° 397 IADR.
JANSON, G.R., DAINESI, E.A., CONSOLARO, A., et al., 1998, “Nickel hypersensitivity
reaction before, during, and after orthodontic therapy”, Am J Orthod Dentofac
Orthop v. 113, n. 6 (June), pp. 655 – 660.
JENSEN, C.S., LISBY, S., BAADSGAARD, O., et al., 2003, “Release of nickel ions
from stainless steel alloys used in dental braces and their patch test reactivity in
nickel-sensitive individuals”, Contact Dermatitis v. 48, n. 6 (June), pp. 300-04.
JOHANSSON, B., LUNDMARK, L., 1984, “Direct and indirect registration of currents
between dental metallic restorations in the oral cavity”, Scand J Dent Res v. 92,
n. 5 (Oct), pp. 476-9.
JOHANSSON, B., STENMAN, E., BERGMAN, M., 1984, “Clinical study of patients
referred for investigation regarding so-called oral galvanism”, Scand J Dent Res
v. 92, n. 5 (Oct), pp. 469-75.
KELLER F.J., GETTYS, W.E., SKOVE, M.J. Física – v. I, São Paulo, Ed. Makron
Books, 1999.
KEROSUO, H., KULLAA, A., KEROSUO, E. et al., 1996, “Nickel allergy in adolescents
in relation to orthodontic treatment and piercing of ears”, Am J Orthod Dentofacial
Orthop v. 109, n. 2 (Feb), pp. 148-54.
KEROSUO, H., MOE, G., HENSTEN-PETTERSEN, A., 1997, “Salivary nickel and
chromium in subjects with different types of fixed orthodontic appliances”, Am J
Orthod Dentofacial Orthop v. 111, n. 6 (June), pp. 595-8.
KHIER, S.E., BRANTLEY, W.A., FOURNELLE, R.A., 1991, “Bending properties of
superelastic and nonsuperelastic nickel-titanium orthodontic wires”, Am J Orthod
Dentofacial Orthop v. 99, n. 4 (Apr), pp. 310-8.
231
KOBAYASHI, S., OHGOE, Y., OZEKI, K. et al., 2005, “Diamond-like carbon coatings
on orthodontic archwires”, Diamond and Related Materials v. 14, n. 3-7
(Mar-July), pp. 1094-7.
KOHL, R.W., 1964, “Metallurgy in orthodontics”, Angle Orthod v. 34, n. 1 (Jan),
pp. 37-52.
KUMMER, F.J., ROSE, R.M., 1983, “Corrosion of titanium/cobalt-chromium alloy
couples”, J Bone Joint Surg Am v. 65, n. 8 (Oct), pp. 1125-6.
KUSY, R.P., 1981, “Comparison of nickel-titanium and beta titanium wire sizes to
conventional orthodontic arch wire materials”, Am J Orthod v. 79, n. 6 (June),
pp. 625-9.
________ 1997, “A review of contemporary archwires: their properties and
characteristics”, Angle Orthod v. 67, n. 3, pp. 197-207, Review.
LAUSMAA, J., KASEMO, B., HANSSON, S., 1985, “Accelerated oxide grown on
titanium implants during autoclaving caused by fluorine contamination”,
Biomaterials v. 6, n. 1 (Jan), pp. 23-7.
LEITÃO, J., HEGDAHL, T., 1981, “On the measuring of roughness”, Acta Odontol
Scand v. 39, pp. 379-384.
LENZA, M.A., MOORE, R.N., COHEN, D.M., et al., 1993, “Nickel sensitivity to
orthodontic archwires”, J Dent Res v. 72 (Mar), Abstracts. Special Issue, p. 368.
LOPES, I., GOLDBERG, J., BURSTONE, C.J., 1979, “Bending characteristics of ntinol
wire”, Am J Orthod v. 75, n. 5 (May), pp. 569-75.
MAIJER, R., SMITH, D.C., 1982, “Corrosion of orthodontic bracket bases”, Am J
Orthod v. 81, n. 1 (Jan), pp. 43-8.
MANCEUR, A., CHELLAT, F., MERHI, Y., et al., 2003, “In vitro cytotoxicity evaluation
of a 50.8% NiTi single crystal”, J Biomed Mater Res A v. 67, n. 2 (Nov),
pp. 641-6.
MARCOTTE, M.R. Biomecânica em Ortodontia. São Paulo, Ed. Santos, 1993.
MATASA, C., 1995, “Trend: good bye Ni, welcome Co, Mn”, The Orthodontic Materials
Insider v. 8, n. 4 (Dec), pp. 1-6.
MCKAY, G.C., MACNAIR, R., MACDONALD, C., et al., 1996, “Interactions of
orthopaedic metals with an immortalized rat osteoblast cell line”, Biomaterials
v. 17, n. 13 (July), pp. 1339-44.
232
MEARS, D.C., 1975, “The use of dissimilar metals in surgery”, J Biomed Mater Res
v. 9, n. 4 (July), pp. 133-48.
MENEZES, L.M., 2000, Reações aos metais utilizados em Ortodontia. Tese de D.Sc.,
FACULDADE DE ODONTOLOGIA/UFRJ, Rio de Janeiro, RJ, Brasil.
METAL PHOBIA AND METAL CONTRA-INDICATORS IN FIXED PROSTHETICS,
1995, Clin Res Assoc Newsl v. 19, n. 7.
MIMURA H., MIYAGAWA, Y., 1996, “Electrochemical corrosion behavior of titanium
castings: Part 1. Effects of degree of surface polishing and kind of solution”, Jpn J
Dent Mater Dev v. 15, pp. 283-95. Apud: NAKAGAWA, M., MATSUYA, S.,
SHIRAISHI, T., et al., 1999, “Effect of fluoride concentration and pH on corrosion
behavior of titanium for dental use”, J Dent Res v. 78, n. 9 (Sept), pp. 1568-72.
MIURA, F., MOGI, M., OHURA, Y., et al., 1986, “The super-elastic property of the
Japonese NiTi alloy wire for use in orthodontics”, Am J Orthod Dentofac Orthop
v. 90, n. 1 (July), pp. 1-10.
MIZRAHI, E., SMITH, D.C., 1971, “Direct attachment of orthodontic brackets to dental
enamel. A preliminary clinical report”, Br Dent J v. 130, n. 9 (May), pp. 392-6.
MOCKERS, O., DEROZE, D., CAMPS, J., 2002, “Cytotoxicity of orthodontic bands,
brackets and archwires in vitro”, Dent Mater v. 18, n. 4 (June), pp. 311-7.
MOFFA, J.P., BEDK, W.D., HOKE, A.W., 1977, “Allergic response to nickel containing
dental alloys” (abstr.), J Dent Res v. 56:B78.
MOHLIN, B., MULLER, H., ODMAN, J., et al., 1991, “Examination of Chinese NiTi wire
by a combined clinical and laboratory approach”, Eur J Orthod v. 13, n. 5 (Oct),
pp. 386-91.
MONDELLI, J. Ligas alternativas para restaurações fundidas. 1ª ed., São Paulo, Ed.
Panamericana, 1995.
NAKAGAWA, M., MATSUYA, S., SHIRAISHI, T., et al., 1999, “Effect of fluoride
concentration and pH on corrosion behavior of titanium for dental use”, J Dent
Res v. 78, n. 9 (Sept), pp. 1568-72.
NILNER, K., 1981, “Studies of electrochemical action in the oral cavity”, Swed Dent J
Suppl v. 9, pp. 1-42.
O’BRIEN, W.J. Dental Materials and Their Selection. 2a ed., Chicago, Quintessence
Publishing Co, 1997.
233
OSHIDA, Y., SACHDEVA, R.C., MIYAZAKI, S., 1992, “Microanalytical characterization
and surface modification of TiNi orthodontic archwires”, Biomed Mater Eng v. 2,
n. 2 (Summer), pp. 51-69.
OTULAKOWSKA, J., KRYSINSKI, Z., JOZWIAK, K., et al., 2002 “Biocorrosion of
dental alloys in oral environment”, J Dent Res v. 81, Spec. Issue B, pp. B-273.
PACHECO, M.C.T., 1995, Propriedades mecânicas, resistência à corrosão e
citotoxicidade das soldagens ortodônticas. Tese de D.Sc., FACULDADE DE
ODONTOLOGIA/UFRJ, Rio de Janeiro, RJ, Brasil.
POHLER, O.E.M, STRAUMANN, F., 1980, “Fatigue and Corrosion Fatigue Studies on
Stainless-Steel Implant Material”, in Evaluation of Biomaterials, G.D. Winter, J.L.
Leray and K.de Groot, Ed. John Wiley & Sons, p. 89-113. Apud AMERICAN
SOCIETY FOR METALS, 1980, Metals Handbook, 9 ed., Metals Park, Ohio, v. 3,
Properties and selection stainless steel, tool materials and special-purpose
metals.
PROBSTER, L., LIN, W., HUTTEMAN, H., 1992, “Effect of fluoride prophylactic agents
on titanium surface”, Int J Oral Maxillofac Implants, pp. 390-94.
PROFFIT, W.R. Contemporary Orthodontics. 2nd Ed., St. Louis, Mosby, 1992.
PRYSTOWSKY, S.D., ALLEN, A.M., SMITH, R.W., et al., 1979, “Allergic contact
hypersensitivity to nickel, neomycin, ethylediamine and benzocaine”, Arch
Dermatol v. 115, n. 8 (Aug), pp. 959-62.
RECLARU, L., MEYER J.M., 1994, “Study of corrosion between a titanium implant and
dental alloys”, J Dent v. 22, n. 3 (June), pp. 159-68.
ROCHER, P., EL MEDAWAR, L., HORNEZ, J.C., et al., 2004, “Biocorrosion and
cytocompatibility assessment of NiTi shape memory alloys”, Scripta Materialia
v. 50, n. 2 (Jan), pp. 255-60.
RONDELLI, G., 1996, “Corrosion resistance tests on NiTi shape memory alloy”,
Biomaterials v. 17, n. 20 (Oct), pp. 2003-8.
RONDELLI, G., VICENTINI, B., 1999, “Localized corrosion behaviour in simulated
human body fluids of commercial Ni-Ti orthodontic wires”, Biomaterials v. 20, n. 8
(Apr), pp. 785-92.
SARKAR, N.K., SCHWANINGER, B., 1980, “The in vivo corrosion of Nitinol wire”, J
Dent Res v. 59A, Abstr. N. 1035, p. 528.
234
SARKAR, N.K., REDMOND, W., SCHWANINGER, B.M., et al., 1983, “The chloride
corrosion behavior of four orthodontic wires”, J Oral Rehabil v. 10, n. 2 (Mar),
pp.121-8.
SCHIFF, N., GROSGOGEAT, B., DALARD, F., et al., 2002, “Corrosion of titanium and
its alloys in fluoridated and acidic environment”, J Dent Res v. 81, Spec. Issue B,
p. B-273.
SCHIFF, N., GROSGOGEAT, B., LISSAC, M., et al., 2004, “Influence of fluoridated
mouthwashes on corrosion resistance of orthodontics wires”, Biomaterials v. 25,
n. 19 (Aug), pp. 4535-42.
SCHRIEVER, W., DIAMOND, L.E., 1952, “Electromotive forces and electric currents
caused by metallic dental fillings”, J Dent Res v. 31, n. 2 (Apr), pp. 205-29.
SCHUSTER, G., REICHLE, R., BAUER, R.R., et al., 2004, “Allergies induced by
orthodontic alloys: incidence and impact on treatment. Results of a survey in
private orthodontic offices in the Federal State of Hesse, Germany”, J Orofac
Orthop v. 65, n. 1 (Jan), pp. 48-59.
SCHWANINGER, B., SARKAR, N.K., FOSTER, B.E., 1982, “Effect of long-term
immersion corrosion on the flexural properties of Nitinol”, Am J Orthod v. 82, n. 1
(July), pp. 45-9.
SIIRILA, H.S., KONONEN, M., 1991, “The effect of oral topical fluorides on the surface
of commercially pure titanium”, Int J Oral Maxillofac Implants v. 6, n. 1 (Spring),
pp. 50-4.
SMITH, W.F. Pincípios de Ciência e Engenharia dos Materiais. 3a ed. Portugal, Ed
McGRAW-HILL, 1996.
STAERKJAER, L., MENNÉ, T., 1990, “Nickel allergy and orthodontic treatment”, Eur J
Orthod v. 12, n. 3 (Aug), pp. 284-9.
STAFFOLANI, N., DAMIANI, F., LILLI, C., et al., 1999, “Ion release from orthodontic
appliances”, J Dent v. 27, n. 6 (Aug), pp. 449-54.
STEPHENS, C.D., HOUSTON, W.J.B., WATERS, N.E., 1971, “Multiple strand arches”,
Dent Practit Dent Rec v. 22, n. 4 (Dec), pp. 147-9.
STRUB, J.R., EYER, C.S., SARKAR, N.K., 1986, “Heat treatment, microstructure and
corrosion of a low-gold casting alloy”, J Oral Rehabil v. 13, n. 6 (Nov), pp. 521-8.
TADA, H., SHIHO, O., KUROSHIMA, K., et al., 1986, “An improved colorimetric assay
for interleukin-2”, J Immunol Methods v. 93, n. 2 (Nov), pp. 157-65.
235
TAIRA, M., MOSER, J.B., GREENER, E.H., 1989, “Studies of Ti alloys for dental
castings”, Dent Mater v. 5, n. 1 (Jan), pp. 45-50.
THUROW, R.C. Edgewise Orthodontics. 3a ed. Saint Louis, The C. V. Mosby
Company Ed, 1972.
TINANOFF, N., MANWELL, M.A., ZAMECK, R.N., et al., 1989, “Clinical and
microbiological effects of daily brushing with either NaF or SnF2 gels in subjects
with fixed or removable dental prostheses”, J Clin Periodontol v. 16, n. 5 (May),
pp. 284-90.
TOMPSON, N.G., BUCHOVAN, R.A., LEMONS, J.E., 1979, “In vitro corrosion of Ti6Al-4V and type 316L stainless steel when galvanically coupled with carbon”, J
Biomed Mater Res v. 13, n. 1 (Jan), pp. 35-44.
TOMS, A.P., 1988, “The corrosion of orthodontic wire”, Eur J Orthod v. 10, n. 2 (May),
pp. 87-97.
TONNER, R.I., WATERS, N.E., 1994, “The caracteristics of superelastic NiTi wires in
three point bending, Part I: the effect of temperature”, Eur J Orthod v. 16, n. 5
(Oct), pp. 409-19.
TOUMELIN-CHEMLA, F., ROUELLE, F., BURDAIRON, G., 1996, “Corrosive properties
of fluoride-containing odontologic gels against titanium”, J Dent v. 24, n. 1-2
(Jan-Mar), pp. 109-15.
Van der BURG, C.K., BRUYNZEEL, D.P., VREEBURG, K.J., et al., 1986, “Hand
eczema in hairdressers and nurses: a prospective study. I. Evaluation of atopy
and nickel”, Contact Dermatitis v. 14, n. 5 (May), pp. 275-9.
WALKER, M.P., WHITE, R.J., KULA, K.S., 2005, “Effect of fluoride prophylactic agents
on the mechanical properties of nickel-titanium-based orthodontic wires”, Am J
Orthod Dentofacial Orthop v. 127, n. 6 (June), pp. 662-9.
WALTERS, N.E., HOUSTON, W.J.B., STEPHENS, C.D., 1981, “The characterization
of arch wires for the initial alignment of irregular teeth”, Am J Orthod v. 79, n. 4
(Apr), pp. 373-89.
WATANABE, I., WATANABE, E., 2003, “Surface changes induced by fluoride
prophylactic agents on titanium-based orthodontic wires”, Am J Orthod
Dentofacial Orthop v. 123, n. 6 (June), pp. 653-6.
WEST, J.M., 1970, “Applications of potentiostats in corrosion studies”, Br Corros J v. 5
(Mar), pp. 65-71.
236
WEVER, D.J., VELDHUIZEN, A.G., SANDERS, M.M., et al., 1997, “Cytotoxic, allergic
and genotoxic activity of a nickel-titanium alloy”, Biomaterials v. 18, n. 16 (Aug),
pp. 1115-20.
WIDU, F., DRESCHER, D., JUNKER, R., et al., 1999, “Corrosion and biocompatibility
of orthodontic wires”, J Mater Sci Mater Med v. 10, n. 5 (May), pp. 275-81.
WILLIAMS, D.F., ROAF, R. Implants in surgery. London, W. B. Saunders, 1973. Apud:
ADA COUNCIL ON DENTAL MATERIALS, INSTRUMENTS, AND EQUIPMENT,
1982a, “Status report on beta titanium orthodontic wires”, J Am Dent Assoc
v. 105 (Oct), p. 684-85.
ZANARINI, M., SOLMI, R., MARTINI, D., et al., 2002, “In vitro cytotoxicity of soldering
and welding in orthodontic practice”, J Dent Res v. 81, Spec. Issue B, p. B-273.
237
9. Glossário
AFM: Microscopia de Força Atômica
AISI: Instituto Americano do Ferro e Aço
ASTM: American Society for Testing and Materials
Bioquímica humoral – Bioquímica relacionada ao desenvolvimento do sistema de
defesa humoral.
Bruxismo - Ato de apertar ou ranger os dentes, com distintos graus de intensidade.
Células apoptóticas - Células em processo de morte celular.
Células de aeração diferencial - Região restrita de uma amostra onde a
concentração de oxigênio difere do restante da amostra.
CoCr: liga de cobalto-cromo
CoCrNi: liga de cobalto-cromo-níquel
Composições binária ou ternária - Composição binária – liga constituída por dois
metais diferentes; Composição ternária – liga constituída por três metais diferentes.
Conformabilidade - Habilidade de se mudar a forma de um material segundo uma
configuração exigida – EVANS E DURNING, 1996.
Crévice ou pite - Tipos de corrosão que podem ocorrer em uma liga metálica.
CuNiTi: liga de cobre-níquel-titânio
Deformação plástica a frio - Operação de conformação de um metal que seja
executada abaixo da temperatura de recristalização do metal.
Desativação - Perda da capacidade do fio de exercer movimentação ortodôntica.
Ductilidade - Representa uma medida do grau de deformação plástica que foi
suportado quando da fratura de um dado material – CALLISTER, 2002.
Dureza do aparelho ortodôntico – Relação entre força solicitante e deformação
resultante de um aparelho ortodôntico. Medida de rigidez do aparelho.
EDS: Espectrometria de Energia Dispersiva
238
Encruamento - Aumento na dureza e na resistência de um metal dúctil à medida que
ele é submetido a uma deformação plástica abaixo da sua temperatura de
recristalização – CALLISTER, 2002.
Extensão de trabalho - Tempo decorrente entre consultas em que o fio ortodôntico
estará dissipando força.
Faixa de ativação - Tempo em que o fio ortodôntico estará ativo dentro da ranhura do
bráquete ortodôntico.
FeCrNi: liga de ferro-cromo-níquel
Filme de passivação – Óxido protetor formado na superfície da liga que lhe confere
um estado de quase imunidade à corrosão (passivação) à liga.
Hialinização - Desaparecimento de células com mudanças na substância intercelular.
Homeostase celular - Estado de equilíbrio celular em relação às suas várias funções
e à sua composição química.
Hospedeiro - Paciente, pessoa que está apresentando a reação imunológica.
Meta-estável: estado de estabilidade relativa, não correspondendo a rigor a uma
condição de estabilidade absoluta sob o ponto de vista termodinâmico.
Metais base – Refere-se aos elementos metálicos que são quimicamente reativos em
seu ambiente.
MEV: Microscopia Eletrônica de Varredura
Módulo de elasticidade - Razão entre a tensão e a deformação quando a
deformação é totalmente elástica; é uma medida de rigidez de um material –
CALLISTER, 2002.
Momento de inércia - Define-se momento de inércia de um objeto em relação a um
eixo como sendo a propriedade do objeto que o faz resistir a uma variação em sua
velocidade angular em relação àquele eixo – KELLER, GETTYS e SKOVE, 1999.
NACE: National Association of Corrosion Engineers
Necrose - Morte, degeneração.
NiCr: liga de níquel-cromo
239
NiTi SE: liga de níquel-titânio superelástico
NiTi TA: liga de níquel-titânio termoativado
NiTi: liga de níquel-titânio
NiTi-A: liga de níquel-titânio austenítico
NiTiCo: liga de níquel-titânio-cobalto
NiTi-M: liga de níquel-titânio martensítico
Nitinol: marca comercial de uma liga de níquel-titânio
Ômegas - Dobras terminais no fio para amarrar o arco ortodôntico.
Osteoblasto - Célula formadora de osso.
Osteoclastos - Macrófagos, freqüentemente multinucleados, responsáveis pela
absorção óssea.
Propriedades - Características de um material expressa em termos da resposta
medida para um estímulo específico que é imposto – CALLISTER, 2002.
Quantidade de trabalho - Período compreendido desde a inserção de um fio
ortodôntico dentro da ranhura de um bráquete, estando ele deflexionado (ativo), até
tornar-se totalmente plano (desativado).
Recuperação elástica - Capacidade de um fio ser deformado sem sofrer deformação
permanente – EVANS e DURNING, 1996.
Resiliência - Capacidade de um material em absorver energia quando deformado
elasticamente.
Restauração MOD - Restauração que abrange as faces mesial, oclusal e distal de um
elemento dentário posterior.
Revenido - Tratamento térmico em que um aço martensítico é aquecido até a uma
temperatura (entre 250 e 650°C) abaixo da temperatura eutetóide durante um intervalo
de tempo específico – CALLISTER, 2002.
Rigidez - Resistência de um elemento (fio) à sua deformação elástica – CALLISTER,
2002. É proporcional ao módulo de elasticidade e à seção transversa do fio.
240
Representa a magnitude de força liberada por um fio para uma dada deflexão –
EVANS e DURNING, 1996.
SCE: Eletrodo de Calomelano Saturado
Sensitização - Tendência à corrosão intergranular causada por precipitação de fases
em contornos de grão.
Técnica Edgewise - Técnica que utiliza bráquetes com encaixe retangular onde
podem ser inseridos fios de secção curcular, quadrada ou retangular.
Temperatura de transição - Aquela variação de temperatura acima da qual a liga
muda de estrutura de martensítica até a fase austenítica – EVANS e DURNING, 1996.
Tempo de trabalho - Período compreendido desde a inserção de um fio ortodôntico
dentro do encaixe de um bráquete, estando ele deflexionado (ativo), até tornar-se
totalmente plano (desativado).
Teste de dobragem a frio - Dobramento a uma temperatura inferior à temperatura de
recristalização.
Ti-β: liga de titânio-beta
TiNb: liga de titânio-nióbio
TMA: liga de titânio-beta, titânio-molibdênio
Trabalho a frio - Deformação plástica produzida abaixo da TR (temperatura de
recristalização).
Twistflex - Marca comercial de um fio de aço inoxidável de três filamentos trançados
um ao redor do outro.
WDS: Espectrometria de Comprimento de Onda Dispersiva
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