Introdução aos materiais dentários, 3ª ed by Carlos Rocha

INTRODUÇÃO AOS

MATERIAIS DENTÁRIOS

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INTRODUÇÃO AOS

MATERIAIS DENTÁRIOS TERCEIRA EDIÇÃO

RICHARD

VAN

NOORT BSc DPhil

Professor in Dental Materials Science, Department of Restorative Dentistry University of Shefﬁeld, Shefﬁeld, UK

Do original: Introduction to Dental Materials, 3rd Edition © 1994, Times Mirror International Publishers Limited. © 2002, Elsevier Science Limited. © 2007, Elsevier Limited. Tradução autorizada do idioma inglês da edição publicada por Mosby – um selo editorial Elsevier Inc. ISBN: 978-0-7234-3404-7 © 2010 Elsevier Editora Ltda. Todos os direitos reservados e protegidos pela Lei 9.610 de 19/02/1998. Nenhuma parte deste livro, sem autorização prévia por escrito da editora, poderá ser reproduzida ou transmitida sejam quais forem os meios empregados: eletrônicos, mecânicos, fotográficos, gravação ou quaisquer outros. ISBN: 978-85-352-3547-0 Capa Folio Design Editoração Eletrônica Rosane Guedes Elsevier Editora Ltda. Conhecimento sem Fronteiras Rua Sete de Setembro, nº 111 – 16º andar 20050-006 – Centro – Rio de Janeiro – RJ Rua Quintana, nº 753 – 8º andar 04569-011 – Brooklin – São Paulo – SP Serviço de Atendimento ao Cliente 0800 026 53 40 sac@elsevier.com.br Preencha a ficha de cadastro no final deste livro e receba gratuitamente informações sobre os lançamentos e promoções da Elsevier. Consulte também nosso catálogo completo, os últimos lançamentos e os serviços exclusivos no site www.elsevier.com.br.

NOTA O conhecimento médico está em permanente mudança. Os cuidados normais de segurança devem ser seguidos, mas, como as novas pesquisas e a experiência clínica ampliam nosso conhecimento, alterações no tratamento e terapia à base de fármacos podem ser necessárias ou apropriadas. Os leitores são aconselhados a checar informações mais atuais dos produtos, fornecidas pelos fabricantes de cada fármaco a ser administrado, para veriﬁcar a dose recomendada, o método e a duração da administração e as contraindicações. É responsabilidade do médico, com base na experiência e contando com o conhecimento do paciente, determinar as dosagens e o melhor tratamento para cada um individualmente. Nem o editor nem o autor assumem qualquer responsabilidade por eventual dano ou perda a pessoas ou a propriedade originada por esta publicação. O Editor

CIP-BRASIL. CATALOGAÇÃO-NA-FONTE SINDICATO NACIONAL DOS EDITORES DE LIVROS, RJ N741i Noort, Richard van Introdução aos materiais dentários / Richard van Noort ; [tradução Débora Rodrigues Fonseca... et al.]. - Rio de Janeiro : Elsevier, 2010. il. Tradução de: Introduction to dental materials, 3rd ed Inclui bibliograﬁa ISBN 978-85-85-352-3547-0 1. Materiais dentários. I. Título. 09-5268. 05.10.09

CDD: 617.695 CDU: 616.314-7 06.10.09

015532

Richard van Noort tem o direito de ser identiﬁcado como autor desta obra de acordo com o Copyright, Designs and Patents Act, 1988.

REVISÃO CIENTÍFICA E TRADUÇÃO

REVISÃO CIENTÍFICA

Alessandra Reis Professora Adjunta do Departamento de Dentística da Universidade Estadual de Ponta Grossa, PR Doutora em Materiais Dentários pela Faculdade de Odontologia da Universidade de São Paulo (USP)

Alessandro Dourado Loguercio Professor Adjunto do Departamento de Dentística da Universidade Estadual de Ponta Grossa, PR Doutor em Materiais Dentários pela Faculdade de Odontologia da USP Mestre em Dentística pela Faculdade de Odontologia da Universidade Federal de Pelotas, RS

TRADUÇÃO Adriana do Socorro Lima Figueiredo (Caps. 1.4, 3.2. 3.5) Especialista em Implantodontia pela Universidade Camilo Castelo Branco (Unicastelo), SP Cirurgiã-dentista pela Universidade Federal do Pará

Débora Rodrigues Fonseca (Caps. 2.1, 2.3 a 2.5 e 2.7) Mestre em Anatomia (Ciências Morfológicas) pela Universidade Federal do Rio de Janeiro (UFRJ) Especialista em Cirurgia e Traumatologia Bucomaxilofacial pela UFRJ Cirurgiã Bucomaxilofacial do Hospital Geral do Andaraí, RJ Subchefe do Serviço de Cirurgia e Traumatologia Bucomaxilofacial do Hospital Estadual Getulio Vargas, RJ

Lorena Da Rós Gonçalves (Caps. 1.1 e 1.7 a 1.9) Professora do Instituto Orthodontic da Fatec, Niterói, RJ Mestre e Especialista em Periodontia pela UFRJ Especialista em Implantodontia pela Universidade Federal do Espírito Santo (UFES) Graduada em Odontologia pela UFES

Marco Antonio Gallito (Caps. 1.6 e 1.10) Professor Adjunto de Clínica Integrada da Universidade Federal Fluminense (UFF) Doutor Mestre e Especialista em Dentística pela Universidade do Estado do Rio de Janeiro (UERJ)

REVISÃO CIENTÍFICA E TRADUÇÃO

Mariana Alves de Sá Siqueira (Caps. 1.5, 2.2 e Índice) Doutoranda em Periodontia pela UERJ Mestre em Ciências (pós-graduação em Ciências Médicas) pela UERJ Especialista em Periodontia pela Universidade Veiga de Almeida (UVA), RJ Graduada em Odontologia pela UERJ

Mariana Ribeiro de Moraes Rego (Caps. 3.6 a 3.8) Professora Assistente do Departamento de Prótese da UERJ Mestre em Reabilitação Oral pela Faculdade de Odontologia de Bauru (FOB-USP)

Mayra Cardoso (Cap. 3.4) Mestre em Prótese Dentária pela UERJ Especialista em Prótese Dentária pela Universidade do Grande Rio (Unigranrio), RJ

Rodrigo Melo do Nascimento (Cap. 3.9) Pós-graduado em Radiologia Oral (lato sensu) pela UFRJ Graduado em Odontologia pela UFRJ

Sarah Aparecida Ferreira Antero (Caps. 1.2, 2.6 e 3.1) Ex-residente e Especialista em Cirurgia e Traumatologia Bucomaxilofaciais pela UERJ Especialista em Estomatologia pela UFRJ Integrante da equipe de CTBMF do Hospital Geral de Bonsucesso e do Hospital Estadual Getulio Vargas, RJ

Vinícius Farias Ferreira (Caps. 1.3 e 3.3) Mestre em Clínica Odontológica (Periodontia) pela UFF Especialista em Prótese Dentária pela Puc-Rio

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PREFÁCIO

É raro um procedimento dentário restaurador que não utilize um material dentário de um modo ou de outro. Atualmente, com o rápido desenvolvimento dos materiais dentários, a sobrevida típica dos materiais dentários, antes de sua modificação ou substituição, pode algumas vezes ser menor que 3 anos. Portanto, dentro de um período muito curto, muitos materiais atualmente em uso serão substituídos por novos. Temos presenciado a introdução de novos materiais restauradores, tais como cimentos de ionômero de vidro modificado por resina e compômeros, e o desenvolvimento de novos procedimentos para adesão em metais. A necessidade da terceira edição deste livro após apenas 6 anos de sua segunda edição é a prova de que mudanças rápidas estão ocorrendo. Assim, muito do aprendizado sobre os materiais obtido por um estudante de graduação será alterado ou substituído quando ele se tornar um clínico. Para acompanhar os rápidos avanços dos materiais dentários, o dentista precisa estar apto a avaliar o potencial desses materiais novos, o que requer mais que um conhecimento superficial dos materiais usados. O profundo conhecimento e a análise da composição, da química e das propriedades dos materiais dentários fornecerão a base necessária para se alcançar isso. O dentista é o principal responsável sobre a origem dos produtos a serem utilizados no tratamento dentário do paciente, por conseguinte, precisa ter um conhecimento sólido sobre os materiais utilizados. Este livro é dividido em três seções, cada qual abordando um diferente aspecto da ciência dos materiais dentários.

SEÇÃO I: CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS Com capítulos sobre ligações atômicas, metais, cerâmicas e polímeros, essa seção descreve a estrutura dos materiais. Além disso, há outros capítulos que apresentam a terminologia usada na descrição do compor-

tamento físico, químico e mecânico dos materiais. E um capítulo em separado é dedicado aos princípios da adesão.

SEÇÃO II: MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO Essa seção trata dos materiais comumente usados no atendimento odontológico, incluindo amálgama dentário, resina composta e compômeros, cimentos de ionômero de vidro e cimentos de ionômero de vidro modiﬁcados por resina. São discutidas a composição, a química, as características de manipulação e as propriedades apropriadas para seu uso clínico. O capítulo sobre materiais intermediários aponta as questões relacionadas à proteção pulpar, o que também se faz presente no capítulo sobre materiais endodônticos – capítulo que foi ampliado para incluir informações sobre a ampla variedade de sistemas de pinos e núcleos. A adesão da resina ao esmalte e à dentina é abordada em um capítulo separado, reﬂetindo a alta importância desse assunto na prática clínica. Os materiais de moldagem também são discutidos nessa seção.

SEÇÃO III: MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS Nessa seção, são apresentados ao estudante os materiais usados pelos técnicos dentários na construção de próteses ﬁxas e removíveis. O conhecimento sobre os materiais disponíveis e sua utilização auxiliará no desenvolvimento da compreensão sobre o trabalho do técnico e facilitará a comunicação com os técnicos protesistas. Também foi incluído nessa seção um capítulo sobre cimentação, descrevendo a ampla variedade de materiais e procedimentos usados na Odontologia quando são realizadas restaurações indiretas.

viii

PREFÁCIO

A filosofia das edições anteriores deste livro era tornar a ciência dos materiais dentários facilmente acessível para o estudante de Odontologia. Embora haja uma tendência de se usar a oportunidade de uma nova edição para se mudar tudo, resisti a isso o máximo possível. Optei por manter a simplicidade e clareza que sinto ter alcançado na primeira edição. Entretanto, os leitores familiarizados com as edições anteriores observarão que, no intuito de refletir as mudanças nos materiais dentários de uso clínico, foram adicionadas muitas informações. Mantive os quadros de comentários ao longo do texto para enfatizar os pontos de importância clínica, os quais espero que o leitor continue achando útil. Deve-se observar que este livro foi elaborado com base na necessidade de conhecimento e é apenas o primeiro passo em direção ao processo de leitura independente

e avaliação crítica dos materiais dentários. Conforme o título sugere, esta obra representa apenas uma introdução aos materiais dentários e obviamente existe muito mais a ser aprendido. A lista de leitura complementar ao ﬁnal de cada capítulo foi atualizada novamente, e o leitor é instigado a aproveitar o conhecimento que pode ser adquirido ao se ampliar a leitura sobre um assunto. O objetivo deste livro é guiar os leitores por uma longa estrada para que se tornem clínicos bem-informados, que não saibam apenas o que deve ser feito e como deve ser feito, mas também por que deve ser feito. Acredito que o estudante da ciência dos materiais dentários encontrará neste livro o primeiro passo rumo à direção certa. R. van Noort 2007

SUMÁRIO

Prefácio vii

SEÇÃO UM CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

1.1

Biomateriais, biocompatibilidade e biomecânica 3

1.2

Uma perspectiva histórica 7

1.3

Estrutura atômica da matéria 13

1.4

Estrutura das cerâmicas 21

1.5

Estrutura dos metais e das ligas metálicas 27

1.6

Estrutura dos polímeros 33

1.7

Propriedades mecânicas 43

1.8

Propriedades físicas 51

1.9

Propriedades químicas 61

1.10 Princípios de adesão 67

SEÇÃO DOIS MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

2.1

Amálgamas dentários 79

2.2

Resinas compostas e resinas compostas modiﬁcadas por poliácido

2.3

Cimentos de ionômero de vidro e cimentos de ionômero de vidro modiﬁcados por resina 119

2.4

Materiais restauradores intermediários 135

2.5

Adesão ao esmalte e à dentina 143

2.6

Materiais endodônticos 161

2.7

Materiais de moldagem 175

SUMÁRIO

SEÇÃO TRÊS MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS 197 3.1

Produtos à base de gesso 199

3.2

Resinas para base de prótese 205

3.3

Ligas fundidas para restaurações metálicas 215

3.4

Cerâmicas odontológicas 225

3.5

Restaurações cerâmicas aderidas ao metal 233

3.6

Restaurações de cerâmica pura: núcleo cerâmico de alta resistência 243

3.7

Restaurações de cerâmica pura: cerâmicas unidas com resina 249

3.8

Agentes de cimentação 257

3.9

Aço inoxidável 277

Índice 285

SEÇÃO UM CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS Esta seção trata da relação entre a microestrutura e as propriedades dos materiais. Para entender por que diferentes materiais devem apresentar diversas propriedades e o que essas propriedades representam em relação ao seu uso, é necessário compreender algo sobre a ciência dos materiais. Como este livro não procura torná-lo cientista em materiais, mas dentista com um bom conhecimento em materiais dentários, apenas os aspectos do comportamento dos materiais que são pertinentes às aplicações odontológicas serão considerados.

As questões a serem abordadas nesta seção são: ■

■

Quais são as características microestruturais dos materiais? Como descrever as características comportamentais dos diferentes materiais?

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Capítulo 1.1

BIOMATERIAIS, BIOCOMPATIBILIDADE E BIOMECÂNICA

BIOMATERIAIS Os materiais restauradores odontológicos descritos neste livro são um subgrupo especial que geralmente são descritos como biomateriais. Quando um material é inserido sobre ou colocado em contato com o corpo humano, em geral é chamado de biomaterial. Um biomaterial pode ser deﬁnido como um material não vivo designado a interagir com sistemas biológicos. As três principais áreas de emprego dos biomateriais são: ■

■ ■

materiais dentários restauradores, por exemplo, materiais restauradores metálicos e resinosos, e ligas e cerâmicas fundidas para prótese ﬁxa e removível intraoral; implantes estruturais, por exemplo, implantes oral e maxilofacial e próteses articulares; implantes cardiovasculares, por exemplo, cateteres, prótese de válvulas cardíacas e vasos sanguíneos e membranas de diálise e oxigenador.

Neste livro iremos nos concentrar apenas nos materiais restauradores dentários. Um grande espaço é direcionado para dois aspectos importantes no seu uso: sua composição e suas propriedades características. Também há considerações sobre a biocompatibilidade e biomecânica, que devem ser consideradas no uso clínico.

BIOCOMPATIBILIDADE Quando um biomaterial é colocado em contato com os tecidos e ﬂuidos do corpo humano, invariavelmente existe alguma forma de interação entre o material e ambiente biológico. Essa interação é chamada biocompatibilidade. Um material pode ser dito biocompatível quando tem a qualidade de não ser destrutivo no ambiente biológico. É importante observar que essa interação ocorre de duas maneiras: o material pode ser afetado de algum modo pelo ambiente biológico, e, de modo equivalente,

o ambiente biológico pode ser afetado pelo material. Em ambas as vias, a interação deve ser benéfica ao paciente e, acima de tudo, deve ser segura para todos os pacientes contra qualquer reação colateral. As reações biológicas podem ocorrer no local ou distante do sítio de contato (p. ex., sistemicamente). A última, é uma consideração muito importante porque nem sempre estará aparente que os sintomas clínicos tais como reações dermatológicas, reumáticas ou neurais, estejam associados ao biomaterial. Tanto o paciente como os profissionais da odontologia estão expostos a essas interações e potenciais riscos, com o paciente sendo receptor dos materiais restauradores e os profissionais da odontologia, manipuladores dos materiais diariamente. As possíveis interações entre os materiais dentários restauradores e o ambiente biológico incluem: ■ ■ ■ ■

sensibilidade pós-operatória; toxicidade; corrosão; hipersensibilidade/alergia.

A sensibilidade pós-operatória é a reação local ao procedimento restaurador. Está frequentemente associada à inserção de materiais restauradores, onde existe uma reação pulpar adversa após o procedimento operatório. Embora antes se acreditasse que isso decorria da falta de biocompatibilidade do material restaurador em si, agora é bem aceito que um papel importante é desempenhado pelo ingresso de bactérias nas fendas entre o material restaurador e os tecidos dentários. Se o material restaurador foi capaz de prover um selamento hermético, que poderia impedir a invasão bacteriana, a sensibilidade pós-operatória desta fonte seria menos provável de estar presente. Uma reação pulpar pode ainda surgir se o material restaurador for tóxico à polpa. A prevenção de invasão bacteriana é uma consideração importante no desenvolvimento dos materiais restauradores adesivos. Alguns materiais têm efeito positivo distinto na polpa: por exemplo, o hidróxido de cálcio induz a formação

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

de dentina secundária pela polpa. Isto enfatiza que o requisito para o material ser compatível não é o de estar inerte no ambiente biológico (p. ex., que não provoque nenhuma reação), mas que deve, idealmente, induzir uma resposta que seja apropriada para a situação e altamente benéfica. A corrosão é uma interação indesejada entre o ambiente biológico e o biomaterial. Um dos exemplos odontológicos mais conhecidos é a corrosão dos amálgamas dentários. Essa corrosão causa a alteração de cor dos tecidos dentários e também está associada a uma comum observação da quebra das margens das restaurações de amálgama. Os materiais restauradores à base de compósitos são conhecidos por sofrer alteração de cor na boca devido à ação corrosiva ao ambiente, e isso faz com que sejam substituídos quando a estética se torna inaceitável. Os efeitos corrosivos ao ambiente biológico das ligas fundidas usadas na construção de próteses fixas ou removíveis intraorais também são alvo de preocupação. Quando um material é suscetível à corrosão no ambiente oral, ele tende a liberar grandes quantidades de produtos de corrosão dentro dos tecidos biológicos orais; isso pode provocar efeitos colaterais local ou sistemicamente. Alguns pacientes podem desenvolver reações alérgicas ou de hipersensibilidade a quantidades muito pequenas de metais, tais como: mercúrio, níquel e cobalto; que podem ser liberados devido ao processo corrosivo. Assim, é importante que os biomateriais sejam altamente resistentes à corrosão. O mercúrio é conhecido por ser altamente tóxico quando presente em quantidades suficientes, isso recentemente provocou incentivos para seu uso ser banido. Com base no que foi descrito, deve estar claro que é muito importante que o dentista conheça a composição e a química dos materiais a serem usados na cavidade oral e como esses materiais podem interagir com o ambiente biológico.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Os proﬁssionais da odontologia são os principais responsáveis pelos materiais aos quais os pacientes serão expostos. Eles devem ter conhecimento e entendimento da composição dos materiais a serem usados e como podem afetar o paciente.

BIOMECÂNICA Enquanto a biocompatibilidade está relacionada aos aspectos de segurança e com as interações biológicas e químicas entre o biomaterial e o ambiente biológico, existem outros pontos com enormes implicações para o desempenho dos materiais dentários restauradores.

Por exemplo, precisamos conhecer como os materiais usados são capazes de suportar as forças geradas tanto da mastigação como da oclusão, ou uma variedade de outras fontes, tais como a contração de polimerização ou ,contração e expansão térmica. O ambiente também pode influenciar o desempenho em longo prazo do material, se, por assim dizer, ele é suscetível à corrosão ou à absorção de fluidos orais. A função das estruturas dentais, tais como: restaurações, coroas e pontes depende; portanto, não apenas das propriedades dos materiais, como também da qualidade do desenho empregado. O comportamento dos materiais em estruturas reais é conhecido como mecânica. Os engenheiros usam essa abordagem no desenho de edifícios, pontes, carros etc. Por exemplo, com o conhecimento das propriedades dos materiais e do desenho de uma viga de concreto, é possível calcular se o desenho desta viga suportará a carga da estrutura sobre ela. De modo similar, é possível desenhar pontes suspensas, que não desmoronam com o peso do tráfego. Quando a mecânica é aplicada aos biomateriais, é chamada biomecânica; é a aplicação dos princípios da engenharia ao corpo humano. Um exemplo restaurador odontológico em que as considerações da biomecânica são importantes é a fratura de uma restauração. Esse problema aparece com os amálgamas dentários em particular; cuidado com as limitações desse material restaurador e como essas afetam o desenho das cavidades pode evitar muitas falhas em potencial. A fratura de um segmento cerâmico de uma restauração metalocerâmica pode ocorrer devido a cargas excessivas de interferências oclusais; isso pode ser evitado por um desenho modificado. De modo similar, a falha de uma ligação adesiva entre a restauração e o dente pode ocorrer devido a limitações das propriedades de um dado material em particular, tal como a contração por polimerização, gerando tensão na interface excessiva. A falha adesiva persistente de uma ponte cimentada com resina pode ocorrer devido a um desenho inadequado que é incapaz de resistir às cargas aplicadas. Tal problema não deve ser resolvido meramente pela nova cimentação da ponte, e uma abordagem alternativa deve ser considerada. Quando duas superfícies entram em contato, existe uma tendência para que uma das superfícies provoque remoção do material da outra superfície. Isso é o processo de desgaste, e continua a ser um problema nos materiais restauradores à base de compósitos. A principal contribuição para o processo de desgaste é a carga aplicada. Também é importante conhecer como essa carga provoca dano ao material. As restaurações podem ser desenhadas para que minimizem esse problema, e não devem ser usadas em circunstâncias nas quais o material é inadequado.

BIOMATERIAIS, BIOCOMPATIBILIDADE E BIOMECÂNICA

Esses tipos de interação entre as propriedades de um material, desenho estrutural e ambiente formam a base da biomecânica.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA É importante que o clínico seja capaz de distinguir entre as falhas do material e no desenho do preparo cavidade.

RESUMO O principal objetivo de um bom desenho na odontologia restauradora é evitar o fracasso da restauração. Entretanto, deve-se observar que a falha pode se originar de várias maneiras. Algumas falhas podem ser devido à falta de estética. Um exemplo claro disso é a alteração de cor de materiais restauradores à base de compósitos, e isso

indica a falta de estabilidade química no ambiente biológico. Um material pode precisar ser removido porque provoca uma reação alérgica ou corrói excessivamente. Esses são aspectos da biocompatibilidade do material. Do mesmo modo, uma restauração pode fracassar mecanicamente porque fratura ou mostra um desgaste excessivo, possivelmente por causa do desenho ruim ou porque o material foi usado em circunstâncias inadequadas para essas propriedades. Então, o desempenho clínico das restaurações dentárias depende de: ■ ■ ■

seleção apropriada do material, com base no conhecimento das suas propriedades; ótimo desenho da restauração; e conhecimento de como o material interagirá com o ambiente biológico.

Todos esses aspectos de biocompatibilidade e biomecânica dos materiais dentários serão abordados de modo apropriado.

LEITURA COMPLEMENTAR Brunski JB, Puleo DA, Nanci A (2000) Biomaterials and biomechanics of oral and maxillo-facial implants: current status and future developments. Int J Oral Maxillofac Implants 15: 15 Eliades G, Eliades T, Brantley WA, Watts DC (2003) Dental materials in vivo: aging and related phenomena. Qintessence Publishing Co, Chicago, IL

Esquivel-Upshaw JF, Anusavice KJ (2000) Ceramic design concepts based on stress distribution analysis. Compend Contin Educ Dent 21: 649 Smith DC (1982) The biocompatibility of dental materials. In: Smith DC, Williams DF (eds) Biocompatibility of dental materials, vol 1, ch 1. CRC Press, Boca Raton, FL Waters NE (1992) Dental biomechanics and the dental curriculum. J Dent 20: 195–198

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Capítulo 1.2

UMA PERSPECTIVA HISTÓRICA

INTRODUÇÃO Acredita-se que a dentição deficiente é um problema dos tempos modernos, iniciado como uma consequência do excesso de tudo que “é ruim, mas é bom”! À primeira vista, a dieta de antigamente, que consistia em carne crua, peixe, pão de centeio e grãos, deveria ser considerada melhor para a dentição do que os alimentos cozidos e com altos teores de açúcares consumidos hoje. Entretanto, os alimentos não eram lavados com tanto cuidado quanto agora, o que significa que continham grãos de areia, pedras e cascas, que tinham o efeito de desgasta as superfícies triturantes dos dentes. A camada protetora de esmalte é fina e a dentina adjacente era desgastada rapidamente. Por fim, a polpa era exposta e invadida por bactérias que, pouco depois, causavam a formação de um abscesso, não deixando outro recurso senão a exodontia do dente acometido. Os problemas decorrentes eram terríveis e retornaremos a estas questões mais adiante. Deste modo, a perda de dentes não é de forma alguma um problema recente e tem acompanhado a humanidade ao longo do tempo.

o ouro para adaptar o dente no lugar. O ouro possuía duas vantagens: ser esteticamente aceitável e ser um dos poucos metais disponíveis com a maleabilidade necessária para a produção de formas complexas. Os romanos devem ter herdado, pelo menos, parte do interesse dos etruscos sobre dentes, como evidenciado em um dos artigos da lei das Doze Tábuas, que estabelecia que: Causar a perda de um dente de um homem livre resultará em uma multa de 300 As. Mais notável, talvez, seja o fato de que esta proteção também era oferecida aos escravos; entretanto, neste caso a multa era de apenas 100 As. Embora não tenham restado evidências físicas sobre o uso de próteses dentais, pode-se inferir que os mesmos tenham sido utilizados com base nos registros escritos. Horácio (65 a.C.) escreveu sobre “bruxas sendo perseguidas e correndo tão rápido que uma delas perdeu seus dentes” e ainda, mais tarde, Martial (40-100 d.C.) fez referência a dentes de marﬁm e madeira.

A IDADE DAS TREVAS ETRUSCOS (1000-600 A.C.) Para verificar os registros mais antigos sobre o tratamento da patogênese dentária, temos que recorrer a períodos bem anteriores à época de Cristo. Embora muito tenha se perdido com o passar do tempo, os etruscos realmente deixaram um legado odontológico de alta qualidade. Os etruscos foram um povo vindo do Oriente “Próximo” e que se estabeleceram na península da Itália. Foram os antepassados dos romanos (sobre os quais tiveram grande influência) e prepararam as bases para a formação do Império Romano. A qualidade de seus trabalhos artesanais era excepcional. Suas habilidades eram empregadas para boas finalidades, uma vez que desgastavam dentes de cadáver modelando-os como os dentes artificiais e usavam

Pouco se sabe sobre o que aconteceu na Odontologia desde a época de Martial até o século XVI e este período deve ser considerado como a “Idade das Trevas da Odontologia”. Devemos esse período a nossa santa padroeira das doenças odontológicas, Santa Apolônia. Ela foi incitada a proferir blasfêmias, sob a ameaça de ter seus dentes extraídos ou ser queimada na fogueira. Ela escolheu ser queimada! Isto deixou a igreja realmente em um dilema, pois poderia ser interpretado como suicídio, que não era permitido. Neste caso o problema foi contornado ao considerarem a situação como vontade divina. Há registros curiosos dispersos por todo este período, mostrando que a dor de dente era um problema persistente. Por exemplo, uma pessoa ilustre ﬁcou conhe-

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

cida por cobrir seu rosto com um tecido a ﬁm de esconder a perda de dentes, sempre que havia uma importante função a ser executada. Esta era ninguém menos que a Rainha Elizabeth I. Havia também Luis XIV, o “Rei Sol”, que sofria muito com as dores de dente e teve que tomar muitas decisões importantíssimas, como a revogação do Edito de Nantes (em 1642), enquanto sofria com dores insuportáveis. Possivelmente isto aturdiu seu julgamento.

AS PRIMEIRAS DENTADURAS (SÉCULO XVIII) No século XVIII, tornou-se possível produzir modelos razoavelmente precisos da boca com o uso de cera. Estes modelos eram então usados como moldes sobre os quais dentaduras de marfim eram esculpidas na forma necessária. Na fase final do século XVIII, vários artesãos produziam dentes de marfim delicadamente esculpidos. Eles se fixaram nos negócios exclusivamente para fornecer dentes falsos aos mais abonados. Claro que este tipo de Odontologia não estava disponível para a população em geral. Dentaduras inferiores feitas de marfim e dentes de cadáveres funcionavam razoavelmente bem e mantinham sua posição sem muita dificuldade, especialmente se reforçadas por um pouco de chumbo. As dificuldades realmente existiram com as dentaduras superiores que não se mantinham no lugar devido ao peso e ao encaixe deficiente. A fim de superar este problema, a dentadura superior era encaixada sobre a inferior com o uso de molas ou dobradiças. Esta técnica garantia que a dentadura superior seria sempre empurrada para cima contra o palato, porém, como se pode imaginar, eram próteses grandes, incômodas e muito pesadas. Obviamente, o uso de dentes de cadáveres não era higiênico. Da mesma forma, o marfim é levemente poroso e assim apresentava-se como um substrato ideal para o acúmulo de bactérias. De fato, George Washington embebia regularmente suas dentaduras em vinho do Porto, aparentemente para tolerar o gosto desagradável e disfarçar o odor. Em 1728, Fauchard sugeriu que as dentaduras deveriam ser confeccionadas com porcelana ao invés das inserções de marfim com dentes de cadáveres, alegando que a porcelana seria mais atraente (já que poderia ser pigmentada se necessário) e consideravelmente mais higiênica. O que tornou esta sugestão possível foi a introdução na Europa do segredo da confecção da porcelana pelo padre dÉntrecolle, um jesuíta que havia passado muitos anos na China. Devido aos problemas da alta contração da porcelana durante a cocção, não surpreende que tivemos que esperar até 1744 pelo primeiro registro documentado de uma dentadura de porcelana, confeccionada por um homem chamado Duchateau.

A ERA VITORIANA Os vitorianos desaprovavam o uso de dentaduras por se tratar de uma extrema vaidade, porém, mais ainda, devido ao fato de serem inúteis para a mastigação! Contudo, dentes falsos ainda eram usados em grande parte pelos ricos. Comenta-se que o fato de não serem funcionais, combinado com o recato vitoriano, está por trás do hábito que se desenvolveu durante aquela época de comer na cama logo antes do jantar. Um hábito que dava segurança contra qualquer possível desastre na mesa do jantar assim, como tornava possível as afetações românticas que as jovens damas mantinham no ar. Várias descobertas importantes feitas durante o século XIX tiveram um profundo efeito no tratamento das doenças dentárias. A primeira delas foi feita por volta de 1800 por um “dentista” da Filadélfia chamado James Gardette. Ele havia esculpido um conjunto completo de dentaduras de marfim e as entregou à paciente dizendo que não tinha tido tempo de encaixar as molas, mas que voltaria para fazê-lo assim que pudesse. (Era costume naqueles dias que o dentista visitasse o paciente!) Resultou que quando Gardette retornou, ele se espantou ao pedir que a paciente fosse buscar as dentaduras e a paciente respondeu que ela as estava usando desde a entrega. Ela observou que as dentaduras estavam um pouco desconfortáveis inicialmente, mas insistiu, e, logo após, notou que elas estavam bastante confortáveis e que as molas não eram necessárias. Ao examinar as dentaduras, ele percebeu imediatamente que a retenção das mesmas se dava por uma combinação de efeito de sucção, criado pela pressão diferencial da atmosfera e da película de fluido, e dos efeitos da tensão de superfície do fluido. Esta retenção foi conseguida devido ao encaixe preciso da dentadura, tornando as molas desnecessárias, caso a dentadura pudesse ser feita de modo a encaixar-se o mais fielmente possível aos contornos das estruturas bucais. Infelizmente, a produção de dentaduras bem ajustadas ainda representa um sério problema, ao qual retornaremos adiante. Nessa época, a extração de um dente comprometido representava um problema terrível porque não havia métodos indolores para realizar a exodontia. Esta situação mudou radicalmente em 1844 devido à astúcia de um jovem dentista chamado Horace Wells que descobriu os efeitos anestésicos do óxido nitroso, mais conhecido como “gás hilariante”. Numa noite, ele estava presente em uma apresentação pública sobre os efeitos agradáveis do gás hilariante. Um amigo que tinha se submetido ao gás ficou muito violento enquanto estava sob seu efeito e, em meio à confusão, ele tropeçou e feriu gravemente sua perna. Ele não percebeu o ferimento até que Wells apontou para a perna suja de sangue e ele respondeu não ter sentido nada. Wells percebeu imediatamente a

UMA PERSPECTIVA HISTÓRICA

importância da descoberta e no dia seguinte se submeteu à remoção de um de seus próprios dentes com a ajuda do gás. O procedimento acabou sendo altamente bemsucedido e, pouco depois, muitas vítimas de odontalgias foram submetidas a exodontias indolores. Infelizmente, Wells não viveu o suficiente para ver os benefícios de sua descoberta, já que cometeu suicídio três anos mais tarde após tornar-se viciado em clorofórmio. Como consequência da descoberta de Wells, muitas pessoas tiveram seus dentes extraído sem dor. Naquela época, poucos tinham condições de comprar uma dentadura esculpida em marfim ou porcelana. Outras técnicas tinham sido desenvolvidas, pelas quais era possível obter impressões precisas das estruturas bucais e boa parte do marfim era substituída por ouro coesivo, martelado até obter uma estrutura delgada sobre um modelo. A fixação dos dentes artificiais ao ouro era um processo difícil e demorado e, como as dentaduras, era também caro. Esta situação estava para mudar de maneira drástica com a invenção de Charles Goodyear (por volta de 1850) do processo de vulcanização. Neste processo, a borracha era endurecida na presença de enxofre para produzir um material chamado vulcanite. Este material não era apenas barato, mas também fácil de trabalhar; poderia ser modelado para fornecer um encaixe preciso ao modelo e, portanto, às estruturas bucais. Entretanto, a ideia não se propagou tão rapidamente como se esperaria porque a empresa Goodyear Rubber detinha todas as patentes do processo e cobrava dos dentistas até US$ 100 por ano para usá-lo, além de uma taxa de US$ 2 por dentadura. Esta situação mudou quando a patente expirou em 1881 e dentaduras baratas poderiam se tornar disponíveis para as pessoas necessitadas. Atualmente, a vulcanite foi substituída pelas resinas acrílicas, que surgiram com a descoberta dos polímeros sintéticos, inicialmente confeccionados entre as duas Guerras Mundiais. A cera também foi substituída por uma ampla gama de materiais para moldagem bucal com qualidades muito superiores; o que possibilitou a construção de próteses complexas e bem ajustadas.

CONSERVAÇÃO DENTÁRIA Se o século XIX foi a época da substituição dentária, o século XX deve ser considerado a época da preservação dentária. Por exemplo, em 1938, 60% dos tratamentos odontológicos ainda envolviam o fornecimento de dentaduras, mas em 1976 este número caiu para 7%, com o restante consistindo essencialmente em procedimentos odontológicos conservadores. É claro que a ideia de preservar um dente com lesão de cárie não era, de forma alguma, nova. Já no século XI, Rhazes sugeriu que cavidades dentárias poderiam ser preenchidas com uma mistura de alume, barro e mel. O óleo

de cravo foi lançado por Ambrose Pare (1562) para aliviar a dor de dente e Giovanni de Vigo (1460-1520) sugeriu o uso de folhas de ouro para preencher cavidades. Pierre Fauchard (1728), considerado por muitos o pai da Odontologia, discutiu muitos aspectos desta proﬁssão, incluindo procedimentos operatórios e protéticos, mencionando o chumbo, o estanho e o ouro como possíveis materiais de preenchimento. Entretanto, havia várias lacunas importantes sobre o conhecimento da dentição que impediam o desenvolvimento de técnicas odontológicas conservadoras. Havia uma falta de compreensão sobre as razões que levaram a lesão de cárie dentária, a qual era originalmente atribuída a algum espírito maligno que invadia o dente. Alguns pensavam que a degradação ocorria por causa de vermes e estimulavam o uso de várias tinturas desagradáveis com o objetivo de matá-los. Os primeiros procedimentos odontológicos conservadores sérios não foram colocados em prática até a segunda metade do século XIX. A partir de então foi possível trabalhar nos dentes dos pacientes sem causar desconforto e dor intensa, graças à descoberta dos anestésicos. Esta descoberta tornou possível o uso das brocas odontológicas. A primeira broca somente tornou-se disponível por volta de 1870, o que é surpreendente, já que a perfuração de um dente sem anestesia seria impensável. Agora o preparo dos dentes poderia ser realizado, sendo possível executar procedimentos mais ousados do que meramente a extração em massa dos dentes com lesões de cárie.

COROAS E PONTES Por volta da virada do século, alguns trabalhos odontológicos altamente avançados foram executados de maneira que dentes gravemente destruídos podiam ser reconstruídos com coroas de porcelana. Este procedimento foi beneﬁciado pela invenção de um cimento que endureceria na boca (isto é, cimento de fosfato de zinco), o qual ainda é até hoje amplamente utilizado. As cartas de Roosevelt, presidente dos Estados Unidos da América, aos seus pais quando era jovem, ilustra a grande satisfação proporcionada pela nova invenção: Depois do almoço fui ao dentista e agora estou sem o meu dente da frente. O dentista o arrancou bem rápido e sem dor, fez moldagem da raiz e do espaço e está cozinhando a peça de porcelana. Espero colocá-la na próxima sexta-feira e, até lá, evitarei qualquer evento social, pois me sinto ridículo falando assobiando que nem uma chaleira e parecendo um banguela. 19 de maio de 1902. Esta carta foi seguida por outra, uma semana mais tarde na qual ele escreve:

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

Meu dente já não é um sonho, é um fato consumado. Foi colocado na sexta-feira e é perfeito no formato, cor, brilho, textura etc. Sinto-me como uma nova pessoa e três garotas já me cortejaram. Obviamente um cliente satisfeito! Como é frequentemente o caso das rápidas evoluções, alguns problemas ocorreriam adiante. Um destes foi destacado por um médico inglês, William Hunter, que acusava o que foi então chamado de “Odontologia americana” de contribuir para a má saúde de muitos de seus pacientes. Ele tinha vários pacientes com enfermidades sem diagnóstico até que notou os trabalhos restauradores extensos em suas bocas. Estas pontes e coroas pareciam sujas e estavam circundadas por tecido de aspecto insalubre, já que a higiene bucal era quase inexistente. Naquela época não se executava tratamento endodôntico, então as raízes dos dentes tornavam-se infectadas rapidamente. Em muitas ocasiões, as coroas e pontes eram construídas sobre dentes muito comprometidos. Ele sugeria que estas coroas e pontes fossem removidas e os dentes extraídos o que levava os pacientes a reagir com consideráveis objeções devido ao custo do tratamento odontológico. Porém, dentre os que concordavam com a remoção das pontes, vários apresentavam melhora imediata na saúde. Isto levou Hunter a descrever a Odontologia americana como “mausoléus de ouro sobre uma massa séptica”. Consequentemente, os dentes eram considerados os culpados de todas as classes de doenças que não podiam ser prontamente diagnosticadas e isto fez com que muitos dentes perfeitamente saudáveis fossem extraídos sem necessidade. Finalmente, a razão prevaleceu com a introdução, em 1913, do equipamento de raios X por C. Edmund Kells. Agora poderia ser demonstrado se um dente com raiz necrosada estava saudável ou não. Se estivesse saudável poderia ser mantido e apenas seria removido caso estivesse comprometido. Atualmente consideramos o uso de coroas e pontes como algo certamente garantido. Novos desenvolvimentos ainda poderiam nos estimular, como a introdução das facetas cerâmicas nos anos 1980 e o rápido desenvolvimento da tecnologia CAD-CAM que abriu novas oportunidades com materiais novos como a alumina pura e o zircônio, os quais permitem a confecção de pontes de cerâmica pura.

MATERIAIS RESTAURADORES A metade do século XIX presenciou a organização da Odontologia como uma profissão assim como o surgimento de muitas sociedades odontológicas, bem como de vários periódicos científicos na área. Um dos primeiros atos da Sociedade Americana de Cirurgiões Dentistas (American Society of Dental Surgeons) foi a proibição do uso do amálgama de prata por seus membros, resultando na “guerra do amálgama”. O amálgama é uma mistura de prata, estanho e mercúrio e foi um dos primeiros materiais restauradores usados em Odontologia. Entretanto, muitos problemas surgiram com o uso deste material devido à falta de compreensão sobre suas qualidades. Só depois do trabalho de G. V. Black que alguma ordem foi estabelecida contra o caos. Ele publicou dois volumes sobre dentística operatória em 1895 os quais se tornaram a norma mundial para dentística restauradora. O amálgama não tinha uma reputação muito boa até Black ter estudado o comportamento do amálgama em detalhes e como usá-lo da melhor maneira. Entretanto, a partir de então até nossos dias, o amálgama tornou-se um dos mais importantes materiais restauradores usados em Odontologia. Grande crédito deve ser dado a seu intelecto e habilidade já que apenas agora parte de sua filosofia está sendo desafiada; especialmente à luz do conhecimento atual comparado ao que se sabia nos anos 1900. É uma lição que a Odontologia terá que aprender repetidas vezes à medida que novos materiais são introduzidos no mercado (Tabela 1.2.1).

RESUMO Como se pode observar da discussão prévia, existem várias técnicas restauradoras que os cirurgiões-dentistas precisam conhecer. Além disso, os cirurgiões-dentistas usam uma ampla variedade de diferentes materiais, alguns duros e rígidos e outros macios e ﬂexíveis. É importante que o cirurgião dentista avalie completamente as várias características destes materiais e suas limitações tornando-os úteis nas aplicações odontológicas. Somente assim o cirurgião-dentista estará apto a selecionar o material mais adequado para uma determinada aplicação.

UMA PERSPECTIVA HISTÓRICA

Tabela 1.2.1 Marcos históricos dos materiais dentários 600 a.C.

Trabalhos de pontes em ouro dos etruscos

1480 d.C.

Primeiro registro autêntico de obturações de ouro em dentes humanos por Johannes Arculanus, Universidade de Bolonha

Anos 1500

Dentaduras de marﬁm começaram a ser esculpidas em modelos de cera

1728

Fauchard propôs o uso da porcelana

1744

Duchateau registra a produção da primeira dentadura de porcelana

1826

Taveau de Paris sugere o uso de prata e mercúrio para elaborar uma pasta para restauração dos dentes

1839

O primeiro periódico odontológico é publicado: American Journal of Dental Science

Anos 1840

“Guerra do amálgama” – o uso do amálgama de prata é proibido

1850

Charles Goodyear inventou a vulcanite – borracha endurecida com enxofre

1879

É introduzido o primeiro cimento com endurecimento na boca, o fosfato de zinco

Anos 1880

São desenvolvidos os cimentos de silicato

1895

G. V. Black publica o primeiro estudo detalhado sobre as propriedades do amálgama

1907

W. H. Taggart de Chicago inventou um método prático para fundir incrustações (restaurações inlays) de ouro

Anos 1950

Introdução da resina acrílica para restaurações e dentaduras

1955

Buonocore descobriu a técnica de condicionamento ácido para adesão ao esmalte

1970

Os compósitos começam a substituir os cimentos de silicato

1976

Os cimentos de ionômero de vidro são inventados por A. Wilson

1978

Os compósitos fotoativados aparecem no mercado

1983

Horn lança as facetas cerâmicas ﬁxadas por resina

1985

Desenvolvimento dos agentes de união dentinária

1988

Introdução dos cimentos de ionômero de vidro modiﬁcados por resina

1994

O primeiro compômero aparece no mercado

LEITURA COMPLEMENTAR Greener EH (1979) Amalgam: yesterday, today and tomorrow. Oper Dent 4: 24 Hyson JM Jr (2003) History of the toothbrush. J Hist Dent 51: 73–80 Irish JDA (2004) 5,500 year old artiﬁcial human tooth from Egypt: a historical note. Int J Oral Maxillofac Implants 19: 645–647 Little DA (1982) The relevance of prosthodontics and the science of dental materials to the practice of dentistry. J Dent 10: 300–310 Phillips RW (1976) Future role of biomaterials in dentistry and dental education. J Dent Educ 40: 752–756

van Noort R (1985) In defence of dental materials. Brit Dent J 158: 358–360 Wildgoose DG, Johnson A, Winstanley RB (2004) Glass/ceramic/refractory techniques, their development and introduction into dentistry: a historical literature review. J Prosthet Dent 91: 136–143 Williams HA (1976) The challenge tomorrow in dental care delivery. J Dent Educ 40: 587 Woodforde J (1971) The strange story of false teeth. Universal-Tandom Publ. Co., London

Esta pรกgina foi intencionalmente deixada em branco

Capítulo 1.3

ESTRUTURA ATÔMICA DA MATÉRIA

INTRODUÇÃO Todos os materiais são construídos de átomos ou moléculas, de maneira que não é surpreendente observar uma íntima relação entre a estrutura atômica dos materiais e suas propriedades. A natureza dos átomos e o modo em que se encontram arranjados são importantes neste contexto. Os átomos se combinam para determinar a microestrutura do sólido e, como consequência, estabelecem suas propriedades. Portanto, para se entender as propriedades dos materiais deve-se ter um entendimento da maneira como os átomos podem se combinar para formar sólidos.

UNIÃO DOS ÁTOMOS Quando dois átomos encontram-se próximos podem se ligar e formar uma molécula. Qualquer ligação que se forma é chamada ligação primária. Entretanto, estes podem repelir-se e manter sua característica individual. Dependendo do grau de interação entre os átomos podem ser formados um dos três estados da matéria, sendo estes: gases, líquidos ou sólidos. Estes são considerados os três estados principais da matéria, em que o estado é deﬁnido como: a parte estruturalmente homogênea de um sistema e; cada estado apresenta sua estrutura própria e propriedades associadas distintas. No estado gasoso há pouca ou nenhuma resistência relativa aos movimentos dos átomos e moléculas, enquanto no estado líquido a resistência a esses movimentos é consideravelmente maior. Entretanto, as moléculas ainda podem movimentar umas sobre as outras com grande facilidade. O movimento dos átomos e moléculas é restrito a uma vibração local nos sólidos, embora algum movimento em nível atômico seja possível por meio da difusão. O fator que controla a formação da união é a energia e uma união apenas se formará se resultar na diminuição da energia total dos átomos que estão se ligando. Isto signiﬁca que a energia total da molécula deve ser menor

que o somatório das energias dos átomos isolados, independentemente da ligação que estiver sendo formada. O diagrama de separação energética é uma maneira simples de visualização deste fenômeno. O diagrama considera o efeito da movimentação de dois átomos próximos em sua energia total. Uma curva típica de separação energética é apresentada na Figura 1.3.1. Quando dois átomos estão separados e distantes, a energia é 2Ea, e Ea é a energia total de um átomo. Conforme os átomos se aproximam, a energia total começa a diminuir até atingir o mínimo Em, a uma distância a0. Posteriormente, com a maior aproximação dos átomos, a energia total aumenta devido à repulsão entre suas camadas de elétrons. Com a aproximação maior ainda, seus núcleos começam a repelirem-se, porém tal proximidade não é em geral encontrada em circunstâncias normais. Desta maneira, diz-se que os átomos tem atração em distâncias maiores e repulsão quando próximos. As condições para que dois átomos se liguem dependerão das conﬁgurações dos elétrons dos átomos, que são fatores determinantes da sua reatividade química. Quanto mais estável for a conﬁguração dos elétrons, menos reativo será o átomo, com o extremo da estabilidade sendo os “gases inertes” tais como o argônio, hélio e neônio, que são praticamente não reativos. A quase não reatividade destes é causada pelo fato destes átomos terem sua camada mais externa completa, sem oportunidade para união com outros elétrons no átomo e sem elétrons “reserva” ou “soltos” para deixar o átomo. Todos os átomos tentam encontrar seu estado de menor energia, e isso é o mesmo que terem a última camada de elétrons completa, assim como os gases inertes têm. Os átomos de alguns elementos possuem “lugares” para elétrons em sua última camada, enquanto átomos de outros elementos apresentam elétrons “disponíveis” em suas órbitas mais externas. Pela combinação de um com outro, estas duas diferenças podem tornar as órbitas externas completas. A formação das ligações, portanto, envolve apenas os elétrons de valência mais externos.

Energia

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

Figura 1.3.2 Dois átomos de hidrogênio combinados por ligação covalente para formar o gás de hidrogênio.

Distância interatômica Figura 1.3.1 Curva de separação energética para dois átomos, cada um com energia Ea.

TIPOS DE LIGAÇÕES PRIMÁRIAS Existem três tipos de ligações primarias: covalente, iônica e metálica.

Ligações Covalentes A ligação covalente é a ligação mais simples e mais forte. Ela se dá quando os átomos compartilham seus elétrons de modo que cada camada de elétrons atinge uma estrutura semelhante a um gás inerte. A formação de tal ligação para dois átomos de hidrogênio é mostrada na Figura 1.3.2. À medida em que dois átomos se aproximam e as órbitas dos elétrons começam a se sobrepor, é formada a órbita da molécula onde os dois elétrons são compartilhados pelos dois núcleos. Uma vez que os elétrons passarão a maior parte do tempo na região em que as órbitas se sobrepõem, a ligação é altamente direcional.

Ligações Iônicas Um átomo, tal como o sódio, gostaria de perder o seu único elétron de valência, uma vez que isso o deixaria com a conﬁguração similar à do neônio. Naturalmente, isto não pode acontecer a menos que exista outro átomo próximo que aceite o elétron rapidamente. Os elementos que podem adquirir uma estrutura semelhante a dos gases inertes pela aquisição de um elétron são o ﬂúor, cloro, bromo e iodo, conhecidos coletivamente por halogênios. Portanto, se um átomo de sódio e um de cloro puderem se interagir, ocorrerá uma transferência completa do átomo de valência do átomo de sódio para o de cloro. Ambos atingirão uma estrutura de gás inerte com o sódio apresentando carga positiva devido à perda de um elétron negativo e o cloro apresen-

Cátion

Ânion

Figura 1.3.3 Formação de uma ligação iônica entre o sódio e o cloro.

tando carga negativa pela aquisição de um elétron extra. Esses dois íons serão atraídos um pelo outro devido às suas cagas elétricas opostas com consequente redução na energia total do par com a aproximação. Isso é mostrado no modelo da Figura 1.3.3; tais ligações são denominadas iônicas. Uma diferença importante entre as ligações covalente e iônica é que a última não é direcional. Isto porque a ligação iônica é resultante de campos eletrostáticos que envolvem íons e estes campos interagirão com quaisquer outros íons na proximidade.

Ligações Metálicas A terceira ligação primária é a ligação metálica. Ela ocorre quando se tem um grande agregado de átomos, em geral em um sólido, que facilmente doam elétrons de sua última camada. Em tal situação, os elétrons podem se mover quase que livremente através do sólido, gastando seu tempo passando de um átomo para outro. As órbitas dos elétrons nas ligações metálicas possuem energia menor que as órbitas dos elétrons de um átomo individual. Isto se deve aos elétrons de valência estarem sempre mais próximos de um ou outro núcleo do que estariam em um átomo isolado. Uma nuvem de elétrons, como demonstrado na Figura 1.3.4, rodeia os átomos. Assim como a ligação iônica, esta ligação não é direcional.

Energias de Ligação Uma característica importante de uma ligação é a energia de ligação. Esta é a quantidade de energia que precisa ser fornecida para separar os dois átomos e é igual a 2Ea – Em,

ESTRUTURA ATÔMICA DA MATÉRIA

Figura 1.3.4 Formação de uma ligação metálica, mostrando uma nuvem de elétrons ao redor do núcleo.

Tabela 1.3.1 Energias de ligação típicas para os três tipos de ligação Átomos ligados

Tipo de ligação

Energia de ligação (eV)

C–C

6,3

C–F

5,6

H–H

Covalente

4,5

H–O

4,4

C–Cl

4,0

Na–Cl

4,2

K–Br

Iônica

3,9

Na–I

3,2

Au–Au

2,3

Cu–Cu

2,0

Ag–Ag

Metálica

1,8

Pb–Pb

0,8

Hg–Hg

0,2

como definido na Figura 1.3.1. A energia de ligação típica para cada um dos três tipos de ligação é apresentada na Tabela 1.3.1. Uma característica geral que pode ser observada da energia de ligação é que a ligação covalente tende a ser a mais forte, seguida pela ligação iônica e então finalmente pela ligação metálica. Existe uma grande variedade de energia de ligação para as ligações metálicas, com algumas se aproximando das ligações iônicas e outras sendo muito baixas. O mercúrio possui uma energia de ligação muito baixa, formando uma ligação que não é forte o suficiente para sequer manter os átomos em posição na temperatura ambiente, resultando na liquefação do mercúrio nesta temperatura.

A FORMAÇÃO DOS SÓLIDOS Sólidos Iônicos Os íons são cercados por campos eletrostáticos não direcionais e é possível que os íons carregados positiva e

Íon negativo

Íon positivo

Figura 1.3.5 Formação de um sólido por ligação iônica dos íons sódio (l) e cloro ( ).

negativamente encontrem um arranjo posicional que pode ser mutuamente benéﬁco, com o objetivo de encontrar uma energia menor. Os íons podem formar uma rede tridimensional e regular com o exemplo do cloreto de sódio mostrado na Figura 1.3.5. As substâncias iônicas, tais como: os cloretos, nitretos e óxidos de metais são os blocos estruturais básicos para a construção de um grupo de materiais conhecidos como cerâmicas, em que um grupo muito especial são os vidros (Cap. 1.4). Estes materiais são muito estáveis devido às suas altas forças de ligação.

Sólidos Metálicos Um arranjo semelhante àquele dos sólidos iônicos é possível com ligações metálicas. Neste caso, não há uma atração eletrostática forte entre os átomos (como havia entre os íons nos sólidos iônicos), na medida em que se mantêm unidos pela nuvem de elétrons; esta nuvem forma a base dos metais que serão discutidos no Capítulo 1.5.

Sólidos Covalentes Há apenas poucas situações em que os átomos do mesmo elemento se unem por ligações covalentes para formar um sólido; estes são o carbono, o silício e o germânio. É a direcionalidade da ligação covalente que a difere essencialmente das outras duas ligações primárias. A direcionalidade impõe sérias limitações nos possíveis arranjos dos átomos. Um exemplo de sólido ligado covalentemente é o diamante, que é uma forma de carbono. O carbono possui um arranjo de elétrons em sua última camada de tal

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

forma que necessita de outros quatro elétrons para obter uma configuração semelhante ao neônio; que no caso do diamante é alcançado compartilhando-se elétrons com os átomos de carbono vizinhos. A direção dessas ligações é tal que são direcionadas para as quatro extremidades de um tetraedro com os núcleos dos átomos de carbono em seu centro. A estrutura tridimensional do diamante é construída como apresentado na Figura 1.3.6. Os sólidos covalentes constituídos por um único elemento tendem a ser muito raros. As ligações covalentes são mais facilmente formadas entre elementos diferentes em que cada um adquire a configuração de gás inerte. Uma vez que estes elementos tenham reagido para formar estas ligações, a molécula criada se torna altamente não reativa a moléculas do mesmo tipo, e não promove uma base para formação de uma rede tridimensional. As órbitas eletrônicas se superpõem e os elétrons são compartilhados; resultando em uma órbita que é muito estável. Nesta configuração, não há órbitas parcialmente preenchidas disponíveis para ligações adicionais pelos mecanismos de ligação primária. Deste modo, elementos ligados covalentemente resultam em moléculas estáveis e a maioria dos elementos, que se unem por ligações covalentes, tende a ser gases ou líquidos, p. ex., água, oxigênio e hidrogênio. Desses exemplos, a água se solidifica a 0°C e, para isso ser possível, deve haver alguma atração adicional entre as moléculas de água; algo deve ser capaz de manter essas moléculas unidas, porém isto não se deve à ligação primária.

covalente, porém, ao contrário dos outros átomos, a carga positiva do próton não é contraposta pelos elétrons circundantes. Portanto, ele terá carga positiva e será atraído para os elétrons dos átomos em outras moléculas. Uma condição necessária para a formação de pontes de hidrogênio é que um átomo eletronegativo deve estar próximo do átomo de hidrogênio, que por sua vez se liga ao átomo ligado a um átomo eletronegativo. Um exemplo deste princípio é o gelo, em que há uma interação entre o átomo de hidrogênio em uma molécula e o átomo de oxigênio de outra molécula, mostrado esquematicamente na Figura 1.3.7. A força da ligação é de apenas 0,4 eV e é prontamente superada pelo aquecimento acima de 0°C. A ponte de hidrogênio é importante porque é responsável pela extensiva adsorção possível pelas moléculas orgânicas, incluindo proteínas e é, portanto, considerada essencial para os processos vitais. A ligação secundária forma a base da atração molecular em sólidos moleculares.

Ligações Secundárias Uma consequência dos elétrons compartilhados por dois ou mais núcleos atômicos é que os elétrons gastarão um tempo desproporcionalmente mais longo em uma posição particular. O efeito disto é que uma extremidade da molécula pode adquirir uma carga levemente positiva enquanto outra pode se tornar levemente negativa, resultando em desequilíbrio elétrico conhecido como bipolaridade elétrica. Estes bipolos permitem que as moléculas interajam umas com as outras e formem ligações fracas, chamadas ligações de van der Waal. Os três fatores principais, que contribuem para estas interações relativamente fracas, são: ■ ■ ■

Figura 1.3.6 Estrutura do diamante, mostrando a rede tridimensional construída do arranjo tetraédrico das ligações entre átomos de carbono.

interações entre bipolos permanentes; interações entre bipolos induzidos; e interações entre bipolos instantâneos.

O último dos fatores, conhecido como Efeito de Dispersão de Londres, é completamente genérico e acontece sempre que duas moléculas, íons ou átomos, estejam em contato íntimo. Este é o resultado da interação entre movimentos aleatórios dos elétrons de duas espécies. Um caso especial de interação bipolo-bipolo é a ponte de hidrogênio. O átomo de hidrogênio pode ser imaginado como um próton na extremidade de uma ligação

Figura 1.3.7 Formação de pontes de hidrogênio no gelo.

ESTRUTURA ATÔMICA DA MATÉRIA

Sólidos Moleculares É possível se criar uma grande variedade de moléculas diferentes, algumas das quais podem ser sólidas em temperatura ambiente. Se as moléculas forem suﬁcientemente grandes, elas podem ser ligadas entre si devido às inúmeras interações bipolares. A baixa força de ligação signiﬁca que tais sólidos terão uma temperatura de fusão baixa e o limite máximo para os sólidos moleculares é de aproximadamente 100°C. A melhor maneira de apreciar como estes sólidos são formados é por meio de um grupo de moléculas conhecidas como alcanos lineares. Estes têm como base uma cadeia linear de hidrocarbonetos, com fórmula geral de CnH2n+2, e n pode ser qualquer número inteiro positivo. O mais simples destes alcanos é o metano (CH4) que possui n=1. Se retiramos um átomo de hidrogênio de cada uma de duas moléculas de metano e unimos as moléculas por uma ligação de carbono-carbono, isto resultará na formação do etano. Podemos continuar a repetição deste processo e obter moléculas realmente grandes (Fig.1.3.8).

Metano (n=1)

Etano (n=2)

Na medida em que o número de grupos de –CH2– se tornar muito grande, haverá pouca diferença nas propriedades destes materiais, que são conhecidos coletivamente como polimetileno. Este nome é derivado da palavra poli que signiﬁca muitos e da unidade estrutural básica de que é constituído, metileno. Um material com este tipo de estrutura é conhecido como polímero e consiste em muitas unidades repetidas chamadas meros. A formação de uma variedade de estruturas sólidas por polímeros será discutida em detalhes no Capítulo 1.6.

O ARRANJO ESTRUTURAL DOS ÁTOMOS NOS SÓLIDOS Considerando as forças de atração que mantêm os átomos intimamente ligados, a repulsão mútua dos núcleos signiﬁca que um equilíbrio espacial está atrelado a eles e que estas forças se equilibram. Este arranjo espacial interatômico está apresentado como a0 na Figura 1.3.1. Uma força externa é necessária para mover os átomos aproximando-os ou afastando-os. Este arranjo espacial interatômico é a conﬁguração de menor energia e para alcançá-la há uma tendência dos átomos em adotar um arranjo compacto regular. Se considerarmos os átomos como esferas, é possível fazer uma analogia com esferas empacotadas em uma caixa. A forma mais densa de se empacotar essas esferas é obtida quando são arranjadas de maneira regular e simétrica como mostrado na Figura 1.3.9. Quando os átomos são organizados desta forma diz-se que se trata de um material cristalino. A característica importante de uma estrutura cristalina é que, partindo de qualquer átomo contido nela, o arranjo dos átomos adjacentes é idêntico. Sólidos iônicos e metálicos são normalmente cristalinos em temperatura ambiente. Qualquer sólido que não tenha simetria dos átomos é dito amorfo.

Estrutura Cristalina Um dos arranjos atômicos mais elementares é o cubo simples, em que os átomos ocupam a posição dos oito vértices.

Propano (n=3)

Butano (n=4) Organizado Figura 1.3.8 Os quatro primeiros membros da família dos alcanos, que são hidrocarbonetos de cadeia linear, seguindo a fórmula geral de CnH2n+2.

Desorganizado

Figura 1.3.9 Os arranjos organizado e desorganizado dos átomos.

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

Usando novamente o modelo das esferas para os átomos, este arranjo é apresentado na Figura 1.3.10a. Cada esfera toca a sua vizinha mais próxima, de modo que o comprimento do lado do cubo é igual ao diâmetro do átomo. Se considerarmos um cubo simples, contendo apenas uma porção dos átomos em seu interior como mostrado na Figura 1.3.10b, tem-se o que chamamos célula estrutural. Ao se empilhar essas células estruturais umas sobre as outras, pode-se construir um sólido tridimensional. Os átomos não ocupam todo o espaço da unidade estrutural. A fração de espaço ocupado pelos átomos é denominada fator de compactação e é calculada facilmente. Se supormos que cada lado do cubo mede 2a de comprimento, então o volume da célula estrutural é 8a3. De forma correspondente, o raio de cada esfera deve ser a, e seu volume será fornecido por 4/3πa3. Cada esfera contribui apenas com 1/8 de seu volume para a célula estrutural, porém uma vez que haja oito segmentos, as esferas dentro do cubo ocupam um volume total de 4/3πa3. Deste modo, o fator de compactação de um cubo simples é dado por: fator de compactação = volume de átomos dentro do cubo/volume do cubo = 4/3πa3/(2a)3 = π/6 = 0,54 Isto indica que aproximadamente 50% do espaço não está preenchido. De fato é possível para outros átomos menores ocupar este espaço livre sem causar ruptura na estrutura cris-

talina; este assunto será abordado mais adiante ao se discutir as ligas. Devido à grande quantidade de espaço livre nesta estrutura simples, não é surpresa que haja outros arranjos atômicos que tenham um fator de compactação maior. Dois desses arranjos que ocorrem comumente nos metais são as conﬁgurações cúbicas de corpo centrado (CCC) e as conﬁgurações cúbicas de face centrada (CFC), que são apresentadas na Figura 1.3.11. Os fatores de compactação são 0,68 e 0,74 para as estruturas CCC e CFC, respectivamente. Com estes fatores de compactação maiores é mais difícil para átomos menores ocupar os espaços livres sem afetar a estrutura.

RESUMO De certo modo, não é surpresa que existam três grupos principais de sólidos baseados nos três tipos de ligações primárias, chamados: ■

■ ■

cerâmicas – baseadas nas ligações iônicas, que podem existir na forma cristalina e amorfa, com a última sendo os vidros; metais – baseados na ligação metálica; sólidos moleculares – baseados nas ligações covalentes e ligações secundárias e incluindo um grupo importante de materiais conhecido como polímeros.

Há um grupo importante de materiais que ainda não foi mencionado. Estes são os compósitos, que são baseados na combinação de dois ou mais dos sólidos mencionados.

(a) Cubo Simples

Figura 1.3.10 A estrutura cúbica simples (a) e sua célula estrutural (b).

(b) Célula Estrutural

ESTRUTURA ATÔMICA DA MATÉRIA

CCC (fator de compactação = 0,68)

CFC (fator de compactação = 0,74)

Figura 1.3.11 Arranjos atômicos das conﬁgurações cúbica de corpo centrado (CCC) e cúbica de face centrada (CFC).

Existem vários exemplos de compósitos, tanto naturais como sintéticos. Osso e dentina são compósitos naturais, cujos principais constituintes são o colágeno (um polímero) e a apatita (uma cerâmica). Os compósitos sintéticos incluem os polímeros de ﬁbra de vidro reforçada e polímeros com partículas cerâmicas. Um exemplo

odontológico do último são os materiais restauradores feito de compósitos discutidos no Capítulo 2.2. Outro exemplo odontológico de compósito é o cermet, que é a partícula de carga utilizada em alguns cimentos de ionômero de vidro (Cap. 2.3). O nome é derivado dos seus dois componentes; cer(âmica) e met(al).

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Capítulo 1.4

ESTRUTURA DAS CERÂMICAS

INTRODUÇÃO As cerâmicas são composições de elementos metálicos e de substâncias não metálicas como óxidos, nitritos e silicatos. Elas podem aparecer como sólidos cristalinos e como sólidos amorfos, este último grupo chamado de vidros. Nas cerâmicas os íons carregados negativamente (ânions) em geral são signiﬁcativamente diferentes em tamanho dos íons carregados positivamente (cátions). Um exemplo já citado é o cloreto de sódio, que possui estrutura cúbica de face centrada. Os íons de cloro tomam posição nos pontos de cruzamento (ângulos) do arranjo CFC (cúbico de face centrada), com os íons de sódio permanecendo em posições entre os íons cloro, as quais são chamadas posições intersticiais. Os íons de sódio podem fazer isso porque são muito menor do que os íons de cloro e se encaixam nos espaços livres deixados entre eles. A exata estrutura cristalina é apresentada na Figura 1.4.1. Outro exemplo desse tipo de estrutura é o óxido de zinco, que é amplamente usado em odontologia. Existem muitas outras aplicações das cerâmicas na odontologia; elas são usadas como cargas nas resinas compostas, nos cimentos de ionômero de vidro e nos revestimentos e porcelanas.

MATERIAIS DE CERÂMICA A sílica (SiO2) forma a base de muitos materiais cerâmicos. Embora tenha uma fórmula química simples, ela é um material versátil e pode existir em várias formas diferentes. A sílica ocorre como um material cristalino na forma de quartzo, cristobalita e tridimita ou como um vidro, como a sílica fundida. Essa habilidade de um composto, tal como a da sílica, de existir em diferentes formas com características distintas é conhecida como polimorﬁsmo. A sílica é usada como base de formação de muitas formulações cerâmicas complexas, em particular em com-

binação com óxido de alumínio, com o qual forma os vidros de alumino-silicato, como o usado nos cimentos de ionômero de vidro. Da mesma forma, os vidros de feldspato são usados em restaurações cerâmicas e são compostos contendo óxidos de alumínio e silício em combinação com o potássio, o sódio ou o cálcio (p. ex., NaAlSi3O8).

CERÂMICAS CRISTALINAS E AMORFAS Transições Cristalinas Quando um sólido é aquecido, ele pode sofrer uma série de transformações, a mais facilmente reconhecida é quando um sólido derrete. Essa mudança do cristal de sólido para líquido é conhecida como transição de fusão cristalina e é acompanhada por uma mudança no volume do material. Essa mudança de volume pode ser monitorada para permitir a detecção das transformações. Um meio simples de evidenciar essa mudança é representar graficamente a variação do volume específico do material (isto é, o volume de uma unidade de massa do material) em função da temperatura. Esse gráfico resulta numa curva, como a mostrada na Figura 1.4.2, e, no ponto de fusão do cristal (isto é, a uma temperatura específica), há uma discreta descontinuidade no volume específico. O volume específico é efetivamente o inverso da densidade. Essa curva específica do volume/temperatura mostra que um efeito da fusão do cristal é um aumento do volume. Não é surpreendente quando se pensa que essa transição é de uma estrutura cristalina organizada para um líquido desorganizado; a densidade de compactação dos átomos no líquido será consideravelmente menor que aquela do sólido cristalino. A curva do volume específico/temperatura para a sílica cristalina é mostrada na Figura 1.4.3. Nesse exemplo, existe uma série de transições sólido-sólido, assim como a transição normal, do sólido para o lí-

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quido. A sílica está na forma de quartzo em temperatura ambiente, que se transforma em tridimita a 870°C. A transformação seguinte ocorre a 1.471°C, a tridimita se transforma em cristobalita e, ﬁnalmente, a cristobalita derrete a 1.713°C. Sendo assim, é possível detectar tanto a transição sólido/sólido, como a sólido/líquido na sílica cristalina.

Transições Vítreas Quando um sólido amorfo como o vidro é aquecido não demonstra uma transição sólido/líquido evidente, já que o material não é cristalino. Em vez disso, o que acontece é que em algum ponto há um aumento na taxa de mudança do volume especíﬁco, como mostra a Figura 1.4.4. A temperatura na qual essa mudança de inclinação ocorre é conhecida como temperatura de transição vítrea, Tg. Em geral (mas nem sempre) este também é o caso dos sólidos moleculares. A consequência disso é que não haverá nenhum aumento súbito no volume (daí o volume vazio). O que ocorre é um aumento gradual no volume, com a taxa de

Cl Na

aumento se tornando mais rápida acima da temperatura de transição vítrea. O inverso disso é que um líquido que esfria sem formar uma estrutura cristalina conterá uma grande quantidade de volume vazio. Os sólidos que são formados pela passagem pela transição do vidro e não por uma transição de fusão cristalina serão amorfos e são chamados vidros. Os vidros são um grupo importante de materiais e merecem atenção especial.

A FORMAÇÃO DE UM VIDRO Devido a suas formas regulares, os átomos tendem a formar estruturas organizadas. Moléculas pequenas, tais como o metano, são capazes de formar estruturas cristalinas facilmente, e até alguns alcanos lineares de cadeia longa podem formar estruturas cristalinas se a molécula for considerada como uma haste rígida. Entretanto, quando se tem moléculas maiores e mais complexas, os

Volume específico

Líquido

Tridimita Cristobalita

Quartzo .

Temperatura (ºC) Figura 1.4.1 Estrutura cúbica de face centrada do cloreto de sódio.

Figura 1.4.3 Transições sólido-sólido da sílica (SiO2).

Líquido

Sólido

Tm Temperatura Figura 1.4.2 Transição de um sólido para líquido, em que Tm é a temperatura de fusão.

Volume específico

Líquido

Sólido

Tg Temperatura Figura 1.4.4 Variação do volume especíﬁco de um sólido amorfo em função da temperatura.

ESTRUTURA DAS CERÂMICAS

arranjos regulares se tornam mais difíceis de porém conseguidos. Desta forma, moléculas grandes e irregulares possuem uma alta probabilidade de formar um vidro durante a solidificação. Para que ocorra o crescimento do cristal é necessário que estejam presentes núcleos de cristalização. Geralmente eles existem na forma de impurezas, tal como partículas de poeiras, as quais são praticamente impossíveis de eliminar. Então, se há alguma chance de que o material possa formar um arranjo cristalino ordenado, ele o fará normalmente. A sílica pode formar tanto o vidro como sólidos cristalinos, e suas curvas específicas de volume/temperatura estão apresentadas na Figura 1.4.5. Quando a cristalização ocorre no resfriamento (curva a), há uma redução nítida e discreta do volume específico. Essa contração é devido à “contração de configuração”, já que há um grande aumento na fração de compactação quando se modifica um líquido desordenado para um sólido cristalino organizado. Uma vez que essa nítida contração esteja completa, o material continua a se contrair pela contração térmica normal. Se a cristalização não ocorresse, o material seguiria a curva b e o líquido continuaria a se contrair, parcialmente por contração térmica normal e parcialmente pela contração de configuração. O líquido adquire uma estrutura menos frouxa, mas não há nenhum discreto salto no volume específico. Abaixo da Tm, forma-se um líquido super-resfriado instável. Essa contração continua conforme a temperatura decresce até Tg, a temperatura de transição vítrea, ser alcançada, depois do que a taxa de contração diminui gradualmente. Nesse ponto, a contração de configuração paralisa e continua a ocorrer apenas a contração térmica. O que ocorre na temperatura de transição do vidro é que o líquido super-resfriado torna-se tão viscoso que as mudanças da configuração não podem mais ocorrer, e a

estrutura líquida torna-se congelada. A temperatura na qual isso ocorre não é um ponto nitidamente definido, mas uma faixa de temperatura em torno de 50°C, representada pelo dobramento da curva. Uma vez que o líquido super-resfriado tenha resfriado abaixo da temperatura de transição vítrea, ele é descrito como vidro. É interessante observar que a viscosidade em que isso ocorre é aproximadamente a mesma para todos os vidros, em torno de 1012 Pa.s., embora a temperatura em que isso acontece pode variar de -89ºC para a glicerina até mais de 1.500°C para o vidro de sílica pura. A distinção entre um líquido super-resfriado e um vidro é que o último possui uma viscosidade maior que 1012 Pa.s. O termo temperatura de transformação é de certa forma incorreta, uma vez que não há uma verdadeira transformação a essa temperatura. As mudanças da configuração estão ainda ocorrendo em temperaturas abaixo da Tg, só que a taxa de mudança agora é tão pequena, por causa da alta viscosidade, que para todos os propósitos e intenções, ela está parada. A temperatura de transição vítrea, isto é, a temperatura na qual o vidro que está sendo resfriado cessa efetivamente para realizar alterações na configuração, é algumas vezes denominada temperatura fictiva do vidro. Ela é a temperatura abaixo da qual não existe tendência espontânea do vidro de se tornar mais denso. A questão é: “O que acontece à Tm que determina se a rota de formação do cristal ou vidro é seguida?” Quando a sílica derrete, ela produz um líquido muito viscoso, que significa que as moléculas podem apenas mover umas sobre as outras muito lentamente. Isso não é favorável à formação de um sólido cristalino, já que a cristalização requer um rearranjo rápido e substancial das moléculas. Qualquer núcleo cristalino presente tenderá, portanto, a crescer muito lentamente, em especial devido à estrutura complexa da sílica cristalina, que é similar à de um diamante. Então, se o líquido for resfriado com rapidez, o sólido formado provavelmente será um vidro. O processo de formação de um vidro chama-se vitrificação.

Líquido

Formadores de Vidro

Volume específico

Líquido super-resfriado (b)

(a)

Vidro Sólido cristalino Tg

Temperatura Figura 1.4.5 Curvas de resfriamento de um material que pode formar um sólido cristalino (a) ou um vidro (b).

O componente essencial que permite a formação do vidro é a sílica, que pode por si só tornar-se tanto um vidro como um sólido cristalino pelo resfriamento. A cristobalita, uma das formas cristalinas da sílica, possui um tetraedro como unidade básica, com um átomo de oxigênio em cada vértice e um átomo de silício no centro, como mostra a Figura 1.4.6. Essa estrutura é um tanto complexa quando se pretende visualizar o desenvolvimento de um vidro, por isso o processo de formação pode ser compreendido de uma forma mais simples se considerar uma representação bidimensional na qual não aparece uma ligação de cada átomo de sílica (Fig. 1.4.7).

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Oxigênio Silício

Figura 1.4.6 Estrutura cristalina da cristobalita.

Quando a sílica derretida é resfriada rapidamente, a estrutura cristalina não tem tempo de se formar, de modo que a sílica solidifica como um vidro que é chamado quartzo fundido (Fig. 1.4.8). O alto ponto de fusão desse material, l.713ºC, torna-o muito caro para uso geral. Se forem misturados certos óxidos metálicos com a sílica a temperatura de fusão é drasticamente reduzida. Como exemplo, uma composição de três quartos de sílica e um quarto de óxido de sódio fundirá somente a 1.339ºC. Tais vidros são chamados vidros de óxidos misturados, e sua estrutura é mostrada na Figura 1.4.9. Os átomos metálicos formam íons positivos que rompem o tetraedro de oxigênio, de forma que nem todos os átomos de oxigênio são compartilhados. A sílica faz a função de um formador de vidro, e o óxido metálico funciona como um modificador de vidro. Os óxidos de titânio, zinco, chumbo e alumínio podem tomar parte na formação de uma rede vítrea e produzir estruturas reticulares rígidas. A soda (Na2O) e a cal (CaO) reduzem consideravelmente a viscosidade, assim como a temperatura de transição vítrea, causando extensiva ruptura da rede. Isso facilita a produção do vidro. O óxido bórico (B2O3) também é capaz de atuar como um formador de vidro, produzindo vidros bóricos. Embora seja possível obter vidros de misturas de sílica cristalina e óxidos metálicos, é uma experiência dispendiosa. É muito mais barato usar os minerais encontrados na natureza com as estruturas vítreas necessárias, porque a natureza já realizou todo o processo de vitrificação.

Figura 1.4.7 Representação bidimensional da sílica cristalina: (a) posição dos átomos, (b) triângulos de oxigênio.

Houve uma época em que apenas os feldspatos naturalmente encontrados na natureza eram usados pelos fabricantes, e foram modiﬁcados com outros óxidos metálicos para produzir cargas e porcelanas dentais com as propriedades necessárias. Hoje muitos vidros são sinteticamente produzidos, e isto permite maior controle da composição e das propriedades.

DEVITRIFICAÇÃO É possível que uma pequena quantidade de cristalização ocorra na produção de um vidro, embora a taxa de crescimento do cristal seja muito baixa. Quando um vidro começa a cristalizar o processo é chamado devitriﬁcação. Ele pode acontecer quando o vidro é mantido em uma temperatura elevada por um longo tempo, permitindo alguma reorganização molecular. O vidro tenderá a adquirir um aspecto translúcido devido à dispersão da luz nas superfícies dos pequenos

ESTRUTURA DAS CERÂMICAS

Figura 1.4.8 Representação bidimensional de um vidro de sílica pura: (a) posição dos átomos, (b) triângulos de oxigênio.

cristais. Essa é a base da formação dos vidros cerâmicos (Cap. 3.4). O processo de aquecimento de um material para permitir um rearranjo molecular ou atômico é chamado têmpera e é importante em muitos tipos de materiais.

Figura 1.4.9 Representação bidimensional de um vidro de óxido misturado: (a) posição dos átomos, (b) triângulos de oxigênio.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA As cerâmicas tendem a ser muito estáveis no ambiente biológico e, portanto, são consideradas os materiais mais biocompatíveis.

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Capítulo 1.5

ESTRUTURA DOS METAIS E DAS LIGAS METÁLICAS

MICROESTRUTURA DOS METAIS Os metais consistem em agregados de átomos regularmente arranjados numa estrutura cristalina. A despeito de, até agora, considerarmos a formação de cristais simples, os metais geralmente não solidificam (daquilo que é conhecido como a fusão) como um cristal único, mas ao invés disso são formados de um grande número de cristais pequenos. Isso ocorre porque em geral existem muitos núcleos de cristalização espalhados por todo o metal fundido. Tais núcleos podem se formar quando quatro átomos perdem suficiente energia térmica e se tornam capazes de constituir uma unidade celular. Essas unidades celulares crescerão conforme mais átomos metálicos alcançarem uma energia suficientemente baixa para se unir e assim ocorre a formação do cristal. Esse processo é conhecido como nucleação homogênea. Ela requer equipamentos altamente especializados para que ocorra o crescimento de um cristal único do metal completamente derretido. Mais comumente, a solidificação é iniciada pela presença de impurezas na fusão. Conforme a temperatura diminui abaixo do ponto de fusão, os átomos do metal se depositarão nessas impurezas e os cristais começarão a se formar. Esse processo é conhecido como nucleação heterogênea. Os cristais (ou grãos, como são chamados) continuarão a crescer até que todo o metal tenha se solidificado. Durante seu crescimento, eles começarão a interagir um com o outro, levando a ligações entre os cristais, onde os átomos estão irregularmente arranjados. Esse limite é chamado limite granular e é essencialmente um defeito na estrutura cristalina do metal. O processo de solidificação de um metal é demonstrado esquematicamente na Figura 1.5.1. Um tamanho de granulação fino é usualmente desejado num metal porque aumenta o limite de proporcionalidade, mas a razão para isso não será considerada agora. Uma maneira pela qual se promove um tamanho de granulação fino é a rápida solidificação, como usado na fundição de ligas de

ouro de uso odontológico dentro de um molde de revestimento mantido a uma temperatura bem abaixo da temperatura de fusão da liga. De maneira alternativa, a presença de muitos sítios de nucleação levará a um tamanho de granulação fino. Esse método é também empregado em ligas de ouro de uso odontológico pela adição do irídio. O irídio proporciona muitos sítios de nucleação e age como um ingrediente refinador de grão. É muito útil ser capaz de estudar a estrutura detalhada dos metais, em termos de tamanho dos cristais, sua forma e sua composição, uma vez que essa informação pode acrescentar-nos muito sobre as propriedades do metal e como ele foi feito. Alguma ideia sobre a estrutura pode ser obtida pela avaliação da superfície do metal sob microscopia óptica por luz refletida. A luz é refletida de uma superfície metálica polida, mas a fração de luz incidente que é refletida de qualquer região dependerá das irregularidades da superfície, pois as irregularidades causarão o espalhamento da luz. A ação de substâncias químicas numa superfície polida (conhecida como condicionamento) também pode reduzir a quantidade de luz refletida. A escolha, adequada de um agente químico que condicione certas regiões da superfície do metal. Essas áreas tendem a ser submetidas a elevadas tensões, tais como nos limites do grão, onde existe uma organização imperfeita dos átomos. De fato, uma ranhura produzida espalhará a luz incidente e, portanto, aparecerá como uma linha escura. Esse efeito é mostrado esquematicamente na Figura 1.5.2 para um metal, que tem uma estrutura de granulação muito uniforme. Todos os grânulos são quase do mesmo tamanho e forma; tal estrutura granular é descrita como equiaxial. Um exemplo de estrutura de granular para o aço inoxidável hipoeutectoide, revelada pelo condicionamento, está mostrado na Figura 1.5.3. Muitas outras formas e tamanhos de grânulos são possíveis, e essas propriedades com frequência dependem dos métodos empregados durante a solidificação. Por

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Congelamento Líquido

Núcleo de cristalização

Superfície polida e condicionada

Sólido

Grânulo Limite do granular

Figura 1.5.1 Solidiﬁcação de um metal.

exemplo, se o metal fundido é vertido dentro de um molde com uma secção transversal quadrada ou circular e que é mantida a uma temperatura bem abaixo da temperatura de fusão do metal, os grânulos poderiam se assemelhar àqueles desenhados na Figura 1.5.4. O crescimento do cristal terá sido das paredes do molde em direção ao centro. Muitos metais são prontamente deformados, em especial na sua forma elementar (isto é, pura). Isso permite que eles sejam modelados por martelamento, rolamento, pressão ou cunhagem. Um grande modelo de fundição, conhecida como lingote, pode assim ser transformado em qualquer forma desejada, pode ser um aerofólio de carro, o casco de um barco ou um ﬁo. Quando deformado dessa maneira, o metal é dito como sendo forjado. Se examinarmos a microestrutura de um ﬁo sob microscopia óptica, pode ser observada uma estrutura similar àquela mostrada na Figura 1.5.5. Os grânulos foram alongados na direção do desenho, e se apresentam numa estrutura laminar. Assim, da observação da microestrutura do metal podem ser obtidas muitas informações.

Figura 1.5.2 Reﬂexão da luz incidente da superfície do metal condicionado.

LIGAS Os metais elementares não são geralmente utilizados por causa de diversas limitações em suas propriedades. Muitos metais usados são uma mistura de dois ou mais metais elementares; algumas vezes elementos não metálicos são incluídos. Eles são em geral produzidos pela fusão dos elementos acima de suas temperaturas de fusão. A mistura de dois ou mais metais ou metaloides é denominada liga. Dois elementos poderiam constituir uma liga binária e uma mistura de três é chamada liga ternária. Uma liga frequentemente consistirá em um número de fases sólidas distintas, onde uma fase é deﬁnida como uma parte estruturalmente homogênea de um sistema que é separado de outras partes por um limite físico claro. Cada fase terá sua estrutura própria distinta e propriedades associadas. As fases citadas comumente são as fases gasosa, líquida e sólida, uma vez que são muito diferentes umas das outras. Em uma substância pode exibir várias fases.

Figura 1.5.3 Estrutura granular para o aço inoxidável hipoeutectoide.

ESTRUTURA DOS METAIS E DAS LIGAS METÁLICAS

Por exemplo, a água poderia ser considerada como uma estrutura de fase única, enquanto uma mistura de água e óleo poderia consistir em duas fases. A areia poderia ser considerada como um sistema de fase única, embora seja feita de muitas partículas individuais, uma vez que cada partícula de areia é idêntica. Uma fase pode ter mais de um componente, como o soro ﬁsiológico, por exemplo, que é uma solução aquosa de cloreto de sódio. Igualmente, as fases no metal podem consistir em uma mistura de metais. O cobre pode conter até 40% de zinco sem destruir sua estrutura CFC. Tal solução sólida, como é chamada, atenderá a algumas condições especiais (veja a seguir).

Soluções Sólidas Uma solução sólida é uma mistura de elementos em nível atômico e é análoga a uma mistura de líquidos, que são solúveis um nos outros. Existem dois tipos de soluções sólidas: substitucional e intersticial.

Solução Sólida Substitucional Se um átomo soluto pode substituir diretamente um átomo solvente no mesmo local na rede cristalina, uma solução sólida substitucional de dois elementos será formada. Isso só será possível se: ■ ■

FASES SÓLIDAS

■

Quando dois elementos diferentes são misturados, o material resultante pode ser uma liga de fase única ou liga de fases múltiplas. Qual delas será formada depende da solubilidade de um elemento no outro, e isso é orientado pela natureza cristalina dos elementos e de seus tamanhos relativos. Existem essencialmente três fases distintas, que podem formar ligas; estas são um metal puro, uma solução sólida e um composto intermetálico. Destas, a solução sólida e o composto intermetálico requerem maior descrição.

os átomos possuírem uma valência similar; os átomos possuírem a mesma estrutura cristalina (p. ex., CFC); os tamanhos atômicos variarem em até 15% um do outro.

Um exemplo relevante de uso odontológico de tal sistema é uma mistura de ouro e cobre (Fig. 1.5.6). Adicionando qualquer quantidade de cobre sempre formará uma solução sólida. Assim, uma solução sólida substitucional pode ser feita de uma faixa de 100% de ouro a 100% de cobre. Isso é porque esses dois metais (Tabela 1.5.1) preenchem as condições já mencionadas. Outros metais, que prontamente formam soluções sólidas com o ouro, são a platina (2,775Å), o paládio (2,750Å) e a prata (2,888Å), pois todos possuem uma estrutura cristalina CFC.

Soluções Sólidas Intersticiais Como o nome já indica, uma solução sólida intersticial é obtida quando átomos solutos são capazes de ocupar o espaço entre os átomos solventes. Para isso ocorrer, o átomo soluto obviamente deve ser muito menor que o átomo solvente. Na prática, o diâmetro do átomo soluto deve ser Radial

Equiaxial

Figura 1.5.4 Estruturas granulares decorrentes de diferentes condições de solidiﬁcação.

Direção do desenho

Au Figura 1.5.5 Grãos alongados do metal desenhado em forma de um ﬁo.

Figura 1.5.6 Solução sólida substitucional.

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menor que 60% do diâmetro do átomo solvente. Isso é ilustrado pelo exemplo de um tipo de aço que contém uma quantidade pequena de carbono no ferro (Fig. 1.5.7). O espaço intersticial é em geral muito limitado e alguma distorção da rede cristalina ocorrerá para acomodar os átomos extras. Outros elementos, que prontamente formam soluções sólidas intersticiais, são: o hidrogênio, o nitrogênio e o boro.

Componentes Intermetálicos Um componente intermetálico é formado quando dois ou mais metais se combinam, formando uma composição ou proporção estequiométrica especíﬁca. Exemplos de metais com composição estequiométrica especíﬁca são algumas das fases na liga metálica usada na produção de um amálgama de uso odontológico; a liga pode conter regiões de uma fase Ag–Sn (Ag3Sn) e uma fase Cu–Sn (Cu6Sn5).

DIAGRAMAS DE FASES As ligas podem consistir de uma ampla variedade de diferentes fases, dependendo da composição e da temperatura e uma maneira de representar isso graﬁcamente foi desenvolvida, e é denominado diagrama de fases. Tal diagrama indica as fases (incluindo a fase líquida) que estão presentes a uma dada temperatura, para uma determinada composição da liga.

Tabela 1.5.1 Propriedades do ouro e do cobre Diâmetro atômico (Å)

Estrutura cristalina

Valência

2,882

CFC

1 ou 3

2,556

CFC

1 ou 2

O diagrama de fases mais simples para compreender são os diagramas de fase binária. Um exemplo de diagrama de fases para um sistema simples é apresentado na Figura 1.5.8. Esse diagrama de fases é para o cobre e o níquel; o eixo vertical representa a temperatura e o eixo horizontal, a composição. O cobre e o níquel são tão próximos em termos de características que um substitui o outro na forma de rede cristalina e forma um exemplo de solução sólida substitucional. Desta forma, durante a variação de composição do cobre puro para níquel puro, ocorre apenas uma única fase. Enquanto pode-se esperar que a temperatura de fusão dessa liga metálica decresça para algum valor entre o do cobre puro e do níquel puro, isto não é tão óbvio porque deve existir uma região na qual existe a mistura de líquido e sólido. A linha que define a transição de um líquido puro para uma mistura de líquido ou sólido é chamada liquidus e a linha que separa uma mistura de sólido e líquido de um sólido é a solidus. Quando um metal puro solidifica, a transformação de líquido para sólido ocorre numa temperatura bemdefinida; essa é a temperatura característica de fusão do metal. Se uma curva tempo-temperatura foi construída para tal metal conforme ele se resfria, ela poderia se assemelhar à Figura 1.5.9. O platô transpõe o período durante o qual o metal está solidificando, e o liquidus e o solidus estão efetivamente no mesmo ponto. O motivo para esse platô é a liberação de energia (na forma de calor) durante o processo de solidificação, que mantém o metal numa temperatura constante. Essa energia é chamada calor latente de fusão. Quando dois metais são misturados para formar uma liga metálica, a curva de resfriamento parece um pouco diferente (Fig. 1.5.10), como a liga metálica se solidifica acima da faixa das temperaturas. O liquidus e o solidus são agora pontos distintos na curva de resfriamento.

Temperatura

Elemento

Soluções Sólidas

1.455oC Líquido Sólido+líquido

1.083oC Sólido Composição líquida 100% Cu

Figura 1.5.7 Solução sólida intersticial.

Composição sólida

Composição

100% Ni

Figura 1.5.8 Diagrama de fases de equilíbrio para o sistema Cu–Ni, em que uma composição de 50Cu:50Ni a 1.300ºC produz uma mistura de um líquido rico em cobre e um sólido rico em níquel.

ESTRUTURA DOS METAIS E DAS LIGAS METÁLICAS

O motivo para esta grande variação de temperatura, incluindo a transição de líquido para sólido para uma liga metálica de cobre com níquel, é que os átomos de cobre e de níquel não são semelhantes. Como consequência, na região entre as temperaturas de fusão dos dois metais, um líquido rico em cobre e um sólido rico em níquel são os componentes mais estáveis. Por exemplo, para uma composição de 50:50 a 1.300ºC, o níquel sólido pode não conter mais que 37% em peso de cobre. Qualquer átomo de cobre acima do nível 37% em peso, portanto, aparecerá na fase líquida, misturado com o níquel remanescente. Tal mistura de sólido e líquido proporciona uma energia livre menor que uma fase simples isoladamente. De fato, o liquidus e o solidus representam os limites da solubilidade e é isso que forma a base do diagrama de fases. Se criarmos uma série de curvas de resfriamento como a mostrada na Figura 1.5.8 para uma variedade de composições, é possível construir o diagrama de fase como demonstrado esquematicamente na Figura 1.5.11. Como a temperatura da composição 50:50 é reduzida, assim que a solubilidade do cobre em níquel aumenta,

Líquido + sólido

Sólido

Tempo

Temperatura

Figura 1.5.9 Curva de resfriamento para um metal puro.

até aproximadamente 1.220ºC, todo o cobre disponível pode ser dissolvido no níquel, e uma fase sólida única é a conﬁguração mais estável.

Solubilidade Sólida Parcial Em geral, os componentes dos materiais não são suﬁcientemente solúveis para formar uma série completa de soluções sólidas. Exemplos disso são o cobre e a prata, que são suﬁcientemente diferentes em tamanho atômico, já que seus átomos estão apenas parcialmente solúveis um no outro. O diagrama de fases para esse sistema é evidenciado na Figura 1.5.12. Para uma ampla variedade de composições, o material consistirá em duas fases sólidas, uma sendo rica em prata e a outra rica em cobre; por convenção, essas fases são denominadas fases α e β, respectivamente. A fase α consiste em prata predominantemente, com uma pequena quantidade de cobre dissolvido nela, enquanto a fase β consiste em cobre com uma pequena quantidade de prata dissolvida nele. Em baixas concentrações de cobre em prata, todo o cobre é capaz de se dissolver na prata e existe apenas uma fase simples. A solubilidade máxima do cobre na prata é 8,8% em peso, e isso ocorre a uma temperatura de cerca de 780ºC. Em baixas temperaturas, a solubilidade do cobre na prata diminui, e o excesso de cobre se separa da segunda, fase β. Comportamento similar ocorre no extremo oposto da variação de composição onde a solubilidade limitada da prata no cobre também leva à formação de estrutura em duas fases. Uma característica importante e interessante do diagrama de fases do sistema Ag–Cu é a redução da temperatura do liquidus na composição de 72Ag:28Cu. Na temperatura de 780ºC, essa composição da liga metálica pode existir como três fases: α, β e líquida. Isso é

Líquido

Tliquidus

Líquido + sólido

Tsolidus

Sólido

Temperatura

Líquido

Tempo

Composição

Tempo Figura 1.5.10 Curva de resfriamento para uma liga metálica.

Figura 1.5.11 Construção de um diagrama de fases.

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

Líquido

Líquido + β

Líquido + α

α+β

Temperatura

γ γ + carboneto α

α+γ

Sólido + Sólido α + carboneto

100%Ag

Composição

100%Cu

100% Fe

Aumento do conteúdo de carbono

Figura 1.5.12 Diagrama de fase de equilíbrio para o sistema Ag–Cu.

Figura 1.5.13 Diagrama de fase de equilíbrio para o sistema Fe–C.

chamado ponto eutético e a temperatura de interseção dessas três fases é a temperatura eutética. A composição é chamada composição eutética da liga metálica. Se um líquido eutético é resfriado, ele muda diretamente em duas fases sólidas, sem um estado de interposição como uma mistura de sólido-líquido, o que ocorre em todas outras composições. Essa característica de alguns sistemas de ligas metálicas pode ser utilizada para formar materiais de baixo ponto de fusão, como uma solda. Da mesma forma que um eutético envolve a formação de duas fases sólidas de uma fase líquida única, tal transformação pode também ocorrer em sólidos. O diagrama de fases do sistema Fe–C, mostrado parcialmente na Figura 1.5.13, é um exemplo disso. Para uma composição de 0,8C:99,2Fe, a solução sólida, γ, transforma-se em uma solução sólida de carbono em ferro, α, e carboneto (Fe3C) a uma temperatura de 723ºC. Isso é chamado uma reação eutectoide, e difere apenas da eutética na qual todas as três fases são sólidas. Tais transformações como descritas (e deveria ser notado que existem outras) são importantíssimas na determinação da microestrutura e, consequentemente, nas propriedades da liga metálica.

Anteriormente, foi notado que para uma composição de 50Cu:50Ni a 1.300ºC, uma fase líquida rica em cobre e uma fase sólida consistindo em 63Ni:37Cu coexistem. Sob rápido resfriamento, não é possível que um reajuste de composição para essas fases líquida e sólida, e algum do sólido rico em níquel será retido. Conforme o material, continua a ser resfriado, uma composição mais rica em níquel solidificará, deixando o líquido remanescente e o sólido então formado mais ricos em cobre. O efeito geral disso é que o sólido consistirá em um grande número de cristais de uma ampla variedade de composições, todos na mesma fase. Essa formação de um sólido com uma composição não uniforme é conhecida como segregação composicional. Nos sistemas com fases múltiplas, a fase com maior temperatura de fusão será sempre a primeira a solidificar, seguida pelas fases de menor temperatura de fusão. Conforme a primeira fase solidifica, ela tende a formar uma estrutura de rede conhecida como dendritos. A segregação composicional pode ser eliminada ou reduzida, pelo reaquecimento da liga metálica a uma temperatura adequada abaixo da solidus e a mantendo em tal temperatura por algum tempo. Isso permite que os átomos tenham tempo de se difundir pelo sistema e alcancem sua condição de equilíbrio. O processo de tratamento de aquecimento de uma liga metálica é conhecido como têmpera e, se a intenção é atingir uma composição homogênea, é descrito como têmpera de homogeinização.

CONDIÇÕES DE NÃO EQUILÍBRIO Deveria ser destacado que os diagramas de fases descritos são aqueles conhecidos como diagramas de fase em equilíbrio. O material deveria ser mantido em temperatura preestabelecida por um considerável período de tempo para alcançar a estrutura da fase evidenciada em tais diagramas. Na prática, as taxas de solidiﬁcação e resfriamento de ligas metálicas não permitem a formação de uma estrutura de fase de equilíbrio.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Com o objetivo de obter as melhores propriedades mecânicas, as ligas metálicas ao invés dos metais puros são usadas na odontologia.

Capítulo 1.6

ESTRUTURA DOS POLÍMEROS

INTRODUÇÃO Plásticos e borrachas, como são geralmente denominados no cotidiano, têm a propriedade comum de ser polímeros. Polímeros são moléculas de cadeias longas, consistindo em muitas unidades repetidas, conforme discutidos no Capítulo 1.3. Os polímeros não são uma invenção do século XX, são de fato mais antigos que a humanidade, e de uma forma ou de outra, são os constituintes básicos de todo tipo de matéria viva, seja planta ou animal. Exemplos de polímeros que ocorrem naturalmente são o ágar, a celulose, o DNA, as proteínas, a borracha natural, o colágeno e a seda. Só recentemente é que começamos a entender a estrutura dos polímeros e aprendemos como processá-los. Alguns exemplos de polímeros sintéticos, que são hoje conhecidos no dia-a-dia são: o PVC (cloreto de polivinil), o polietileno, o náilon e o poliestireno. Originalmente, os polímeros sintéticos tendiam a ser considerados como substitutos dos polímeros naturais existentes, tais como a borracha e a seda. Hoje, pode ser produzida uma variedade de polímeros tão grande que eles entraram na vida diária, satisfazendo necessidades que não existiam antes. Bons exemplos em aplicações médicas são as membranas de diálises e para oxigenação, e em aplicações dentárias, os materiais restauradores. O material de partida para a produção de um polímero é o monômero. Em um material como o polietileno, a unidade de repetição é um grupamento CH2, com muitas dessas unidades reunidas para formarem uma cadeia longa (Fig. 1.6.1a). O monômero do qual esse polímero é derivado é o etileno (Fig. 1.6.1b). Um polímero com uma estrutura similar ao polietileno é o prolipropileno. Ele é formado pela união de moléculas de propileno (Fig. 1.6.2a). O propileno difere do etileno por apresentar um grupamento metil (CH3) substituindo um dos átomos de hidrogênio, formando o polímero de polipropileno (Fig. 1.6.2b).

O polipropileno é ligeiramente mais complexo do que o polietileno de tal forma que, a disposição dos grupamentos metil pode variar de modo que sejam: ■ ■ ■

todos de um lado (isotáticos); alternados de um lado e de outro (sindiotáticos); mudando de um lado para o outro de maneira aleatória (atáticos).

Exemplos de polímeros à base de monômeros vinílicos são apresentados na Tabela 1.6.1. Pode se notar que as vias químicas pelas quais esses diferentes polímeros são processados são bastante diferentes, e que não é uma simples questão de modiﬁcação para formar um ou outro. Cada polímero tem sua própria unidade de repetição característica, ou “impressão digital”, e essa unidade é a base para as propriedades amplamente diferenciadas dos polímeros. Os polímeros mais comuns são aqueles feitos de compostos orgânicos de carbono, mas os polímeros também podem ser feitos de compostos inorgânicos à base de sílica (SiO2). O silício, sendo tetravalente como o carbono, fornece a oportunidade de formar um arcabouço para o polímero, junto com o oxigênio. Um exemplo de um polímero de silício é o polidimetilsiloxano (Fig. 1.6.3). Quando um polímero é formado de um único tipo de monômero, ele é chamado homopolímero; quando espécies diferentes são incluídas, ele é chamado heteropolímero.

MECANISMOS DE POLIMERIZAÇÃO Todos os monômeros mostrados na Tabela 1.6.1 apresentam uma ligação dupla em comum, que é aberta para possibilitar a ligação de um monômero ao monômero vizinho. Esse processo de formação de polímeros através de monômeros é denominado polimerização. Existem duas maneiras pelas quais isso pode ser obtido: por adição e condensação.

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

Figura 1.6.1 O polietileno (a) é derivado do etileno (b).

Figura 1.6.2 O propileno (a) polimeriza para originar o polipropileno (b).

Tabela 1.6.1 Alguns monômeros e seus polímeros Nome

Cloreto de polivinil

PTFE

Polipropileno isotático

Monômero

Polímero

CH3

CH3 H

CH3

C=O H

C=O

Ácido poliacrílico

Polimetilmetacrilato

CH3

CH3 H

CH3

C= O H

C= O

CH3

Polimerização por Adição A polimerização por adição é deﬁnida como a que ocorre quando uma reação entre duas moléculas (sejam as mesmas para formarem um homopolímero, ou distintas para formarem um heteropolímero) produz uma molécula maior sem a eliminação de uma molécula menor (como a água).

Esse tipo de reação se dá com compostos vinílicos, que são compostos inorgânicos reativos contendo ligações duplas de carbono-carbono (Tabela 1.6.1). O processo de polimerização por adição para produzir esses polímeros envolve quatro estágios:

ESTRUTURA DOS POLÍMEROS

vinílicos, como descrito posteriormente, e são designadas como R•. Entretanto, antes de ocorrer a iniciação o peróxido de benzoíla precisa ser ativado. Essa ativação é obtida pela decomposição do peróxido, devido ao uso de um ativador, tal como: ■

Figura 1.6.3 A estrutura do polidimetilsiloxano. ■ ■ ■ ■

ativação; iniciação; propagação; e terminação.

■

Ativação A polimerização de um composto vinílico requer a presença de radicais livres (•). Esses são espécies químicas muito reativas que possuem um elétron ímpar (sem par). O processo de produção de radicais livres é descrito como ativação. A ativação ocorre, por exemplo, quando há decomposição de um peróxido. O peróxido comumente usado em materiais dentários é o peróxido de benzoíla. Em condições apropriadas, uma molécula de peróxido de benzoíla pode fornecer dois radicais livres:

■

C6H5COO – OOCH5C6 → 2(C6H5COO•) Este por sua vez pode se decompor para formar outros radicais livres:

Calor: Quando aquecido acima de 65°C, o peróxido de benzoíla se decompõe, conforme mostrado. Esse é o método usado para a produção de bases de dentadura de resina acrílica (Cap. 3.2). Compostos químicos: O peróxido de benzoíla pode também ser ativado quando entra em contato com uma amina terciária, como a n,n-dimetil-p-toluidina (Fig. 1.6.4). Esse método é empregado em resinas acrílicas de polimerização a frio, usadas, por exemplo, em reparos de próteses, restaurações temporárias, aparelhos ortodônticos e moldeiras individuais (Cap. 3.2). O mesmo método é também usado em compósitos restauradores quimicamente ativados, que consistem em uma pasta-base contendo o ativador que conta, amina terciária, e uma pasta catalisadora contendo o iniciador neste caso, o peróxido de benzoíla (Cap. 2.2). Luz: Ainda outro método para a criação de radicais livres é empregado pelos compósitos ativados por luz, que se baseiam em luz ultravioleta ou luz visível como o ativador da reação de polimerização. Nesses casos, outros iniciadores, ao invés do peróxido de benzoíla, são empregados.

Outras formas de produção de radicais livres incluem o uso de luz ultravioleta em conjunto com um éter de metilbenzoína e de luz visível com uma α-diquetona e uma amina (Cap. 2.2).

C6H5COO • → C6H5 • + CO2 Tais espécies químicas, conhecidas como iniciadores, são capazes de iniciar a polimerização de grupamentos

CH 3 H3C

N CH 3

n,n -dimetil-p-toluidina

H3C

•䊝

O O O

CH 3

䊞

CH 3

O• Radical benzoiloxi

Figura 1.6.4 Peróxido de benzoíla ativado por uma amina terciária.

O Íon benzoato

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

Iniciação

Os radicais livres podem reagir com um monômero como o etileno e iniciar o processo de polimerização a seguir:

HO—Si—O—Si—OH + H2O R

Nesse caso, R é um grupamento orgânico, como um metil (CH3), e o subproduto é a água.

H H

R• + C = C → R—C—C• H

ESTRUTURAS POLIMÉRICAS

H H

Peso Molecular

Propagação O radical livre é transferido para o monômero que, por sua vez, reage com outro monômero:

H H

H H H

R—C—C• + C = C → R—C—C—C—C• H H

H H H

A repetição desse processo por muitas vezes gera uma cadeia de polímero até que as cadeias em crescimento colidam ou que todos os radicais livres tenham reagido.

Terminação Os radicais livres podem reagir formando uma molécula estável:

[H] H

[H]

R—C—C• + R• → R—C—R [H]n H

[H] n+1

Já que o n variará de uma cadeia polimérica para outra, uma ampla variedade de moléculas longas é produzida. Na maioria das situações, haverá também algum monômero não reagido e alguns oligômeros, que consistem em apenas um pequeno número de unidades de repetição.

Polimerização por Condensação A polimerização por condensação ocorre quando duas moléculas (em geral não as mesmas) reagem para formar uma molécula maior com a eliminação de uma menor (frequentemente, mas nem sempre, água). Neste caso, as unidades monoméricas com ligações duplas de carbono-carbono não são necessárias, conforme mostrado no exemplo a seguir de um silicone, que é um polímero inorgânico formado pela condensação de grupamentos silanóis:

HO—Si—OH + HO—Si—OH→ R

O peso molecular de um polímero é igual ao número de unidades de repetição (isto é, o grau de polimerização) multiplicado pelo peso molecular da unidade de repetição. Tanto na reação por adição como na reação por condensação, o comprimento da cadeia é determinado por eventos puramente aleatórios, nem todas as cadeias serão do mesmo comprimento e, em geral, muitos comprimentos de cadeias diferentes estarão presentes. Assim, o peso molecular pode apenas ser representado por um valor médio. Existem algumas maneiras de determinar o peso molecular de um polímero. As duas principais são o número do peso molecular médio, Mn, e o peso molecular médio em peso, MW.

Número do Peso Molecular Médio (Mn) O Mn é obtido pela contagem do número de moléculas em determinado peso de amostra. A expressão geral seria dada por: Mn = Σni Mi /Σni

Peso Molecular Médio em Peso (Mw) O Mw é obtido pela mensuração do peso das moléculas no peso total da amostra, dada pela expressão geral: Mw = Σwi Mi /Σwi A diferença nas deﬁnições para uma distribuição de pesos moleculares em um polímero típico é mostrada na Figura 1.6.5. O Mw é especialmente sensível à presença de polímeros de alto peso molecular, enquanto que o Mn é sensível à presença de polímeros de baixo peso molecular. Por exemplo, se pesos iguais de dois polímeros de Ma = 10.000 e de Mb = 100.000 são misturados, Mw é dada por: Mw = (wa × Ma + wb × Mb) / (wa + wb) em que wa e wb são os pesos de Ma e Mb, respectivamente. Nesse caso, wa e wb são iguais a 1/2W, pois Ma = 10.000 e Mb = 100.000; substituindo esses valores na expressão acima, temos: 1 1 Mw = W × 10.000+ W × 100.000 / W 2 2 = 55.000

(

)

ESTRUTURA DOS POLÍMEROS

O número do peso molecular médio é dado por: Mn = (na × Ma + mb × Mb) / (na + mb) em que na e mb são o número de moléculas do peso molecular Ma e Mb, respectivamente. Nesse caso, na = 10 e mb = 1, desse modo: Mn = (10 × 10.000 + 1 × 100.000) / 11 = 18.200 O peso molecular de um polímero é de grande valor para explicar as variações nas propriedades físicas de diferentes polímeros. Por exemplo, a resistência à tração e o alongamento necessário para romper o polímero aumentam drasticamente para alguns polímeros na faixa de peso molecular de 50.000 – 200.000. Contudo, a melhoria das propriedades físicas pelo aumento do peso molecular é acompanhada por um rápido aumento na viscosidade do produto, e isto aumenta a temperatura de transição vítrea, tornando mais difícil do polímero ser processado.

Configurações de Cadeia As cadeias poliméricas são mantidas unidas por meio de ligações secundárias fracas (ou forças de van der Waal) e pelo entrelaçamento das cadeias, se elas forem longas o suficiente. Quanto maior o peso molecular, maior o entrelaçamento formado, originando um polímero mais rígido e resistente. Em um polímero como o polietileno, que tem uma configuração de cadeia linear, as ligações fracas entre as cadeias podem ser facilmente quebradas pelo aumento da temperatura do polímero. Quando isso acontece, as cadeias podem deslizar umas nas outras de forma que o polímero amolece e se deforma facilmente. No resfriamento, as ligações são restabelecidas, e o polímero se torna novamente duro e retém a forma que estava na temperatura mais alta. A temperatura na qual um plástico amolece de modo que as moléculas possam começar a deslizar é definida

como sua temperatura de transição vítrea. Ela é similar àquela dos vidros, exceto que no caso dos plásticos as temperaturas envolvidas são muito baixas (Cap. 1.4). Um polímero que pode ser amolecido e subsequentemente modelado pelo aquecimento acima de sua temperatura de transição vítrea é conhecido como polímero termoplástico. Exemplos desses polímeros termoplásticos são o poliestireno, o polimetil metacrilato e o polietileno. Para muitos sistemas poliméricos, as cadeias não são lineares como no polietileno. De fato, o polietileno deveria ser idêntico ao polimetileno, mas isso não acontece porque as cadeias no polietileno são ramiﬁcadas, portanto, não lineares (Fig. 1.6.6). Tais ramiﬁcações dão ao polímero uma estrutura de rede tridimensional, o que impede as cadeias de deslizarem umas sobre as outras facilmente, mesmo quando aquecidos. Assim, o polímero reterá suas propriedades sob temperaturas razoavelmente altas, até que ocorra degradação química da estrutura do polímero. Os polímeros que se decompõem sob aquecimento sem mostrar uma transição vítrea são conhecidos como polímeros termoendurecidos.

Cristalinidade em Polímeros Em um polímero as moléculas geralmente se contorcem e giram, se enrolam e se cruzam de maneira aleatória. Às vezes, entretanto, haverá zonas onde as moléculas são capazes de se dispor mais ou menos paralelas entre si, como mostrado na Figura 1.6.7. Quando isso acontece, o polímero exibe um grau de cristalinidade limitado. As proporções relativas de regiões cristalinas e não cristalinas em um polímero dependerão da composição química, da conﬁguração molecular e do método de processamento. Esses polímeros não são sólidos completamente cristalinos, mas são compostos de um grande número de pequenas regiões cristalinas em íntima aproximação entre si, em uma matriz amorfa.

Peso do polímero

Número do peso molecular médio Ramo do lado propil

Peso molecular médio em peso

Comprimento das cadeias poliméricas Figura 1.6.5 Distribuição de peso molecular de um polímero típico.

Ramo do lado metil

Figura 1.6.6 Polietileno ramiﬁcado.

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

Os materiais que mostram a habilidade de se estirar em alto grau até muitas vezes o seu comprimento original são conhecidos como elastômeros. As características de um elastômero são: ■ ■ ■ ■

o material é mole e apresenta um baixo módulo de elasticidade; deformações muito altas (> 100%) são possíveis; as deformações são reversíveis; e o material está acima de sua temperatura de transição vítrea.

As diversas conﬁgurações de cadeias poliméricas para polímeros são mostradas na Figura 1.6.8. Figura 1.6.7 Cristalinidade parcial em um polímero.

O polietileno é capaz de cristalizar por causa da regularidade e da simplicidade de sua cadeia polimérica. Na medida em que as moléculas do polímero se tornam mais complexas (devido à ramiﬁcação ou grupamentos laterais grandes que restringem a mobilidade da cadeia), é mais difícil para os polímeros apresentarem regiões cristalinas.

Ligação Cruzada Quando cadeias poliméricas são unidas por ligações químicas, se diz que o polímero é de ligação cruzada. Como notado, a ligação cruzada apresenta um efeito profundo nas propriedades de um polímero; essa pode fazer a diferença entre um polímero termoplástico e um polímero termoendurecido. Mais importante, isso pode converter um polímero líquido em um polímero sólido, um processo usado na composição de muitos materiais de moldagem. Os polímeros de silicone apresentam uma temperatura de transição vítrea abaixo da temperatura ambiente, portanto, são líquidos nessa temperatura e acima dela. Quando esses polímeros formam ligações cruzadas, as cadeias não são mais capazes de deslizar umas sobre as outras e um material sólido é obtido. A extensiva formação de ligações cruzadas em polímeros resulta em materiais duros e friáveis. Se o polímero consiste particularmente em cadeias moleculares longas e flexíveis, podem haver ligações cruzadas em vários pontos ao longo de seu comprimento. As moléculas podem ter uma configuração altamente enrolada quando relaxadas e podem se esticar por grandes distâncias (pelo desenrolamento) quando uma carga é aplicada. Quando a carga é removida, as cadeias terão novamente uma configuração enrolada, governada pelas ligações cruzadas. O grau de extensão e a tensão que pode ser gerada por um polímero dependem do comprimento das cadeias, do grau de formação de ligações cruzadas e da resistência das ligações.

COMPOSIÇÃO DE POLÍMEROS REAIS Os polímeros são muito raramente usados em sua forma pura, pelas mesmas razões que os metais puros são raramente usados, em comparação com as ligas. Em vez disso, modiﬁcações são realizadas com o objetivo de melhorar as propriedades dos polímeros. Uma dessas modiﬁcações que já foi considerada é pela formação de ligações cruzadas nas cadeias poliméricas, para transformar polímeros termoplásticos em polímeros termoendurecidos. Como os polímeros termoendurecidos não podem ser amolecidos e remodelados, a forma do objeto tem que ser criada antes de induzir a formação de ligações cruzadas, e isso coloca sérias restrições aos meios de processamento. Contudo, várias outras opções de processamento estão disponíveis, tais como a mistura, e o uso de copolímeros e compósitos.

Mistura de Polímeros A mistura de polímeros é um processo comumente usado no processamento de polímeros termoplásticos e envolve a mistura de dois ou mais polímeros antes da modelagem. As propriedades do polímero misturado em geral ﬁcará em algum ponto entre as propriedades dos polímeros constituintes. Como os polímeros têm que ser miscíveis (isto é, misturados livremente um com o outro), eles tendem a ser de uma composição química similar. Isso impõe um limite nas alterações de propriedades que são possíveis pelo processo de mistura de polímeros.

Copolímeros Uma alternativa para a mistura de polímeros é a mistura de dois sistemas produtores de polímeros durante o processo de polimerização, isso é a copolimerização. Por exemplo, se um monômero A e um monômero B são misturados antes da polimerização, eles copolimerizarão, para formar cadeias poliméricas constituídas tanto de unidades monoméricas A, quanto de unidades

ESTRUTURA DOS POLÍMEROS

Ramificado

Termoplástico

Parcialmente cristalino

Termoendurecido

Polímero líquido

Ligação cruzada

Termoendurecido

Elastômero

Figura 1.6.8 Conﬁgurações da cadeia polimérica.

monoméricas B. A sequência dos monômeros originais no polímero pode ser aleatória, produzindo um copolímero aleatório, dando a sequência tal como: –A–A–A–A–B–B–A–B–A–B–B–B–A–A–B–B–A–B– Se os monômeros autopolimerizam mais rapidamente do que se copolimerizam, o resultado será um copolímero em bloco, em que os segmentos de cada homopolímero estão ligados: –A–A–A–B–B–B–B–A–A–A–B–B–B– Tais sistemas podem produzir polímeros com propriedades que são bastante diferentes dos homopolímeros. Por exemplo, um polímero pode ser bastante rígido, enquanto outro é bastante flexível. A produção de um bloco de copolímero permitiria controlar o grau de flexibilidade do material final pelo controle do comprimento dos blocos e das quantidades relativas de cada polímero. Um exemplo de copolímero em bloco é o ABS (acrilonitril-butadieno-estireno), que é formado pela mistura de três polímeros. O acrilonitril e o estireno copolimerizam para formar um copolímero em bloco vítreo, enquanto que o butadieno forma regiões borrachoides esféricas ligadas à matriz de polímero rígido. Embora esse material apresente rigidez e resistência ao creep mais baixa do que o poliestireno, ele é muito mais tenaz a ponto de ser indicado para a fabricação de partes de carroceria de carros.

Plastificantes Se uma substância de baixo peso molecular é adicionada ao polímero, ela tem o efeito de diminuir a temperatura de transição vítrea e o módulo de elasticidade do material. Esses plastificantes reduzem as forças de atração entre as cadeias poliméricas, de forma que as cadeias se tornam mais flexíveis e começam a se deslizar uma sobre as outras, em uma temperatura baixa, o que é responsável pela redução da Tg. Se for adicionado plastificante suficiente, um polímero friável pode ser transformado em um polímero mole, flexível e tenaz. Os plastificantes são em geral adicionados aos polímeros para melhorar seu escoamento (portanto, seu processamento) e para reduzir a fragilidade do produto. Um exemplo é o PVC, que é um polímero muito rígido na sua forma pura, mas pode ser transformado em um tubo flexível após a adição de um plastificante. A exigência básica a ser satisfeita por um plastificante é que este deve ser compatível com o polímero e apresentar um efeito permanente. Ser compatível significa que o plastificante deve ser miscível no polímero, e isso implica a necessidade de semelhança nas forças moleculares ativas no polímero e no plastificante. Para um plastificante ser permanente e não ser facilmente lixiviado do material, ele deve ter uma pressão de vapor baixa e uma baixa taxa de difusão pelo polímero. Um exemplo na Odontologia do uso de um plastificante é quando o dibutil-ftalato é misturado com o

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

polimetil ou polietil metacrilato para a produção de embasadores macios para dentadura (Cap. 3.2)

Compósitos Um compósito pode ser definido como a combinação de materiais na qual os componentes individuais retêm sua identidade física. Mais importante, um compósito é um material de multifases que exibe propriedades das fases constituintes, de modo a produzir um material com uma melhor combinação de propriedades do que poderia ser obtido por qualquer uma das fases constituintes. Em compósitos de dois componentes, é comum referir à matriz e carga, de forma que o primeiro é o componente que une as cargas juntas. O esmalte e a dentina são excelentes exemplos de compósitos, sendo constituídas de uma matriz orgânica (colágeno, proteínas e água) e uma carga inorgânica (hidroxiapatita). Uma grande variedade de estruturas compostas pode ser criada, como indicado no esquema de classificação mostrado na Figura 1.6.9. Em compósitos particulados, a matriz pode ser um polímero termoplástico ou termoendurecido. As partículas de carga podem estar presentes simplesmente para reduzir os custos, ou para desempenhar um papel específico, tal como conferir cor a um polímero incolor. Sua função mais crucial, contudo, é quando elas são usadas para melhorar as propriedades mecânicas dos polímeros. Por exemplo, a inclusão de vidro no polímero aumenta a rigidez e, algumas vezes, aumenta a resistência. As propriedades de escoamento dos materiais de moldagem elastoméricos são em grande parte controladas pela quantidade de carga que é incluída. A forma e a distribuição da carga desempenham um papel importante no modo como as propriedades são modificadas. Além de cargas particuladas, é também possível incorporar fibras ou filamentos. A incorporação de fibras na matriz polimérica pode ter um efeito profundo nas propriedades dos compósitos resultantes. Melhoras significantes na resistência e na rigidez, mantendo um baixo peso, podem ser alcançadas com o uso prudente de reforço de fibra. Filamentos são cristais muito finos que têm proporção do comprimento do diâmetro extre-

Reforçado por fibra

Figura 1.6.10 Cristais de ﬂuorcanasita com uma proporção de aspecto grande.

Tabela 1.6.2 Resistência à tração de ﬁbras e ﬁlamentos

COMPÓSITOS

Particulado

mamente grande, como é o caso do exemplo de uma estrutura de fluorcanasita mostrada na Figura 1.6.10. Os valores para a resistência à tração típicos para filamentos e fibras são fornecidos na Tabela 1.6.2. As fibras podem ser curtas ou longas e podem ser distribuídas em diferentes modos na matriz resinosa, dependendo dos tipos de propriedades desejadas (Fig. 1.6.11). Um exemplo de um compósito estrutural é um material composto de folhas de material empilhadas, onde cada folha apresenta fibras alinhadas em certa direção. Isso pode produzir materiais que têm propriedades de alta resistência em uma variedade de direções (Fig. 1.6.12). Em Odontologia, as cargas particuladas são mais comuns, com duas de suas aplicações mais importantes nos materiais de moldagem e nos materiais restauradores à base de resina. Os mais recentes desenvolvimentos buscam explorar o uso de nanotecnologia (escala de um bilhão em um metro), onde são acrescentadas cargas de nanopartículas às resinas para melhorar as propriedades das mesmas. Existe um interesse crescente na aplicação odontológica de materiais compósitos, não somente para materiais restauradores (Cap. 2.2), mas também na confecção de próteses adesivas reforçadas com fibras e de pinos endodônticos (Cap. 2.7).

Material

Estrutural

Figura 1.6.9 Esquema de classiﬁcação para compósitos. (Adaptada de Callister WD, Materials Science and Engineering: An introduction. John Wiley & Sons Inc., New York, USA 1994.)

Tipo

Resistência à tração (MPa)

Graﬁte

Filamento

20.000

Carboneto de silício

Filamento

20.000

Óxido de alumínio

Filamento

14.000 – 28.000

E-vidro

Fibra

3.500

Carbono

Fibra

1.500 – 5.500

Aramida (Kevlar 49)

Fibra

3.500

ESTRUTURA DOS POLÍMEROS

(a)

(b)

(c)

Figura 1.6.11 Representação esquemática de estruturas reforçadas por fibras: (a) fibras contínuas; (b) fibras alinhadas curtas e (c) fibras curtas distribuídas aleatoriamente.

Figura 1.6.12 Estrutura laminada com folhas de resina reforçada com ﬁbras colocadas umas sobre as outras em direções diferentes.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Polímeros são materiais altamente versáteis, pois podem ser sólidos ou líquidos, frágeis ou ﬂexíveis na temperatura do corpo, dependendo da sua composição e conﬁguração.

LEITURA COMPLEMENTAR Suzuki S (2004) In vitro wear of nano-composite denture teeth. J Prosthodont 13: 238–243 Xu HH, Eichmiller FC, Smith DT, Schumacher GE, Giuseppetti AA, Antonucci JM (2002) Effect of

thermal cycling on whisker-reinforced dental resin composites. J Mater Sci Mater Med 13: 875– 883

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Capítulo 1.7

PROPRIEDADES MECÂNICAS

INTRODUÇÃO Quando algo distende um ﬁo de aço ou uma tira de borracha, as respostas desses materiais são completamente diferentes. O ﬁo de aço será difícil de sofrer alteração; embora se torne mais longo, essa mudança normalmente é tão pequena que é difícil de ser observada. Por sua vez, uma tira de borracha se distenderá de imediato e pode facilmente dobrar do seu comprimento. Materiais diversos respondem de modo completamente diferente à aplicação da carga. Podemos produzir um componente e determinar sua resposta a uma carga externa. Entretanto, os dados coletados seriam aplicáveis apenas a esse componente, o que não permitiria predizer o comportamento de um componente com formato diferente que foi feito do mesmo material. Como comparamos o desempenho de material em diferentes aplicações? Precisamos de algum padrão objetivo de comparação que seja independente do tamanho e da forma do material. Uma vez estabelecido esse padrão, ele deve possibilitar a comparação das propriedades dos diferentes materiais e predizer o comportamento dos objetos feitos dele. As bases para tal padrão objetivo são quantidades chamadas tensão e deformação. A descrição das propriedades mecânicas dos materiais é baseada nelas, assim iremos considerá-las em detalhes.

TENSÃO E DEFORMAÇÃO A abordagem mais simples para entender a tensão e deformação é considerar uma vara de um dado material que é mantido sob tensão, sendo sujeito a uma força de tração, ou carga. Como mostrado na Figura 1.7.1, a vara se estenderá. Naturalmente, poderia se esperar que a vara quebrará (isto é, romperá ou se deformará irreversivelmente) sob

ação de uma carga bastante alta. A carga na qual ocorre a quebra é a medida da resistência da vara, mas é exclusiva para a vara com essas dimensões e material específico. A carga que a vara deve suportar sem quebrar-se deve ser aumentada se o diâmetro da vara estiver aumentado e deve diminuir se o diâmetro for reduzido. A quantidade de extensão da vara no momento da quebra depende do comprimento inicial da vara, de tal modo que quanto maior o comprimento inicial, maior a extensão. Então, a força e extensão não representam medidas ideais para definição das propriedades mecânicas de um material. A maneira para superar a dependência das dimensões da vara é introduzir parâmetros de tensão, o, e deformação e para o material em teste. Esses parâmetros são definidos como: ■ ■

Tensão. É a força por unidade de área de uma secção transversal que atua sobre o material. Deformação. É a alteração fracionada das dimensões produzidas pela força.

Assim, se uma vara é sujeita a uma força de tração, F, ao longo de seu comprimento, a tensão (σ) é dada por: σ = F/A em que A é a área de secção transversal da vara. As unidades usadas para medir a tensão são Newtons por metro quadrado (N.m-2 = Pascal = Pa). No mesmo momento em que a força é aplicada, o comprimento da vara altera do seu comprimento original L0, para o comprimento estendido L1. A deformação resultante (e) é dada por: e = L1 – L0/ L0 Esse parâmetro é mensurável, pois envolve o cálculo do comprimento dividido pelo próprio comprimento. Na prática, podemos medir a curva carga-extensão de um material e converter isso numa curva tensãodeformação. Tendo esta informação, é possível predizer

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

Força (F)

(a)

Área (A)

Tensão = F/A = σ

Deformação = (L1-L0)/ L0 = e

(b)

Figura 1.7.1 Vara de um material sendo puxada em direção uniaxial.

a curva carga-extensão para uma vara com qualquer área transversal e comprimento. Podemos também comparar a resposta de diferentes materiais a uma mesma força de tração. A tensão e deformação não são propriedades por si só, mas permitem a deﬁnição de várias propriedades mecânicas que não podem ser deﬁnidas de outra forma. No exemplo descrito, a tensão foi gerada por uma carga aplicada na direção axial (isto é, ao longo da vara), mas, na prática, a carga pode ser aplicada em qualquer direção, e na maioria das situações mais de uma carga está envolvida. Essas cargas originam padrões complexos de tensão na estrutura. Os três tipos principais de tensão são a tensão por tração, tensão por compressão e tensão por cisalhamento, e esses estão mostrados de modo esquemático na Figura 1.7.2.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Quando uma carga é aplicada no dente, essa carga é transmitida ao longo do material, gerando tensões e deformações. Se essas tensões e deformações excederem o valor máximo que o material pode suportar, é muito provável que ocorra a fratura.

Deﬁnições de Algumas Propriedades Mecânicas Uma curva típica de tensão-deformação para um metal tal como uma liga de latão é mostrada na Figura 1.7.3. Ela pode ser usada para identiﬁcar várias propriedades do material.

Limite de Elasticidade e Deformação Plástica Uma característica importante no comportamento mecânico dos materiais é a relação entre a tensão e deforma-

(c)

Figura 1.7.2 Três tipos principais de tensão: (a) tração; (b) compressão; (c) cisalhamento.

ção. Como pode ser observado na Figura 1.7.3, a liga de latão não mostra uma relação linear entre a tensão e deformação ao longo do comprimento total da curva. A região onde a curva tensão-deformação é linear é conhecida como região elástica linear, e representa a região onde ocorre a deformação elástica. Nessa região, a remoção da tensão sobre o material resulta no retorno do material à sua forma original. Onde a curva inicia o desvio do seu trajeto linear, o material terá excedido o seu limite elástico e começará a deformar de modo permanente; a remoção da tensão sobre o material não resulta no retorno do material à sua forma original. Isso é conhecido como deformação plástica, e está representado pela região de deformação plástica no gráﬁco.

Módulo de Young Quando um material é tensionado, em geral a tensão inicialmente é proporcional à deformação, e assim sua razão é constante. Em outras palavras, o material deforma de modo linear e elástico. Isso pode ser representado pela expressão: σ/e = E

PROPRIEDADES MECÂNICAS

σRMT σF σL σy

Região de deformação plástica

A quantidade conhecida como limite convencional de escoamento (σL) é usada como uma medida do início do escoamento do material e é deﬁnida como a tensão necessária para produzir certa quantidade de deformação plástica, geralmente 0,2%.

Tensão

IMPORTÂNCIA CLÍNICA

Ductibilidade

Se em qualquer ponto de uma restauração metálica, tal como uma ponte de três elementos, a tensão por tração excede o limite de proporcionalidade, a restauração se deformará de modo permanente.

Resistência Máxima à Tração Elástico linear Deformação Figura 1.7.3 Curva de tensão-deformação para um material dúctil.

que nos permite deﬁnir uma outra propriedade do material, chamada módulo de Young, deﬁnido como uma constante que relaciona a tensão e a deformação na região elástica linear e é a medida de rigidez do material. Observe que a rigidez da vara é dependente da sua forma e dimensão e do módulo de Young do qual o material foi construído. Uma vez que conhecemos o módulo de Young de um material, é possível determinar a rigidez de qualquer estrutura feita deste material. Como o módulo de Young é obtido ao se dividir a tensão pela deformação, as unidades são as mesmas da tensão (N.m-2). O valor do módulo de Young com frequência é maior para os materiais reais. Para tornar os valores mais manejáveis, o valor do módulo de Young geralmente é expresso em GigaPascais (GPa), em que um Pascal é 1 N.m-2, e um GigaPascal é 109N.m-2. O módulo de Young em geral é descrito apenas como módulo elástico ou módulo de elasticidade.

Resistência à Fratura Agora é possível deﬁnir a resistência à fratura do material, σf, uma vez que é simplesmente a tensão necessária para quebrá-lo.

Limite de Proporcionalidade e Limite Convencional de Escoamento* A tensão na qual a deformação plástica inicia é deﬁnida como limite de proporcionalidade, σy. Na prática, esse ponto é difícil de ser detectado, pois existe uma transição gradual ao invés de uma rápida alteração no declive da curva tensão-deformação. *Nota da Revisão Cientíﬁca: A maioria dos livros recentes de Materiais Dentários na área odontológica disponíveis no Brasil considera os conceitos Yield stress e Proof stress como limite convencional de escoamento (LCE), diferentemente do presente livro, em que o autor prefere utilizar o primeiro conceito como limite de proporcionalidade e o segundo como LCE.

Em uma resposta à tração que está detalhada na Figura 1.7.3, existe uma tensão máxima que pode ser suportada pelo espécime. Essa tensão máxima é deﬁnida como a resistência máxima à tração do material, σRMT, e é frequentemente diferente da resistência à fratura que, conforme descrito acima, é a tensão no ponto de fratura.

Ductibilidade A quantidade de deformação plástica produzida no espécime no momento da fratura é chamada de ductibilidade do material. A ductibilidade é mensurada pelo desenho de uma linha que parte do ponto de fratura, que é paralelo à região elástica da curva tensão-deformação. Onde essa linha encontra o eixo da deformação é a medida da ductibilidade do material, e é com frequência apresentada em termos de porcentagem de alongamento.

Resiliência e Tenacidade Quando um ﬁo é curvado e depois liberado, ele volta para sua forma original desde que a tensão não exceda o limite elástico. Isso ocorre por causa da energia estocada no ﬁo que é restabelecida quando a tensão é liberada. A quantidade de energia que pode ser absorvida e depois liberada é uma indicação do potencial de elasticidade do material. A resiliência é a quantidade de energia que um material pode absorver sem sofrer qualquer deformação permanente. É mensurada na curva tensão-deformação como a área sob a porção linear elástica da curva, que é dada por: 1 P2 R= × 2 E em que R é o módulo de resiliência, P é o limite de proporcionalidade e E é o módulo de elasticidade. As unidades são as de energia por unidade de volume, J.m-3 (1 Joule = 1N.m). A quantidade total de energia que um material pode absorver antes dele se fraturar é a medida da tenacidade do material e é indicada pela área total sob a curva tensãodeformação. Também é expressa em termos de J.m-3.

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

Tenacidade à Fratura Existem ocasiões em que os materiais fraturam rapidamente e de modo inesperado. Isso frequentemente é resultado de uma fratura rápida e surge quando uma trinca no material se torna instável e cresce de modo muito rápido. Tais quebras causam queda de aviões, navios se partem na metade e pontes colapsam. Esse modo de falha em geral está associado a materiais que possuem características de comportamento friável, tais como vidros e cerâmicas, embora também possa acontecer com muitos metais que não são dúcteis, tais como o amálgama dentário, soldas e resinas duras e friáveis. A tenacidade à fratura de um material é a medida da capacidade desses materiais em resistir à propagação de uma trinca pré-existente. O método usado para medir a tenacidade à fratura de um material é introduzir uma trinca de tamanho e forma conhecidos, e assim medir a tensão necessária para que essa trinca cresça e por ﬁm calcular um parâmetro conhecido como K1C. Valores típicos de tenacidade à fratura de vários materiais estão apresentados na Tabela 1.7.1.

Uma curva tensão-deformação pode ser construída, da qual inúmeras propriedades podem ser determinadas. Alguns exemplos típicos de curvas de tensão-deformação para vários materiais estão mostrados na Figura 1.7.5. Um exemplo de um material dúctil é o aço leve, que mostra uma região de comportamento elástico linear, um ponto de escoamento bem-deﬁnido e um grau considerável de ductibilidade. Ao contrário, um sólido friável e duro, tal como o gesso de Paris, mostra apenas uma região elástica linear e depois fratura sem qualquer evidência de deformação plástica.

Célula de carga

Espécime

Parte da base em movimento

TESTES MECÂNICOS Teste de Tração

Material

K1c . (MPam1/2)

Metais dúcteis

100-350

Aço de alta resistência

50-154

Ligas de alumínio

23-45

Madeira

11-13

Náilon

Porcelana

Tensão

Figura 1.7.4 Um modelo para mensuração da resistência à tração.

Deformação Metal dúctil

Deformação Sólido friável

Tensão

Tabela 1.7.1 Dados de tenacidade à fratura de uma variedade de materiais

Base

Tensão

O teste de tração é um teste relativamente simples para compreender, interpretar e possivelmente também é o mais usado. Nesse teste, uma amostra de um material é tensionada numa direção uniaxial, conforme demonstrado na Figura 1.7.4. O teste é realizado com uma taxa de deformação constante (isto é, taxa constante de extensão) e a carga é mensurada por uma célula de carga. O alongamento correspondente à carga aplicada é medido simultaneamente, e pode ser realizado de várias formas possivelmente envolvendo mensuração da separação das peças constituintes da garra acoplada à máquina de ensaios, ou pela ﬁxação de medidores de deformação para o material, caso a deformação seja muito baixa. A tensão e a deformação correspondente podem depois ser calculadas de acordo com as deﬁnições já descritas.

Deformação Plástico friável

Deformação Elastômero

Figura 1.7.5 Curvas de tensão-deformação de vários materiais. Observe que as escalas de tensão e deformação não podem ser comparadas.

PROPRIEDADES MECÂNICAS

Muitos plásticos, tal como o polimetil metacrilato, também são friáveis, embora sejam menos rígidos do que o gesso de Paris. O elastômero, do qual os materiais de moldagem de silicone são exemplos, mostra um comportamento muito diferente quando comparado a outros materiais. Primeiro, o elastômero parece não apresentar uma região elástica linear e a região elástica restabelecida é muito grande. A porcentagem de alongamento é muito maior do que a observada com aço ou gesso de Paris e de natureza elástica, uma vez que a borracha retornará as suas dimensões originais após a remoção da tensão. A borracha também possui uma resistência à tração signiﬁcativamente menor.

Constrição Durante a deformação elástica existe um leve aumento do volume de material porque os átomos que compõe o sólido são empurrados. Entretanto, não há tanta alteração em volume ocorrendo durante a deformação plástica. Durante tal deformação o aumento do comprimento do material deve resultar na redução da área transversal. Isso tende a ocorrer numa região localizada do material, como mostrado na Figura 1.7.6 e é conhecida como constrição. Esse fenômeno ocorre mais prontamente em materiais altamente dúcteis. Os resultados dos testes de tensão podem ser muito úteis ao desenhar estruturas, porque o conhecimento das características da deformação elástica do material é necessário para predizer o comportamento da estrutura quando ela é colocada sob uma carga. O limite de proporcionalidade determina a tensão máxima que o material pode suportar de modo seguro, portanto, a carga máxima que a estrutura pode suportar, embora seja prudente incluir algum fator de segurança. O módulo de elasticidade permitirá a determinação da rigidez da estrutura. Por exemplo, a combinação dessas propriedades permite que se determine a resiliência ou elasticidade de um ﬁo metálico.

Antes

Se técnicas de fabricação, tais como rolamento, modelagem ou prensagem de um ﬁo, estão envolvidas na fabricação de um produto, então é necessário conhecer quanto de deformação elástica o material pode suportar. Se o material mostra alta ductibilidade, então, ele pode ser modelado, mas se não é dúctil a modelagem pela aplicação de cargas não será possível.

Teste de Compressão Para materiais friáveis em particular, o teste de tração é difícil de ser realizado e os resultados em geral mostram alto grau de dispersão. Uma alternativa é o teste de compressão, que é realizado de modo mais fácil nos materiais friáveis e apresentam resultados que mostram menor grau de dispersão. Outra razão pela qual esses testes são realizados nos materiais friáveis é que esses materiais são usados somente sob condições de carga de compressão. A conﬁguração do teste de compressão é mostrada na Figura 1.7.7. Como a amostra é comprimida por fricção num ponto de contato com as bases de teste, existe um aumento da área transversal, assim o material adquire formato de barril. Esse efeito em “formato de barril” produz um padrão de tensão muito complexo no material (também mostrado na Figura 1.7.7) que não pode ser analisado facilmente. Isso torna a interpretação dos testes de compressão muito difícil. Um teste mais adequado é o mensurado da resistência à tração diametral, na qual um disco do material é submetido a uma carga compressiva. A carga aplicada ao disco resulta em tensão por tração numa direção perpendicular à carga aplicada, como mostrada esquematicamente na Figura 1.7.8. A tensão por tração, σ, é calculada da seguinte forma: σ = 2P/πDT

Depois

Redução da área de secção transversal

Figura 1.7.6 Constrição, mostrada por um material dúctil.

Figura 1.7.7 Um modelo para mensuração da resistência à compressão, mostrando onde a tensão de tração e cisalhamento é desenvolvida.

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

em que P é a carga, D é o diâmetro do disco e T é a espessura do disco. É um teste comumente usado para materiais dentários frágeis, porque é simples e fornece resultados mais reprodutíveis do que o teste de tração.

O tamanho dessa impressão dependerá da dureza do material. Os tamanhos podem ser mensurados e um número empírico da dureza pode ser calculado. A escolha do teste de dureza, em alguma extensão, depende da natureza do material a ser testado.

Teste de Dureza O teste de dureza mede a resistência de um material a uma ferramenta de corte ou endentação. Ele fornece uma indicação da resistência do material à penetração ou abrasão. Também existe uma correlação moderada entre a dureza de um material e sua resistência máxima à tração. O teste envolve o uso de um endentador, que pode ser na forma de uma bola (Brinell), pirâmide (Vickers ou Knoop) ou cone (Rockwell), que obviamente deve ser mais duro do que o material a ser testado. O endentador é empurrado para o interior da superfície do material por um dado período, deixando uma impressão do endentador especíﬁco (Fig. 1.7.9).

Teste de Impacto O teste de impacto é designado para testar a resistência de um material a uma rápida aplicação da carga. Uma barra-padrão é sujeita a uma carga de impulso fornecida por um pêndulo pesado. O desenho desse teste é mostrado na Figura 1.7.10. O pêndulo é liberado com um peso conhecido e depois bate e quebra a amostra, que é colocada sobre um suporte paralelo. Alguma energia do pêndulo é usada para quebrar o espécime. Com o conhecimento da altura inicial e ﬁnal do pêndulo após ele ter fraturado o espécime, a diferença na energia pode ser calculada. Esta é a medida da quantidade de energia que é absorvida pelo espécime, provocando sua fratura. Embora o teste seja empírico, ele fornece um meio útil de comparação da resistência ao impacto de inúmeros materiais. A presença de um entalhe torna esse teste muito rigoroso e fornece uma indicação da sensibilidade do material ao entalhamento na sua estrutura.

Teste de Fadiga Em muitas situações práticas, os materiais são sujeitos a tensões ﬂutuantes ao invés de cargas estáticas que são consideradas anteriormente. O acúmulo gradual de pequenas quantidades de deformação plástica produzida por cada ciclo de uma tensão ﬂutuante é conhecido como fadiga e uma situação clínica, em que tais falhas podem ocorrer é com as limas de Ni-Ti usadas na endodontia.

Ângulo de colisão do pêndulo Espécime entalhado Figura 1.7.8 Um modelo para mensuração da resistência à tração diametral.

Brinell

Vickers

Knoop

Figura 1.7.9 Superfície dos endentadores de diferentes testes de dureza.

Figura 1.7.10 Posição do espécime para um teste de impacto de Sharpy. O pêndulo tem uma cabeça de martelo, que é liberada de uma altura ﬁxa.

PROPRIEDADES MECÂNICAS

Deformação

Tensão

Aço Limite de resistência Alumínio

4 2 3

1 Número de ciclos Tempo Figura 1.7.11 Curvas T-N para aço e alumínio.

Figura 1.7.12 Curva de creep, mostrando os quatros estágios de creep para condições de deformação de longa duração e de creep em alta temperatura.

A fadiga pode levar a tensões bem abaixo do limite de proporcionalidade do material. O teste de resistência à fadiga envolve submeter os espécimes do material a um carregamento cíclico com uma variedade de cargas. O número de ciclos necessários para provocar falha é contado em cada caso. A tensão é marcada como uma função logarítmica do número correspondente de ciclos necessários para provocar a falha. Isso é dado por uma curva T-N, como mostrado na Figura 1.7.11. Duas formas de comportamento podem ser observadas. Para alguns materiais, assim que o número de ciclos de carga aumenta, a tensão permitida é reduzida. Em outros materiais, entretanto, existe o que é conhecido como limite de resistência, que corresponde ao nível de tensão abaixo do qual o material pode ser submetido a um número indeﬁnido de ciclos sem fraturar. A resistência à fadiga é muito dependente das características de superfície do material. Melhoras no acabamento da superfície ou tensões de compressão na superfície que podem ser induzidas mecânica ou quimicamente tendem a elevar o nível da curva T-N. O ambiente de teste também apresenta um efeito profundo na curva T-N em ambientes corrosivos, particularmente, reduzindo a resistência à fadiga.

Teste de Creep Sob a influência de uma tensão constante, os materiais podem deformar de modo permanente se a carga for aplicada por um longo período, mesmo se a tensão sobre o material estiver bem abaixo do seu limite elástico. Essa deformação do material dependente do tempo é conhecida como creep, e por fim provocará fratura do material. Isso é particularmente importante quando um material é usado a uma temperatura acima da metade de sua temperatura de fusão ou ponto de amolecimento, por exemplo, algumas fases do amálgama e muitos plásticos. Em temperaturas 40%-50% menores do que o ponto absoluto de fusão, o creep é insignificante. Uma curva típica de creep é mostrada na Figura 1.7.12. Quatro estágios de alongamento podem ser definidos: ■ ■ ■ ■

alongamento inicial devido à aplicação de carga; creep transitório ou primário, que tende a ser de grande efeito; estado estável (secundário) de creep; e creep terciário.

Não consideraremos os mecanismos que originam o creep.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA IMPORTÂNCIA CLÍNICA O fato de um material poder ser resistente a ponto de suportar as cargas aplicadas sobre ele, quando é colocado inicialmente em uso, não signiﬁca que ele sempre será capaz de suportar essas cargas.

Uma ampla variedade das propriedades mecânicas dos materiais pode ser mensurada. Isso permite que comparações sejam realizadas entre os materiais dentários, embora seu signiﬁcado clínico possa ser tópico de considerável debate.

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Capítulo 1.8

PROPRIEDADES FÍSICAS

INTRODUÇÃO A forma na qual os materiais dentários são utilizados não condiz com a produção em massa, pois cada novo paciente é diferente do anterior, e o material tem que ser especialmente adaptado para cada caso. Portanto, a maior parte dos materiais usados pelo dentista e pelo técnico de laboratório precisa de alguma forma de processamento antes de seu endurecimento. Esse processamento com frequência envolve uma mistura de materiais com outros para produzir uma pasta ou líquido que pode ser inserido e adaptado para se adequar às necessidades do paciente. O uso bem-sucedido dos materiais dentários, portanto, precisa de algum entendimento do escoamento dos materiais quando são misturados, vazados ou moldados. O estudo do escoamento do material é conhecido como reologia. Quando um paciente bebe uma xícara de chá ou toma um sorvete, as diferenças de temperatura dentro do dente podem ser muito pronunciadas. A polpa do dente reagiria severamente se não for protegida dessas temperaturas que diferem muito do normal ao redor de 37°C. Ao se colocar uma restauração, coroa, ponte ou prótese total, deve-se ter cuidado em proteger a polpa desses extremos de temperatura. Portanto, as propriedades térmicas dos materiais dentários precisam ser consideradas. A restauração da dentição humana tem sido motivada mais e mais da parte puramente funcional para a estética. A maioria dos pacientes quer uma restauração que seja impossível de detectar uma intervenção realizada por parte do dentista. Assim, as propriedades ópticas dos materiais selecionados e usados pelos dentistas têm se tornado muito importantes.

PROPRIEDADES REOLÓGICAS A reologia é o estudo do escoamento dos materiais. Para líquidos, o escoamento é medido pela viscosidade e para

sólidos considera-se o creep e a viscoelasticidade. Creep já foi descrito no capítulo anterior e apenas a viscosidade e a viscoelasticidade serão consideradas aqui.

Viscosidade Quando uma substância escoa sob influência de uma força externa (p. ex., gravidade), as moléculas ou átomos entram em contato com vizinhos diferentes. Então esta interação deve ser quebrada e restabelecida, e isso dá origem à resistência ao escoamento, conhecida como viscosidade. Para um líquido como a água, as forças de ligação entre as moléculas unidas são muito fracas e facilmente superadas, e assim a água escoa mais facilmente e possui baixa viscosidade. Para alguns fluidos, as atrações intermoleculares são muito fortes. Isso em geral está associado a moléculas maiores, tal como o caso do melado. As moléculas podem ainda se entrelaçar uma na outra originando viscosidades muito elevadas. Isso é o que acontece com polímeros de alto peso molecular. Quando agitamos um líquido estamos efetivamente aplicando uma tensão de cisalhamento, e o grau de energia no qual misturamos pode ser quantificado pelo índice de cisalhamento. Tal situação é mostrada na Figura 1.8.1. A tensão de cisalhamento e a taxa de cisalhamento são definidas pelo: Tensão de cisalhamento = ηs = F/A Taxa de cisalhamento = è = V/d Vários métodos estão disponíveis para mensurar a tensão de cisalhamento sobre uma variedade de taxas de cisalhamento para um fluido, e a informação coletada pode ser considerada como a curva da tensão de cisalhamento-taxa de cisalhamento. Essa relação é linear para muitos fluidos e uma curva típica para esse fluido é mostrada na Figura 1.8.2. O desvio da curva é igual à viscosidade e assim a definição científica exata da viscosidade, η, é dada por: η = tensão de cisalhamento/taxa de cisalhamento

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

Dilatante

v d

F Líquido

Placa estacionada

Plástico

Tensão de cisalhamento

Placa de área A em movimento

Figura 1.8.1 Cisalhamento de um líquido entre duas placas rígidas que estão separadas por uma distância, d. A placa superior é movida a uma velocidade, v, em relação à placa estacionada e uma força, F, é necessária para sobrepor a resistência do líquido.

Newtoniano

Pseudoplástico

Taxa de cisalhamento

Tensão de cisalhamento

Figura 1.8.3 Comportamento reológico de diferentes líquidos.

Taxa de cisalhamento Figura 1.8.2 Tensão de cisalhamento versus força de cisalhamento para um líquido newtoniano.

é possível definir as características de escoamento desse líquido apenas pela viscosidade. Para alguns líquidos, um aumento da taxa de cisalhamento não provoca o aumento correspondente da tensão de cisalhamento. Isso significa que o líquido se torna mais fácil de ser misturado a altas taxas de cisalhamento do que quando comparado a um líquido dilatante ou newtoniano. Esse comportamento é descrito como pseudoplástico e provoca a característica de alguns líquidos que é comumente conhecida como aumento do escoamento por cisalhamento. Um exemplo odontológico desse tipo de comportamento é a silicona utilizada como material de moldagem, onde o aumento do escoamento por cisalhamento torna o escoamento do fluido por uma seringa muito mais fácil do que seria.

Tixotropia As unidades de viscosidade são pascals segundos (Pa.s). As propriedades de viscosidade das substâncias que possuem uma relação linear entre a tensão de cisalhamento e a taxa de cisalhamento são dadas inteiramente por um simples valor de viscosidade, e são ditas como tendo um comportamento “newtoniano”. Entretanto, nem todos os materiais se comportam da mesma maneira, e algumas das diferentes formas de comportamento são mostradas da Figura 1.8.3. Líquidos com comportamento plástico não escoarão até que uma tensão de cisalhamento inicial tenha sido alcançada. O fluido escoará num modelo newtoniano. Os líquidos dilatantes mostram um aumento da viscosidade à medida que a taxa de cisalhamento cresce. Isso significa que quanto mais rápido se tenta misturar o fluido, mais difícil torna-se a mistura do líquido. Não

Há muito tempo acredita-se que a viscosidade pode ser determinada do conhecimento da tensão de cisalhamento e taxa de cisalhamento em qualquer momento. Para algumas substâncias, a viscosidade alterará a uma taxa de cisalhamento específica, e se traçarmos uma curva da tensão de cisalhamento versus a taxa de cisalhamento para um dado líquido, pode-se encontrar uma resposta tal qual a mostrada na Figura 1.8.4. Nesse caso a viscosidade para uma taxa de cisalhamento que está aumentando é diferente da viscosidade para uma taxa de cisalhamento em redução, que é um exemplo de histerese. Nesses casos, a viscosidade do fluido é dependente de deformações anteriores as quais o fluido foi submetido. Esse tipo de comportamento ocorre quando existe algum rearranjo molecular causado pela mistura e falta de tempo para as moléculas retornarem para seu arranjo normal antes de serem misturadas novamente. O efeito

PROPRIEDADES FÍSICAS

Tensão de cisalhamento

Deformação

Mola

Tempo

Amortecedor Taxa de cisalhamento

disso é que quanto mais tempo o fluido é misturado a uma dada taxa de cisalhamento, menor será a tensão de cisalhamento, bem como a viscosidade. Se o fluido for deixado por tempo suficiente, ele se recuperará e todo o processo poderá ser repetido. Esse tipo de comportamento é definido como tixotrópico e um fluido que exibe isso é uma tinta que não escorre.

Deformação

Figura 1.8.4 Comportamento tixotrópico.

Tempo

Figura 1.8.5 Resposta elástica e viscosa para o modelo de mola e amortecedor.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA As propriedades reológicas de um material são importantes, pois têm inﬂuência principalmente nas características de manipulação do material.

Viscoelasticidade Uma grande variedade de materiais mostra um comportamento que é intermediário entre o de um líquido viscoso e de um sólido elástico. Para um sólido elástico, afirma-se que a relação entre tensão e deformação é independente de quaisquer fatores dinâmicos tais, como: taxa de carregamento ou de deformação. Entretanto, se for dado um tempo suficiente para fazer isso, alguns sólidos mostram a capacidade de rearranjar suas moléculas sob a influência de uma carga aplicada, e isso é refletido em alguma deformação. Quando uma carga é depois liberada, o material não retorna imediatamente ao seu estado original. Isso significa que o comportamento do material é dependente de tais fatores, como: a duração e quantidade de carga aplicada. Um meio efetivo e simples de visualização desse problema é pelo uso de modelos baseados em mola e amortecedor, que combinam para formar um sistema que se assemelha a um amortecedor de choque. A mola representa o elemento elástico e o amortecedor representa

o elemento viscoso. A variação da deformação com o tempo para esses modelos está mostrada na Figura 1.8.5. Para a mola, a aplicação de carga resulta na deformação imediata que é mantida ao longo do tempo que a carga é aplicada. Uma vez que a carga é removida, a mola retorna instantaneamente para seu estado original. Por sua vez, com a aplicação de carga, no amortecedor existe um aumento gradual da deformação que continua a aumentar durante o período de aplicação da carga. Com a remoção da carga, a deformação não é atenuada, e o amortecedor permanece na sua nova posição. Quando esses dois elementos são colocados em paralelo, cria-se um modelo viscoelástico simples. A resposta de deformação é mostrada na Figura 1.8.6. Nesse modelo, o amortecedor impede que a mola responda elasticamente. Neste momento, o amortecedor deixa gradualmente que a mola se aproxime do estado desejado de deformação. Com a remoção da carga, o amortecedor impede que a mola se contraia ao seu estado de não deformação, que pode agora ser alcançado apenas após algum tempo. Um exemplo odontológico de um grupo de materiais que mostram comportamento viscoelástico são os materiais de moldagem elastoméricos. A curva deformaçãotempo para esse material e o modelo correspondente dos elementos elásticos, viscosos e viscoelástico são mostrados na Figura 1.8.7.

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

Para evitar deformação permanente excessiva desses materiais, eles não devem ser carregados por mais tempo que o necessário; isso porque os materiais de moldagem elásticos devem ser removidos da boca com movimento de tração curto e rápido. Quanto mais rapidamente uma carga é aplicada e retirada de um material, maior será a sua resposta elástica.

Deformação

Elemento viscoelástico

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Alguns materiais apresentam propriedades entre um sólido e um líquido, que os tornam suscetíveis à distorção. t0

Tempo

PROPRIEDADES TÉRMICAS O material pode ser quente ou frio ao toque. Essa resposta do material a uma fonte de calor, nesse caso as

Figura 1.8.6 Comportamento viscoelástico de uma mola e amortecedor em paralelo.

Carga

Deformação

Carga

Tempo Figura 1.8.7 Modelo viscoelástico correspondendo ao comportamento reológico de um material de moldagem elastomérico completamente polimerizado. A carga é aplicada num dado tempo t0, e mola A estende-se instantaneamente, enquanto a mola D é impedida de realizar este movimento pelo amortecedor C. Com o tempo, os amortecedores C e B permitem o desenvolvimento da deformação adicional. No tempo t1, a carga é removida, e a mola A se contrai imediatamente. A mola D é impedida de realizar o movimento pelo amortecedor C. Finalmente, no tempo t2, a mola D retornou para seu comprimento original. Alguma deformação permanente se mantém, pois o amortecedor B não retornará ao seu estado original.

PROPRIEDADES FÍSICAS

pontas dos dedos, é dependente da facilidade com que esse calor é transferido através do material. Um material, que prontamente conduz calor, é um condutor térmico e um material que resiste à condução de calor é um isolante térmico.

Condutividade Térmica Um fator que determina a facilidade com que o calor será transferido através do material é a condutividade térmica (K), que é deﬁnida como a taxa de ﬂuxo de calor por unidade de gradiente de temperatura; suas unidades são cal.cm-1.s-1.°C-1.

Calor Específico Para alguns materiais, a “sensação de resfriamento” inicial pode rapidamente desaparecer assim que o material se aquece devido à transferência de energia térmica da fonte de calor para o material. O modo pelo qual a temperatura rapidamente aumenta depende do calor específico do material, que é definido como a energia de calor necessária para elevar a temperatura a uma unidade de volume por um grau centígrado. Então, suas unidades são cal.g-1.°C-1 e o símbolo usado é Cp.

Difusividade Térmica A transferência de carga de uma fonte quente para uma fria é dependente tanto da condutividade térmica como do calor especíﬁco, com o primeiro regulando a taxa pelo qual o calor penetra e passa através do material, e com o último determinando a taxa pela qual a temperatura aumentará assim que o calor penetrar no material. Isso é representado pela difusividade térmica, h, como:

água, mostrando ser um excelente isolante térmico. Por esse motivo é que os esquimós podem se manter bemaquecidos quando estão em seus iglus.

Expansão Térmica Quando um material é aquecido, a energia extra absorvida provoca a vibração de átomos e moléculas com aumento da amplitude. Como consequência o material se expande. O modo mais comum de mensurar essa expansão é avaliar o comprimento do material, aquecendo-o a uma certa temperatura e depois mensurando a alteração resultante no comprimento. Essa alteração no comprimento, quando determinada por unidade de comprimento para 1°C de alteração na temperatura, é chamada de coeficiente linear de expansão, α. Essa alteração é tão pequena que é mais comum ser expressa em termos de partes por milhão por grau centígrado (ppm/°C). Alguns valores típicos para α estão mostrados na Tabela 1.8.2. Num material restaurador ideal, o coeficiente de expansão térmica deveria ser idêntico ao dos tecidos dentários. Se esse não for o caso, a troca térmica pode levar a formação de uma fenda marginal e a quebra da união adesiva. Tais efeitos serão dependentes do coeficiente de expansão térmica e da difusividade térmica do material. Alguns materiais, tal como a prata, precisam de apenas uma pequena quantidade de energia na forma de calor para elevar sua temperatura e expandir ou contrair rapidamente. Por sua vez, os materiais restauradores como os compósitos apresentam baixa difusividade térmica. Isso fornece alguma proteção contra o estímulo térmico, pois mais energia na forma de calor é necessária para

Tabela 1.8.2 Coeﬁcientes de expansão térmica

h = K/Cpρ em que ρ é a densidade do material. A difusividade térmica fornece uma indicação clara da taxa de elevação da temperatura a um determinado ponto devido à colocação de uma fonte de calor em um outro ponto, e pode ser considerada a mais importante nas aplicações odontológicas. Alguns valores típicos das propriedades mencionadas para inúmeros materiais estão mostrados na Tabela 1.8.1. Uma característica importante é a baixa difusividade da

a (ppm/oC) Esmalte

Dentina

Resina composta

20-55

Selante de ﬁssuras

Porcelana

Cimento de ionômero de vidro

Tabela 1.8.1 Propriedades físicas dos materiais dentários r (g.cm-2)

Cp (cal.g-1.oC-1)

K (cal.cm-1. s-1.oC-1)

H (cm-2.s1)

Esmalte

2,9

0,18

0,0022

0,0042

Dentina

2,1

0,28

0,0015

0,0026

Prata

10,5

0,056

0,98

1,67

Sílica

2,5

0,2

0,003

0,006

Água

1,0

1,00

0,0014

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

elevar a temperatura e expansão correspondente. Entretanto, se um calor suficiente é fornecido, o material mostrará uma troca expansão/contração significativa com os tecidos dentários. Fraturas de peças fundidas podem ocorrer devido à diferença entre a temperatura da peça fundida e a temperatura do resfriamento, quando existe uma grande troca entre o material refratário e a liga fundida. A correção das alterações dimensionais devido à contração de resfriamento das ligas é muito importante para a adaptação de coroas e pontes. De modo similar, a metalocerâmica depende de que o coeficiente de expansão do metal e porcelana sejam muito próximo.

melho brilhante. Isso ocorre porque a nossa sensibilidade à cor e experiências anteriores será diferente. Existem três características de um objeto que controlam a natureza da luz reﬂetida, são elas: ■

■

IMPORTÂNCIA CLÍNICA As propriedades térmicas de um material dentário podem inﬂuenciar a sensação de alimento quente ou frio e podem provocar falhas mecânicas devido a diferenças entre a expansão e a contração.

Cor. A cor de um objeto que nossos olhos detectam será em função da fonte de luz fornecida pelo espectro de luz atingindo a superfície e como o objeto transforma esse espectro. Translucidez. A quantidade de luz refletida e o espectro de luz refletida por um objeto e detectado pelo olho dependerá da capacidade da luz em atravessar o material, onde ela mudará devido às propriedades de absorção e dispersão do material e a estrutura de fundo contra o qual ele é mantido. Textura de superfície. A luz pode ser refletida por uma superfície, como um espelho ou dispersa em todas as direções. No primeiro caso a superfície é uma superfície polida que apresenta uma reflexão ideal, ao passo que no segundo caso é uma superfície opaca que dispersa a luz.

Cor PROPRIEDADES ÓPTICAS No mundo real, todo objeto que vimos é resultado da reﬂexão da luz proveniente do próprio objeto que atinge um fotodectector muito sensível, com um determinado comprimento de onda, chamado de olho (Fig. 1.8.8). Possuímos um tripé composto por uma fonte de luz, o objeto e observador. Cada um destes inﬂuenciará o que vemos. Quando colocamos uma maçã na frente de três pessoas e perguntamos qual a cor da maçã, poderemos ter três respostas diferentes. Uma verá simplesmente como vermelho, outra como carmesim e ainda outra como ver-

Fonte de luz

Olho

Objeto Fundo

Figura 1.8.8 A percepção de um objeto depende da fonte de luz, das propriedades óticas de um objeto e da capacidade do olho em discriminar o espectro de luz visível que atinge a retina.

A percepção da cor é altamente subjetiva, pois é uma resposta fisiológica a um estímulo físico. Por exemplo, fazer a escolha de uma cor de um material restaurador para que ele apresente uma cor semelhante ao dente tende a variar levemente, de indivíduo para indivíduo. Isso acontece porque o olho é um detector de luz, seguido da interpretação do cérebro que apresenta pouca definição da energia dispersa ou transmitida pelo material. Esse processo variará de pessoa para pessoa. Isso pode representar um problema real para aqueles que sofrem de daltonismo, o que significa basicamente que os fotodectores são defeituosos. A percepção da cor, portanto, não leva a sua quantificação, mas não é o caso da luz em si. A luz é uma radiação eletromagnética que pode ser detectada pelo olho humano. Newton (1666) foi capaz de produzir um espectro de luzes coloridas diferentes ao iluminar um prisma de vidro, que reflete a luz numa banda multicolorida. Essa banda de luz foi idêntica às cores do arco-íris. Ele mostrou que a luz branca é na verdade o resultado de uma combinação de um amplo espectro de radiação colorida. O espectro da radiação eletromagnética do ultravioleta até o infravermelho é mostrado na Figura 1.8.9. Disso, pode-se observar que a radiação eletromagnética visível ocupa apenas uma pequena parte do espectro total e esta faixa está entre 380-780 nanômetros (1 nanômetro [nm] = 10-9m). Esse espectro vai do violeta (380-450nm), passa pelo azul (450-490nm), depois pelo verde (490-560nm), amarelo (560-590nm), laranja (590-630nm) e finalmente o vermelho (630-780nm). A luz é focalizada na retina e desencadeia os impulsos nervosos que são transmitidos ao cérebro. Existem

PROPRIEDADES FÍSICAS

Raio x

Ultravioleta

Visível

Infravermelho

Violeta

Distante

Vermelho

Anil

400

Distante

Laranja Azul

Amarelo

Verde

Comprimento de onda (nm)

700

1.000.000

células em forma de cone na retina que são responsáveis em fornecer a sensibilidade para diferenciar as cores da luz e células em bastonete que são sensíveis apenas ao brilho (isto é, quantidade de luz) que é focalizada na retina. A resposta da retina à luz é indicada na Figura 1.8.10. Ela mostra que o olho é mais sensível à luz na faixa do verde-amarelo e é menos sensível aos extremos do espectro visível, isto é, vermelhos e azuis. As células em forma de cone apresentam um limiar de intensidade. A excessiva exposição à luz de um dado comprimento de onda pode provocar com que estas células não desempenhem corretamente a sua função, resultando em uma distorção ocular e percepção de cores muito diferente. A luz real que vemos não é um único comprimento de onda, mas é composta de uma mistura de diferentes comprimentos de onda que se combina para produzir uma cor distinta. O comprimento de onda e intensidade do espectro da luz que vemos depende da fonte de luz. O espectro de luz para luz do dia e de uma lâmpada com filamento de tungstênio são muito diferentes, conforme mostrado na Figura 1.8.11. Isso significa que a cor de um objeto poderá parecer diferente quando visto sob a luz proveniente de fontes diferentes. A fim de permitir que a informação sobre a cor possa ser transmitida, por exemplo, para que o laboratório consiga confeccionar uma coroa ou jaqueta, precisamos de algum mecanismo para descrever as características da cor dos dentes de um paciente que sejam similares às da restauração. Várias pessoas tentaram desenvolver um método de quantificação da cor e expressá-lo numericamente com o objetivo de tornar a comunicação da cor fácil e precisa. Em 1905 o artista norte-americano A. H. Munsell desenvolveu um método para descrição das cores, que foram classificadas de acordo com seu matiz, croma e valor: ■

Matiz. Ela representa a cor dominante (isto é, comprimento de onda) do espectro de luz de uma fonte. As

Resposta da retina

Figura 1.8.9 Espectro da radiação eletromagnética.

400

Comprimento de onda (nm)

700

Figura 1.8.10 A resposta relativa da retina à radiação eletromagnética visível.

■

possíveis cores são violeta, anil, azul, verde, amarelo, laranja e vermelho. As três cores principais, das quais todas as outras cores podem ser produzidas são o vermelho, o verde e o azul. Esse fato é usado nos televisores para criar uma imagem totalmente colorida apenas de três cores distintas. Croma. Ele é a força do matiz, em outras palavras, o quão é intensa a cor. Na televisão, ele pode ser representado pelo ajuste de cor. Valor. Ele é o brilho ou o escurecimento de um objeto, e varia do preto ao branco para objetos que dispersam ou que reﬂetem, e do escuro ao claro para objetos translúcidos.

Ao passo que o matiz e o croma são propriedades de um objeto, o valor dependerá da incidência da luz, do polimento da superfície do objeto e do fundo, ou seja, se o material transmite luz. Por esta razão, é importante que a identiﬁcação da cor seja realizada sob diversas fontes de luz, com a luz do dia sendo a melhor opção. A base para o sistema Munsell é mostrada na Figura

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Filamento de tungstênio

Energia relativa

100%

Branco

Croma

Valor

Matiz

0% 400 Comprimento de onda (nm) 700

Média da luz natural 100%

Energia relativa

Preto

0% 400 Comprimento de onda (nm) 700

Figura 1.8.11 Espectro de luz para uma lâmpada de ﬁlamento de tungstênio e de luz natural.

1.8.12. Essa representação tridimensional da cor não é exatamente prática e inicialmente esse método de descrição da cor envolveu uma grande variedade de tiras de papéis coloridos, que mais tarde foi atualizado para um sistema numérico. Nesse sistema, qualquer cor é expressa como uma combinação letra/número e é visualmente avaliado no Atlas Colorido de Munsell. Entretanto, esse sistema possui suas limitações no que se refere à estabilidade da cor do Atlas e ele necessita ser substituído a cada cinco anos, além da necessidade de ser visto sob condições de luz padronizadas. Apesar disso, embora ele possa ser adequado para a combinação da cor de um pedaço de tecido ou de uma tinta, por meio da sua colocação próxima ao Atlas, este não é o mais conveniente método para avaliar a cor dos dentes de um paciente! Além disso, foi mostrado que a variação de cores dos dentes humanos corresponde a apenas 2% da guia de cores de Munsell. Assim, na Odontologia, um sistema mais simples baseado numa escala foi desenvolvido, no qual a escala VITA é uma das mais usadas (Fig. 1.8.13). A escala de cores da VITA é estruturada no princípio da

Figura 1.8.12 Esquema de cor tridimensional de Munsell para matiz, croma e valor.

matiz, valor e croma. Existem quatro matizes básicos, representadas por A (avermelhado-marrom), B (avermelhado-amarelo), C (cinza) e D (avermelhado-cinza). O valor é a escala de cinza e a escala de cores pode ser arrumada de acordo com o quão claro (branco) ou quão escuro (preto) é um dente. O terceiro elemento da escala de cores é o croma, que representa a intensidade da cor principal como é indicado pelo número associado à cor principal (matiz), que é A1-A4, B1-B4, C1-C4 e D1-D4. É importante que a escala selecionada corresponda ao material restaurador usado. O ideal é que a escala de cores fosse fabricada com o mesmo material usado para a confecção da restauração. O fato de os objetos serem capazes de mudar a cor sob influência de diferentes fontes de luz é conhecido como metamerismo. O metamerismo ocorre quando dois objetos com propriedades de reflexão de luz diferentes (gráficos do espectro) apresentam uma aparência de cor idêntica em condições de iluminação e observação específicas, e parecem diferentes quando as condições de iluminação ou observação são alteradas. A maior parte dos consumidores sabe que a tentativa de combinar cores de duas peças de roupa é mais bem sucedida se realizada sob luz do dia ao invés da luz fluorescente da loja. Outra característica importante da luz é que alguns objetos são capazes de absorver luz de um comprimento de onda próximo à faixa ultravioleta (300-400nm), e depois a liberam como uma luz de comprimento de onda maior (400-450 nm). Essa propriedade é a fluorescência, e ocorre naturalmente no esmalte dentário. Esse é o motivo pelo qual os dentes aparentam tão brancos sob

PROPRIEDADES FÍSICAS

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A cor de um objeto é uma percepção humana, que se dá em função de um tripé, composto pela fonte de luz, objeto e observador.

Translucidez

Um material transparente, tal como o vidro da janela, permite a passagem de luz de tal modo que ocorre pouca distorção, significando que um objeto pode ser visto completamente através dele. A absorção seletiva de certos comprimentos de onda pode acontecer e isso forma a base dos filtros óticos. Um material translúcido permite que alguma luz passe por ele, e então ele absorve alguma coisa do remanescente, dispersa e reflete o restante da sua superfície ou interface interna. Um objeto visualizado por esse material teria uma aparência distorcida. Um material opaco é um dos que não transmitem luz, mas ao invés disso absorvem, refletem ou dispersam a luz na superfície. A cor de um objeto dependerá de quais comprimentos de onda de luz são refletidos e quais são absorvidos. Por exemplo, o vidro vermelho é vermelho porque ele permite que a luz com comprimento de onda de luz vermelha passe por ele e todos os outros comprimentos de onda sejam absorvidos. Portanto, apareceria opaco se a fonte de luz não contivesse luz com comprimento de onda da luz vermelha, visto que todos os outros comprimentos de onda são absorvidos. Uma escala simples para quantificação do grau de opacidade é mostrada na Figura 1.8.14. Nesse sistema, a opacidade é representada por uma razão entre o contraste da reflexão da luz do dia de uma amostra de espessura padronizada (normalmente 1 mm) quando faz fundo com um padrão preto e a luz do dia aparece refletida quando faz fundo em um padrão branco. O padrão branco apresenta uma reflexão de 70% em relação ao óxido de magnésio (C0,70). Os materiais restauradores podem ser comparados facilmente com esmalte e dentina nessa escala, para encontrar seus relativos graus de opacidade.

C Figura 1.18.13 Escala de cores Vita mostrando os dentes da escala organizados de acordo com as (a) quatro matizes, (b) com a faixa de valores e (c) de croma para a escala A.

luz fluorescente e porque algumas vezes coroas, pontes ou restaurações são mais perceptíveis sob uma luz fluorescente ao invés da luz do dia. Se os materiais usados na confecção da restauração não possuem a propriedade de fluorescência, a restauração aparecerá escura em relação à fluorescência do dente natural.

Textura de Superfície Caso o material possua uma superfície opaca ou brilhante é em razão de quão lisa uma superfície possa ser. O esmalte tem uma superfície brilhante porque é muito liso e reﬂete uma grande quantidade de luz que incide na superfície. A luz é dispersa, à medida que uma superfície se torna rugosa e isto torna a aparência opaca. Isso é uma consideração importante em relação aos materiais restauradores, pois a aparência de um dente restaurado pode ser piorada se a restauração tiver uma superfície opaca, tornando-a diferente do resto do dente. O modo mais simples para avaliar isso é visualmente, mas isto

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Opaco

1,0

Ra=0,24μm 0,70 Dentina

Translúcido

Occlusin 0,35 Esmalte

10μm

Transparente

0,0

Ra=0,25μm Figura 1.8.14 Escala simples de opacidade.

também pode ser analisado numericamente usando um dispositivo conhecido como perfilômetro. Esse dispositivo consiste essencialmente em uma agulha inserida num longo braço de alavanca que é traçado ao longo da superfície e registra o movimento para cima e para baixo da agulha. Um exemplo de um traçado que corre ao longo da superfície de uma resina composta é mostrado na Figura 1.8.15. Ele também permite a quantificação da rugosidade de superfície pelo cálculo de Ra, que é desvio médio aritmético do perfil e quanto mais alto for esse valor, mais rugosa é a superfície.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A capacidade de polimento de um material restaurador é uma consideração importante para a sua seleção.

Herculite XRV

10μm

B Figura 1.8.15 Perﬁs de superfície produzidos por um perﬁlômetro sobreposto em uma imagem de microscópio eletrônico de varredura de uma resina composta híbrida (Occlusin, ICI) e resina composta de partícula pequena (Herculite XRV, Kerr UK Ltda).

Capítulo 1.9

PROPRIEDADES QUÍMICAS

INTRODUÇÃO O ambiente oral é um ambiente agressivo. Os materiais podem dissolver na água que está presente na saliva ou liberar componentes solúveis; podem erosionar devido à presença de ácidos; podem alterar sua cor ou se quebrarem devido à absorção de substâncias da saliva; ou podem perder o brilho e sofrer corrosão. Todas essas possibilidades podem apresentar efeitos adversos na estabilidade química dos materiais e limitar sua durabilidade. Os produtos liberados podem apresentar efeitos adversos no ambiente oral, tanto local como sistemicamente. As cerâmicas dentárias são formadas por compostos de oxigênio, como a sílica (SiO2) e alumina (Al2O3). Eles são quimicamente estáveis na maior parte das circunstâncias e imunes ao processo oxidativo associado à corrosão eletroquímica (ou úmida). A degradação das cerâmicas em geral envolve um processo de dissolução química. Por sua vez, os metais não são imunes à corrosão úmida. Com a notável exceção para alguns metais nobres, como o ouro e a prata, os metais geralmente são encontrados na natureza na forma de compostos (sobretudo óxidos ou sulfitos), dos quais o metal é extraído. A corrosão dos metais é, para todos os tipos de intenções e proposições, a reversão das reações empregadas no processo de extração. O produto de corrosão de um metal é com frequência muito similar ao composto do qual o metal foi originalmente extraído. Por exemplo, o ferro é extraído do óxido de ferro que ocorre naturalmente e a ferrugem é apenas um óxido de ferro hidratado. Geralmente, os polímeros não são estáveis também, pois muitos podem queimar se forem inflamados, mostrando que o polímero oxida prontamente. Entretanto, a degradação do polímero em geral é de natureza fisioquímica, tal como plastificação, dissolução ou ruptura de ligação covalente. A última pode ser causada pelo aquecimento ou radiação e invariavelmente resulta na redução das propriedades químicas como resistência e tenacidade.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Em geral, pode-se dizer que os polímeros tendem a sofrer absorção e perda de componentes solúveis, metais são mais propensos ao deslustre e a corrosão, e as cerâmicas podem estar sujeitas à dissolução química.

DEGRADAÇÃO DE POLÍMEROS Sorção de Água e Fração Solúvel Muitos polímeros usados na odontologia, como os usados nas resinas compostas, próteses totais e embasadores macios são suscetíveis à absorção de solventes, particularmente a água e a perda de componentes solúveis. A molécula do solvente força a separação das cadeias de polímeros, provocando plastificação. Assim que a resistência da ligação diminui, o polímero se torna mais macio, a temperatura de transição do vidro é reduzida e a resistência pode ser diminuída. O nylon é particularmente suscetível à sorção de água e isso é um fator significante para limitar a vida útil das escovas de dentes. No caso das resinas compostas, a sorção de água pode ser um fator contribuinte para a eventual descoloração das restaurações e degradação hidrolítica da interface resina-carga. Os embasadores macios para próteses totais perdem sua flexibilidade devido à perda de plastificadores solúveis em água, apresentam maior propensão ao creep e podem fraturar sob pressão osmótica que podem se acumular. A sorção de água pode apresentar um efeito significativo nas propriedades do cimento de ionômero de vidro, pois muito ou pouca água pode levar à perda de translucidez ou a fraturas da superfície, respectivamente. Geralmente é desejável que tanto a sorção da água quanto a fração solúvel dos polímeros sejam a menor possível. Isso assegura que o polímero mantém suas propriedades características, e que nenhum componente

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seja lixiviados para fora, o que pode influenciar negativamente a biocompatibilidade do material. O método mais simples de avaliar a sorção de água e a fração solúvel de um polímero é monitorar a alteração de peso de uma amostra quando é imersa na água. A análise detalhada da quantidade de sorção de água por materiais poliméricos é complicada pela perda concorrente de componentes solúveis em água como monômeros residuais ou plastificadores, uma vez que esses dois processos ocorrem simultaneamente, embora em velocidades diferentes. É importante na caracterização desses fatores que os dois processos sejam separados. Ambos os processos são controlados pela taxa de difusão da água e dos componentes solúveis em água através do material, como quanto maior a taxa de difusão, mais rápido a água será absorvida e mais rápida a fração solúvel será perdida. É importante que qualquer água que a amostra absorveu da atmosfera seja removida antes da sua imersão na água. Até esse fim, as amostras devem ser estocadas num dessecador até que seja obtido um peso constante. A cinética do ciclo de sorção e perda de água está na Figura 1.9.1. O pico no peso da amostra no primeiro ciclo ocorre em consequência de diferentes taxas de difusão da água dentro da amostra e difusão da fração solúvel para fora da amostra. A água geralmente é absorvida de modo mais rápido do que a perda da fração solúvel do que a remoção dos componentes solúveis, tal como existe no rápido ganho de peso até que a amostra se aproxima da saturação. Nesse ponto, a perda de peso devido à fração solúvel começa a aparecer, pois sua liberação é subvencionada pela dissolução na água absorvida. A quantidade de sorção de água e fração solúvel pode ser calculada da seguinte equação: Sorção de água % em peso = (W1 - W2)/ W2 × 100 Fração solúvel % em peso = (W0 - W2)/ W2 × 100 Se o volume, V, é calculado no final do ciclo de perda de água, e W2 for substituído por V, a sorção de água e fração solúvel pode ser expressa em termos de μg/mm3, conforme recomendado no padrão internacional (ISO/ DIS 4049).

W1 Sorção de água W0 Fração solúvel W2

Figura 1.9.1 Uma representação esquemática da cinética de sorção de água e dissolução da fração solúvel.

Para a maioria dos polímeros, a quantidade de sorção de água é aproximadamente 30-50 μg/mm3. Para resinas compostas, o valor deverá ser mais baixo, devido à presença de partículas de vidro, mas se isso é levado em consideração, a quantidade de sorção de água dentro da resina deveria estar na faixa apresentada para os polímeros. Os valores mais altos para sorção de água foram registrados para algumas resinas compostas, que podem estar associados à presença de porosidade, espaço livre formado devido à remoção da fração solúvel, quebra hidrolítica da interface resina-carga, ou dissolução da partícula de vidro.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A sorção de água excessiva pode levar à descoloração e à degradação dos materiais restauradores odontológicos.

Ruptura da Adesão A degradação dos polímeros pela quebra de ligação covalente é conhecida como clivagem. Muitas propriedades do polímero dependem do peso molecular das cadeias de polímeros. Se as cadeias dos polímeros forem quebradas pela clivagem da cadeia, então ocorrerá a redução do peso molecular, e isso pode resultar numa perda signiﬁcativa das propriedades mecânicas. A ruptura da adesão pode ser devido a radiação, calor ou ataque químico. Algumas formas de radiação, tal como a luz ultravioleta, podem penetrar no polímero e interagir com as ligações que mantêm os polímeros unidos. Uma possibilidade é a ionização, em que a radiação UV remove um elétron de um átomo especíﬁco convertendo esse átomo num íon. O resultado é que a ligação com o átomo é quebrada e o comprimento da cadeia de polímero é reduzido. Outro resultado possível é que a ligação cruzada pode ser formada e isso também pode ser utilizado como um efeito positivo, melhorando as propriedades mecânicas. Um exemplo disso é a radiação γ do polietileno para introduzir ligações cruzadas, que melhoram sua resistência à maciez e escoamento em temperaturas elevadas. Se um polímero está sujeito a temperaturas elevadas, isso pode resultar em clivagem da cadeia. Isso pode se originar simplesmente por causa do superaquecimento durante o polimento. A capacidade de um polímero em resistir altas temperaturas depende da energia de ligação entre as várias partes constituintes do polímero (veja o Capítulo 1.3 sobre energias de ligação). Outro fator a ser considerado é o ataque químico de polímeros por solventes, como o álcool. A absorção de álcool provoca dissolução da matriz do polímero e enfraquece as interações polares entre as cadeias de polímeros, que pode resultar num material mais macio que é mais suscetível ao desgaste. Entretanto, existem situações em

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que a quebra do polímero pode trabalhar a nosso favor. Um exemplo disso são os polímeros biodegradáveis, tais como: os ﬁos de sutura solúveis; e implantes reabsorvíveis. Nesse caso, o processo de degradação converte o polímero em produtos menores (dióxido de carbono, água, sais etc.), que podem ser ingeridos pelas células e transportados para fora das regiões dos implantes.

Fe Fe+2 + 2e –

៝

4e – + O2 2O2

៝

–

Fe ou Fe2O3

DESLUSTRE E CORROSÃO DOS METAIS O deslustre é descoloração da superfície devido à formação de depósitos moles e duros, por exemplo, sulfetos e cloretos. O deslustre não provoca a deterioração do material em si, mas pode ser indesejável, e é facilmente removido da superfície pelo polimento do metal. Ao contrário, a corrosão é uma reação química entre o material e seu ambiente e, portanto, é um problema potencialmente muito mais sério. O processo de corrosão para metais é coordenado pela redução na energia livre logo que o metal reage com um líquido ou gás. Para materiais metálicos, o processo de corrosão normalmente é eletroquímico, envolvendo a perda de elétrons (e–) no que é chamado reação oxidativa: M→M

+ ne

Figura 1.9.2 Formação de óxido na superfície de um metal.

Ganho linear (Ta, Nb)

Ganho parabólico (Fe, Ni, Cu, Al, Co)

–

com o metal se tornando um íon positivamente carregado. A região na qual a oxidação ocorre é chamada de anodo. Os elétrons transferirão ou se tornarão parte de outras espécies químicas na reação de redução. Por exemplo, numa solução ácida contendo oxigênio dissolvido, a redução toma forma de: O2 + 4H– + 4e– → 2H2O O local da região de redução é conhecido como catodo. Todos os metais estão propensos ao ataque corrosivo quando o ambiente é muito agressivo. A corrosão é altamente indesejável, pois ela enfraquece o material e pode levar à fratura. Do mesmo modo, os produtos de corrosão podem reagir adversamente com o ambiente biológico. Esse último fator é o de principal preocupação no uso de metais na odontologia, tais como: amálgama, coroas e pontes, grampos para isolamento absoluto, braquetes ortodônticos e ﬁos de aço.

Corrosão Seca Com exceção do ouro e poucos metais nobres, todos os metais formarão um revestimento de óxido na superfície quando a superfície entra em contato com o oxigênio do ar (Fig. 1.9.2). Algumas vezes esse ﬁlme ﬁno de óxido na superfície pode ser visto, como no caso do titânio quando produz interferência de cores que são usadas para dar melhor efeito na produção de joias. Desde que a formação na superfície da camada de óxido envolve a adição de átomos de oxigênio na super-

ΔM Perda linear (W, Mo)

Figura 1.9.3 Alteração de peso devido à oxidação da superfície.

fície, o material que oxida ganhará peso. Esse processo pode ser monitorado; os três resultados possíveis desses experimentos são mostrados na Figura 1.9.3. Quais destes verdadeiramente ocorrerão depende da estabilidade do óxido formado. Se o óxido é muito estável, então, o processo de corrosão é autolimitante e existe um ponto onde os íons metálicos levam tanto tempo para se difundir na camada de óxido espessa (a despeito de que eles entram em contato com o oxigênio e reagem com ele), que a oxidação quase para. Nesse caso existe um ganho de peso inicial rápido que gradualmente começa a paralisar; isso torna a curva de ganho de peso uma parábola. Alguns óxidos não são muito estáveis e, assim que se formam na superfície do metal, tendem a quebrar ou se separar parcialmente da superfície, expondo o metal subjacente e permitindo a formação de uma nova cobertura de óxido. Nesse caso existe uma formação gradual do óxido, provocando um ganho contínuo de peso.

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

A terceira possibilidade, de perda de peso, é menos comum e ocorre apenas durante a oxidação de certos metais a altas temperaturas. Se a temperatura é muito alta, o óxido evapora tão logo é formado, não oferecendo barreira para posterior oxidação do metal. Consequentemente, o peso é perdido assim que a camada de óxido evapora. Essas formas de oxidação são descritas como corrosão seca. A maioria dos metais é estável sob tais processos devido à presença da primeira camada protetora de revestimento de óxido em si. Por isto, aviões excedentes são estocados no deserto, onde é quente, mas mais importante, é muito seco, e os carros são menos suscetíveis à ferrugem no clima quente e seco. Na presença de um ambiente aquoso, condições diferentes prevalecem e a resposta do material é muito alterada.

Se os íons metálicos são removidos da superfície uniformemente, o processo é chamado corrosão uniforme. Em condições adequadas, corrosão localizada pode se opor à corrosão uniforme e isso é muito perigoso. A corrosão galvânica e por fenda são exemplos dessas corrosões localizadas.

Corrosão Galvânica A corrosão galvânica ocorre quando dois metais diferentes são combinados, resultando na corrosão signiﬁcativamente maior de um dos metais. Um exemplo clássico disso é a corrosão do zinco no ácido. Quando o zinco está em contato com a platina, conforme mostrado na Figura 1.9.5, a platina reage muito rapidamente com os íons hidrogênio que são fornecidos pelo ácido, e elétrons liberados, produzindo hidrogênio (que é um exemplo de um processo cató-

Corrosão Úmida A corrosão úmida pode ocorrer em ambientes neutros, ácidos ou alcalinos. Quando um metal é colocado num ambiente aquoso, os íons metálicos e elétrons são liberados dentro da água (Fig. 1.9.4). Um oxidante, geralmente oxigênio dissolvido na água, remove elétrons do metal, o que é conhecido como processo catódico. Essa extração de elétrons produz uma corrente chamada corrente catódica. Essa perda de elétrons do metal torna-o positivamente carregado, e os íons positivos são liberados dentro da água, produzindo uma corrente anódica. Os metais não oxidam com a mesma facilidade, sendo que a reatividade relativa dos metais está apresentada no que é conhecida como série galvânica. Isso está mostrado na Tabela 1.9.1 para a série de metais quando colocados em água do mar. As ligas próximas ao topo desse ranking são menos reativas.

Metal

Meio

Tabela 1.9.1 Série galvânica na água do mar Platina Ouro Titânio Prata Inércia crescente

Aço inoxidável Cobre Níquel

Atividade crescente

Estanho Chumbo Ferro fundido Alumínio Zinco

Após ASM Metal Handbook, vol. 10, 8th. ed., 1975.

Metal

Meio

Metal

Meio

M+

–

M+

–

M+

–

(a)

(b)

(c)

Figura 1.9.4 Oxidação de um metal no ambiente aquoso. O oxidante retira elétrons do metal, o que é conhecido como um processo catódico (a). Isso torna o metal carregado positivamente e o meio carregado negativamente (b). Devido à carga positiva do metal, os íons metálicos são liberados o que é conhecido como um processo anódico (c).

PROPRIEDADES QUÍMICAS

Solução aquosa e-

Platina

Processo catódico

eZn2+ Zinco Zn2+

Figura 1.9.5 Corrosão galvânica do zinco em contato com a platina. O metal nobre (platina) é oxidado mais facilmente do que um metal básico (zinco), pois o processo anódico ocorre na superfície do zinco e os íons zinco são liberados dentro do ambiente aquoso.

dico). Isso gera um desequilíbrio elétrico entre o zinco e a platina, assim elétrons ﬂuem do zinco para a platina. Isso aumenta a liberação de íons metálicos do zinco (processo anódico), levando o zinco a corroer mais rapidamente quando estiver em contato com a platina. O grau em que metais dissimilares serão suscetíveis a essa forma de corrosão depende principalmente de seus índices relativos de reação. A platina é um oxidante particularmente eﬁcaz. Outros metais nobres não apresentam o mesmo efeito, pois não são tão efetivos na oxidação. A combinação de metais que se comportam desta forma é descrita como célula galvânica e pode ocorrer dentro das ligas devido à presença de diferentes fases com diversas taxas de oxidação. Um exemplo é a célula galvânica criada entre as fases γ1 e γ2 no amálgama odontológico, onde a fase γ2 corrói mais rapidamente do que a fase γ1.

Processo anódico

Metal

Figura 1.9.6 Na corrosão por fenda, a oxidação ocorre na superfície (processo catódico) e os íons metálicos são doados de dentro da fenda (processo anódico).

O ataque concentrado numa área do metal é muito indesejável, pois provoca o enfraquecimento do metal devido à formação e ao crescimento de trincas. O dano ocorrido está totalmente fora da proporção da quantidade de material destruído pelo processo corrosivo. Assim, a corrosão localizada é muito mais perigosa do que a corrosão uniforme.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Se as condições estiverem corretas, a corrosão dos metais pode ser um processo rápido e altamente danoso.

Corrosão por Fenda Onde existe uma fenda acentuada ou espaço preenchido por ﬂuido, conforme mostrado na Figura 1.9.6, esse espaço geralmente é exaurido de oxigênio. Os íons metálicos ainda serão liberados dentro do espaço e formarão produtos de corrosão, ao passo que os elétrons são incapazes de reagir por causa da falta de oxigênio. Assim, a reação de oxidação deve ocorrer onde há oxigênio, que será na superfície principal, de tal forma que os elétrons terão que se deslocar através do metal, tornando a base da fenda anódica e a superfície catódica. Por isto, ocorre perda de material na base da fenda. Assim que os produtos de corrosão são formados, eles tendem a se acumular na fenda de modo que o suprimento de oxigênio ﬁca cada vez mais restrito. Não existe nada que pare essa reação, o que torna esse tipo de corrosão altamente insidioso. O mesmo processo pode acontecer quando existe quebra do revestimento de óxido da superfície. O que é conhecido como corrosão por pitting.

DEGRADAÇÃO DAS CERÂMICAS Ao contrário dos metais, as cerâmicas são, em geral, muito resistentes à corrosão eletroquímica, mas ainda são suscetíveis à corrosão química. Por exemplo, um vidro feito apenas de SiO2 e Na2O dissolverá rapidamente em água e o CaO é adicionado para reduzir sua suscetibilidade à dissolução. Por sua vez, a capacidade de dissolução de certos ácidos, tais como o HF, em geral é usada para aumentar a criação de superfícies rugosas microscopicamente e melhorar a adesão a resinas pela dissolução preferencial de certas fases na cerâmica. A corrosão química também pode ter um profundo efeito na resistência das cerâmicas. A falha de cerâmicas geralmente está associada à trinca que se tornou tão grande que o componente não consegue suportar a tensão aplicada. Isso pode provocar uma rápida desintegração da cerâmica, tal como ocorre na quebra inex-

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Si O

OH OH

OH O

H 2O

OH Si

OH OH

OH Si

O O

Figura 1.9.7 Crescimento da fenda em uma cerâmica devido à hidratação local no topo da fenda.

plicável de um copo ou vidro de um parabrisa de um carro. Essas falhas frequentemente são causadas pelo crescimento lento e indetectável de uma trinca até que a trinca adquire um tamanho crítico e progride espontaneamente e de modo catastróﬁco. A interação química entre a cerâmica e o ambiente da ponta da trinca tem um profundo efeito na velocidade do crescimento da trinca. A água ou vapor de água na ponta da trinca pode reagir com a ligação Si–O–Si na ponta da trinca com vidro à base de sílica, formando hidróxidos (Fig. 1.9.7). Esse processo é chamado fadiga estática. Quando as condições ambientais são combinadas com altos níveis de tensão na

cerâmica, tal como pela aplicação de uma carga externa ou tensões aprisionadas internamente, a velocidade de crescimento da trinca será acelerada. Em tais circunstâncias, a falha pode ser descrita como resultado de uma trinca por corrosão sob tensão.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Todos os materiais são suscetíveis ao ambiente oral, tanto que geralmente todos os materiais serão degradados ao longo do tempo.

Capítulo 1.10

PRINCÍPIOS DE ADESÃO

INTRODUÇÃO Desde que a técnica do condicionamento ácido para adesão ao esmalte foi introduzida na Odontologia, o uso de procedimentos adesivos foi desenvolvido a tal ponto que atualmente constitui a maior parte das disciplinas odontológicas. Muitos conceitos que foram utilizados pela profissão por muitas décadas para permitirem um bom tratamento odontológico tiveram que ser revisados à luz desses desenvolvimentos e muitas novas técnicas e materiais foram introduzidas. Dois exemplos de novos procedimentos restauradores adesivos que imediatamente vem à mente são as próteses adesivas e as facetas de porcelana. Esses procedimentos se tornaram possíveis devido ao melhor conhecimento e entendimento das características da superfície do esmalte e da dentina e das condições necessárias para serem satisfeitas a fim de obter uma boa adesão nestes substratos. Esses avanços, por si só, não teriam sido suficientes, mas foram a base para o desenvolvimento de novos materiais e técnicas que são utilizadas na adesão ao esmalte e à dentina atualmente. Uma combinação de fatores permitiu ao dentista dispor de uma variedade de procedimentos para restaurar a dentição. Embora esses procedimentos tenham sido avaliados por um tempo relativamente curto, seu impacto já é bastante considerável. Existem atualmente muitos materiais que se aderem ao esmalte e à dentina, e entre si. Consequentemente, inúmeros adesivos foram desenvolvidos a fim de corresponder com a diversidade de aplicações; tais adesivos incluem as resinas compostas, os cimentos de ionômero de vidro e os sistemas adesivos dentinários. Novos métodos de preparo de superfície, como o condicionamento e a aplicação de silanos, foram pesquisados com a finalidade de descobrir meios de utilizá-los em conjunto com novos materiais, como com as novas cerâmicas vítreas e uma grande variedade de ligas. É esta variedade de aplicações que tem contribuído para a crescente complexidade da odontologia restau-

radora adesiva. Contudo, para apreciar e entender completamente a aplicação clínica das técnicas adesivas, é importante que o clínico tenha um profundo conhecimento dos princípios de adesão, dos materiais empregados, dos sistemas adesivos dentais e de como são aplicados nas situações clínicas.

O QUE É ADESÃO? A adesão pode ser deﬁnida como a força que une dois materiais distintos, quando são colocados em contato íntimo. Esta deﬁnição é distinta de coesão, que é a atração entre átomos ou moléculas similares dentro de uma substância.

Adesão entre Sólidos Em um nível atômico, as superfícies são rugosas. Isso signiﬁca que quando são colocadas em contato, os únicos locais onde existe contato íntimo são nas pontas das áreas ásperas (Fig. 1.10.1). Pressões muito grandes podem ser geradas nesses pontos, de forma que, na ausência de contaminação, pode ocorrer um efeito denominado adesão local ou soldagem fria. Se uma tentativa for feita para deslizar uma superfície sobre a outra, uma resistência conhecida como fricção é experimentada. A fricção é causada pela tentativa de cisalhar ou romper o local de adesão. Geralmente adesão no local é tão forte que o processo de cisalhamento não acontece no local da interface, mas no interior dos próprios sólidos; isso explica o fenômeno comum do desgaste friccional. Enquanto as forças friccionais, devido à adesão local, podem ser bastante altas, a adesão normal (isto é, perpendicular) à superfície geralmente é indetectável. Isso tem sido atribuído ao desenvolvimento de tensões elásticas na direção normal, que é liberado quando a carga sobre o material é removida. Somente metais muito moles, como o ouro puro, podem aliviar estas tensões elásticas por meio da defor-

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Aderente/substrato

Interfaces

Adesivo

Aderente/substrato Figura 1.10.1 Contato ponto a ponto de duas superfícies sólidas em um nível microscópico.

mação e prevenir a ruptura da junção quando uma carga normal é aplicada. Um exemplo odontológico disso é o ouro coesivo.

Adesão entre um Sólido e um Líquido É uma questão de observação comum perceber que uma gota d’água fica pendurada na base de uma lâmina de vidro. Esse efeito demonstra a aderência da água ao vidro que surge em virtude da atração molecular entre as duas substâncias. A atração acontece devido a ligações secundárias (forças de van der Waals). Mesmo uma sacudida forte na lâmina não removerá toda a água e, simplesmente secar o vidro com um tecido, ainda deixará uma fina camada residual de água. A única forma de assegurar que toda a água foi removida é pelo aquecimento do vidro em um forno. Isso ilustra a boa adesão que pode ser obtida entre um sólido e um líquido. Tal adesão acontece devido à habilidade do líquido de apresentar um íntimo contato com o sólido sobre uma grande área de superfície. É o oposto para uma adesão deficiente (descrita anteriormente) que em geral ocorre entre dois sólidos, onde o contato acontece apenas em alguns pontos. Assim, um dos requisitos fundamentais para a adesão é que as duas substâncias que serão unidas devem estar em íntimo contato uma com a outra. A importância desta afirmação pode não ser bastante destacada, mas uma forte adesão somente pode ser criada no caso de íntimo contato molecular. Isso pode parecer um requisito simples, mas não é muito fácil de alcançar contato íntimo em nível microscópico, como descrito para os sólidos. Dado que a distância para que haja interação das moléculas deve ser menor do que 0,0007μm (micrometros; 1 mm = 1.000 μm) para que ocorra adesão, podemos perceber que a adesão é praticamente impossível para duas superfícies sólidas. Esse é um sério obstáculo quando existe a necessidade de adesão entre dois sólidos e, a fim de superar isso, usamos uma terceira substância, normal-

Figura 1.10.2 Terminologia para a descrição de uma junta adesiva.

mente em estado fluido ou semifluido, para agir como um intermediário. A substância que une os dois materiais é definida como adesivo, e as superfícies dos materiais são aderentes ou substratos. O ponto no qual o substrato entra em contato com o adesivo é descrito como interface (Fig. 1.10.2). Naturalmente, o que acontece na interface é de fundamental importância para o sucesso ou falha de uma união adesiva. Isso se aplica igualmente aos adesivos industriais e dentais, portanto é útil, em primeiro lugar, considerar os requisitos gerais de um adesivo e, então, examinar com maior atenção os mecanismos de adesão.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Antes de realizar uma adesão a uma superfície, deve-se ter certeza de que esta está de fato limpa, do contrário não acontecerá adesão.

CRITÉRIOS PARA A ADESÃO Quando lemos a bula de instrução de qualquer adesivo, um dos primeiros requisitos invariavelmente é que as superfícies a serem aderidas estejam ambas limpas e secas. Isso é importante por várias razões. Uma superfície limpa e seca assegura que o adesivo tenha uma melhor chance de criar uma adesão apropriada com o material sólido. A presença na superfície de algo que possa ser considerado como um contaminante diﬁcultará a formação de uma adesão forte, já que o contaminante, por si só, estará unido fracamente ao sólido e impedirá a adesão do adesivo ao substrato.

PRINCÍPIOS DE ADESÃO

Os fatores que governam a capacidade de o adesivo estar em contato íntimo com o substrato são: ■ ■ ■

o molhamento do substrato pelo adesivo; a viscosidade do adesivo; e a morfologia ou rugosidade da superfície do substrato.

Molhamento Para que o adesivo promova uma união entre dois materiais, ele precisa estar em contato íntimo com as superfícies dos substratos, de forma que nenhuma bolha de ar (que enfraqueça a união) seja formada. A capacidade de um adesivo entrar em contato com um substrato depende do molhamento do adesivo sobre o substrato particular. Um bom molhamento é a capacidade de cobrir completamente o substrato, de forma que o benefício máximo seja obtido para qualquer que seja o mecanismo adesivo ativado. A capacidade ou incapacidade dos fluidos de molhar uma superfície é frequentemente encontrada na vida diária. Um exemplo de uma superfície que é muito difícil de ser molhada com água é o PTFE (politetrafluoretileno), que é usado em panelas não aderentes. Quando a água é colocada na superfície do PTFE, formam-se glóbulos que não se espalharão como uma camada plana sobre a superfície. Esse é o exemplo de um molhamento deficiente. Esta e outras possíveis reações são descritas na Figura 1.10.3. A interação entre o substrato e o adesivo é governada por uma força motriz que tende a espalhar o adesivo sobre o substrato, e pela resistência ao escoamento que depende da viscosidade do adesivo, das irregularidades da superfície e da presença de contaminantes. A força motriz é promovida pela energia de superfície do adesivo e do substrato (veja a seguir).

Energia de Superfície Na estrutura de um sólido ou de um líquido, as moléculas estão sujeitas a forças de atração em todas as direções, de forma que a molécula está em equilíbrio dinâmico com as moléculas circundantes. Na superfície, contudo, esse delicado equilíbrio é destruído, resultando em uma rede de atração interna direcionada para um grande número de moléculas na massa do material. É essa força interna que gera a energia de superfície de um material. No líquido, a energia de superfície é conhecida como tensão superficial. Um dos efeitos da tensão superficial é a tendência de o líquido adquirir uma forma esférica em relação a outra qualquer. Isso ocorre porque uma esfera tem uma área mínima de superfície (assim, uma energia de superfície mínima) para um dado volume de líquido, permitindo que a energia total armazenada no líquido seja mínima. Considerando que a tensão superficial de um líquido é uma tensão de superfície real, no caso de um sólido, o

trabalho é realizado ao sofrer distensão e não na formação da superfície. A mensuração da energia de superfície de um sólido não é alcançada tão facilmente como nos líquidos. Uma abordagem que tem recebido ampla aceitação atualmente é a realizada por Zisman, que introduziu o conceito de energia crítica de superfície.

Ângulo de Contato Quando um sólido e um líquido entram em contato, o ângulo entre a superfície do líquido e a superfície do sólido é conhecido como ângulo de contato, e é dependente da tensão superﬁcial do líquido e da energia superﬁcial do sólido (Fig. 1.10.4). Por meio da mensuração do ângulo de contato entre o líquido e o sólido, obtém-se a medida do molhamento do líquido num determinado substrato. Para o perfeito molhamento, que é a situação ideal para ocorrer adesão, esse ângulo deve ser de zero grau. Neste caso, a superfície é completamente coberta com o adesivo e uma força

Nenhum molhamento

Molhamento parcial

Molhamento perfeito

Sólido Líquido

Figura 1.10.3 Possíveis características de molhamento para líquidos sobre uma superfície sólida.

γlv Vapor

γsv

Líquido γsl

Sólido

Figura 1.10.4 O ângulo de contato θ entre um líquido e um sólido, onde γsv é a tensão superﬁcial entre o sólido e o vapor, γsl é a tensão superﬁcial entre o sólido e o líquido e γlv entre o líquido e o vapor.

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

máxima de adesão pode ser conseguida. A força motriz que faz aumentar esta tendência de um fluido escoar pela superfície do sólido depende da tensão superficial do líquido e da energia de superfície do sólido. No ponto onde a superfície do líquido entra em contato com a superfície do sólido, suas tensões superficiais devem ficar balanceadas, a fim de que fiquem em equilíbrio: γsv = γsl + γlv cos θ Essa relação pode ser reformulada para se obter o ângulo de contato, θ, e essa fórmula é conhecida como equação de Young: cos θ = (γsv – γsl) / γlv em que γsl é a energia de superfície na interface sólidolíquido, γsv é a energia de superfície da interface sólido-vapor, e γlv é a energia de superfície na interface líquido-vapor.

Energia Crítica de Superfície Se medirmos o ângulo de contato de um número de líquidos diferentes sobre o mesmo substrato e calcularmos o cosseno do ângulo de contato em relação à tensão superficial conhecida dos líquidos, isto resultará em uma relação linear. Esta relação é mostrada na Figura 1.10.5; ela mostra a curva linear sendo extrapolada até o ponto onde cruza a linha na qual o cosseno do ângulo de contato é igual a um. Essa é a situação na qual o ângulo de contato será de zero grau, representando a condição de molhamento perfeito. O valor da tensão superficial na qual o cosseno do ângulo de contato é igual a um é definido como energia crítica de superfície do sólido. Esta energia crítica de superfície é igual à tensão superficial do líquido que escoará na superfície do sólido; tal líquido pode ser real ou hipotético. Qualquer líquido que tenha a tensão superficial menor do que a energia crítica de superfície do sólido molhará tal superfície efetivamente.

Assim, um líquido com baixa energia de superfície facilmente escoará sobre um substrato com alta energia de superfície, porque a superfície do substrato é substituída por uma superfície com uma energia de superfície mais baixa. O PTFE tem uma energia de superfície baixa, tornando difícil encontrar líquidos com tensão superficial menor que possam molhá-lo com sucesso. Outro material com uma energia de superfície similar e baixa é a borracha de silicone. Novamente, é muito difícil aderir qualquer coisa a esse material. Por sua vez, polímeros de silicone, na forma líquida, tendem a adaptar-se bem à maioria das superfícies devido a sua baixa energia de superfície. Esses polímeros são usados para aumentar a eficiência dos materiais de moldagem. Exemplos de energia de superfície de várias substâncias, expressos na unidade de J.m–2 (N.m–1) por conveniência, são apresentados na Tabela 1.10.1. No caso do ácido perfluoroláurico, somente gases inertes condensados podem escoar sobre sua superfície.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Um adesivo deve ser compatível com a superfície a ser unida. Por exemplo, resinas hidrofóbicas não se aderem a superfícies hidrofílicas.

Viscosidade Para um adesivo ser efetivo, ele não deve ter apenas a capacidade de entrar em íntimo contato com o substrato, mas também a capacidade de escoar sobre ele, porém não tão facilmente que seja impossível controlá-lo. A força

Tabela 1.10.1 Energias de superfícies típicas Energia de superfície x 103j.m2 Ácido perﬂuorláurico

1,0

Cos θ

Energia crítica de superfície 0

γc Tensão superficial do líquido

Figura 1.10.5 Gráﬁco de Zisman para a determinação da energia crítica de superfície, γc, de um sólido.

Cloreto de metila

Politetraﬂuoretileno (PTFE)

Politriﬂuoretileno

Álcool etílico

Polivinil cloreto (PVC)

Água

Placa de vidro

Aço

230

Óxido de ferro

350

Alumina

560

Mercúrio

488

PRINCÍPIOS DE ADESÃO

motriz para o escoamento do líquido é estabelecida pela sua capacidade de molhamento na superfície do sólido, e a resistência ao escoamento é dada pela viscosidade do líquido. Uma viscosidade muito alta é indesejável, já que impede o fluido de escoar facilmente sobre a superfície do sólido e de penetrar nas estreitas fendas e rachaduras. Em geral, os ângulos de contato são diretamente proporcionais à viscosidade do adesivo, mas isso pode ser uma afirmação falsa se o adesivo é um solvente contendo aditivos. O uso de solventes com baixa tensão superficial com solutos altamente viscosos proporcionará ângulos de contato incorretamente baixos. Embora um ângulo de contato baixo seja obtido, a resistência ao fluxo oferecida pela alta viscosidade do soluto continuará a impedir o escoamento. De maneira similar, um adesivo com alto conteúdo de carga, como uma resina composta, pode ter dificuldade de escoar, o que pode levar a pensarmos que ele apresenta alta tensão superficial e um molhamento deficiente. Contudo, o substrato somente apresenta contato com a resina de baixa viscosidade, que pode facilmente molhar a superfície caso ela possua uma adequada tensão superficial. A resistência ao escoamento da resina composta é meramente devido a sua própria rigidez e não por qualquer resistência por parte da resina em molhar a superfície subjacente. A capacidade do líquido de preencher as trincas e fendas pode ser quantificada pelo que é descrito como coeficiente de penetração (CP), que é uma função da tensão superficial (γ) do líquido e de sua viscosidade (η), de acordo com a equação: CP = γCosθ/2η O coeficiente de penetração é uma medida da capacidade de um líquido penetrar em um espaço capilar, tal como em regiões interproximais, sulcos gengivais e poros. Um exemplo de coeficiente de penetração de alguns colutórios orais é mostrado na Figura 1.10.6.

–1

ms )

–2

CP (10

Rugosidade de Superfície A mensuração dos ângulos de contato supõe que a superfície do substrato é perfeitamente lisa. Na realidade, a superfície pode ser inteiramente rugosa em nível microscópico. Esta rugosidade apresenta a vantagem de aumentar a área potencial de adesão, mas pode também levar ao aprisionamento de ar. Tal aprisionamento de ar reduzirá de forma significativa a área efetiva de adesão e resultará em uma fraca adesão. Trincas e fendas constituem irregularidades de superfície e o adesivo deve ser capaz de fluir para dentro delas. Adesivos com alta viscosidade são particularmente propensos a causar aprisionamento de ar, porque sua rigidez pode ser tal que podem formar pontes sobre pequenas fendas e rachaduras na superfície, ao invés de penetrar no seu interior. Na ausência de ar, a ação capilar assegura que o adesivo penetre nas fendas e rachaduras. Para que esta penetração ocorra facilmente, uma alta tensão superficial do adesivo é desejável, isto significa que a atração capilar também é alta. Esse efeito é demonstrado pelo fato de que quanto maior a tensão superficial de um líquido, maior a quantidade de líquido que subirá em um capilar colocado sobre ele. A força motriz que causa uma ação capilar deve trabalhar contra a pressão do ar que é aprisionado pelo adesivo e também superar as forças de resistência devido à viscosidade. Contudo, a tensão superficial do líquido deve ser também suficientemente baixa para molhar perfeitamente o substrato. Sendo assim, o adesivo ideal apresentaria uma tensão superficial exatamente inferior à da energia de superfície do sólido. Se essa condição for satisfeita, então, as irregularidades de superfície podem ser vantajosas para melhorar a resistência de união do adesivo. Uma superfície irregular apresenta uma área de superfície maior que uma superfície lisa, desta forma mais uniões químicas podem ser criadas. Se as irregularidades são de uma morfologia particular, como reentrâncias presentes em nível microscópico, a adesão pode ser aumentada pelo processo de microembricamento mecânico.

MECANISMOS DE ADESÃO

Em primeiro lugar, vamos supor que um dos requisitos iniciais para adesão seja satisfeito e que um contato íntimo em nível molecular entre o adesivo e o substrato seja alcançado. Vamos agora observar o que acontece quando os materiais estão em contato e ver como podem interagir. Uma união adesiva pode ser mecânica, física ou química, e mais comumente uma combinação de todas elas.

8 6 4 2 0

Hibident Prodent Listerine Oraldene

Adesão Mecânica Figura 1.10.6 Coeﬁciente de penetração para colutórios bucais (adaptado de Perdok et al., J Dent 1990; 18: 147).

O método mais simples de adesão é pelo microembricamento mecânico dos componentes. Essa forma de adesão

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

pode resultar da presença de irregularidades na superfície, tais como fissuras e cicatrículas que aumentam as reentrâncias microscópicas. Uma condição primária para essa forma de adesão é que o adesivo pode penetrar facilmente dentro das fissuras antes de tomar presa. Esta condição é determinada pelo molhamento do adesivo no substrato, que é governado pela energia de superfície relativa e pelo ângulo de contato resultante; a situação ideal é aquela em que há perfeito molhamento. Para aumentar o nível de contato, qualquer ar ou vapor nas fissuras deve ser capaz de escapar antes da penetração do líquido. Se o adesivo for capaz de penetrar nesses espaços e solidificarse, ele permanecerá preso no interior das reentrâncias (Fig. 1.10.7). O grau de penetração dependerá tanto da pressão utilizada na aplicação do adesivo como das propriedades do adesivo em si. Caso o adesivo se desprenda do substrato, ele deverá fraturar no processo de ruptura e não pode ser retirado dessa reentrância. Isso não é diferente do conceito de retenção, utilizado na colocação de restaurações, exceto que ocorre em um nível microscópico. Entretanto, uma diferença importante é que um bom molhamento não é um pré-requisito para a macroretenção, enquanto isto é de fundamental importância no microembricamento mecânico. A visão geral é que as reentrâncias com frequência proporcionam características mecânicas importantes, mas elas comumente não são suficientes para agir no mecanismo de adesão em si. Há vários mecanismos adicionais de adesão que é devido ao que pode ser descrito como causas físicas e químicas. O termo adesão verdadeira ou adesão específica é comumente usado para distinguir adesão física e química de adesão mecânica. Contudo, o uso destes termos deve ser desencorajado, pois eles são inadequados. A adesão verdadeira supõe que existe também uma adesão falsa, mas um material é adesivo ou não. As adesões física e química são distintas da adesão mecânica, pois elas envolvem uma atração molecular entre o adesivo e o substrato, ao passo que a adesão mecânica não necessita de tal interação na interface.

Adesão Física Quando duas superfícies estão em íntimo contato, forças secundárias de atração surgem por meio de interações dipolo-dipolo entre moléculas polares (Cap. 1.3). As forças de atração que são geradas podem ser muito pequenas, mesmo que as moléculas apresentem um momento dipolo permanente ou tenham uma grande polaridade. A magnitude da energia de interação depende do alinhamento relativo dos dipolos nas duas superfícies, mas é geralmente menor que 0.2eV. Isso é consideravelmente menor do que as ligações primárias, tal como ligações iônicas ou covalentes que são tipicamente de 2.0–6.0eV.

Adesivo

Substrato

Figura 1.10.7 Microembricamento mecânico microscópico entre um adesivo e o substrato.

Este tipo de união é rápida (porque nenhuma energia de ativação é necessária) e reversível (porque as moléculas permanecem quimicamente intactas sobre a superfície). Essa fraca adsorção física é facilmente superada pela energia térmica, e não é adequada se uma união permanente é desejada. Mesmo assim, a formação de pontes de hidrogênio pode ser em particular um importante precursor para a formação de uma ligação química forte. O que ocorre é que os líquidos não polares não se ligarão a sólidos polares e vice-versa, pois não há interação entre as duas substâncias em nível molecular, mesmo quando há uma boa adaptação. Os polímeros de silicone líquidos não polares exibem tal comportamento, e não se formam ligações com outros sólidos a não ser com eles mesmos; essa ligação é só possível porque a reação química para formação das ligações cruzadas possibilita locais para ligação entre o sólido e o líquido.

Adesão Química Caso uma molécula se dissocie após a adsorção sobre a superfície e os componentes constituintes, unem-se entre si por forças iônicas ou covalentes, e uma união adesiva forte será formada. Essa forma de adesão é conhecida como quimiossorção e pode ser tanto covalente como iônica em sua natureza. O compartilhamento de elétrons entre dois átomos na ligação química a distingue da interação física. Os adesivos devem ser resistentes e quimicamente atraídos pela superfície de aplicação, de modo que se formem uniões fortes, e isto requer a presença de grupos reativos em ambas as superfícies. Isto aplica-se em especial à formação de ligações covalentes, como as que ocorrem na ligação de isocianatos reativos com as superfícies poliméricas contendo grupamentos hidroxila e amina (Fig. 1.10.8). Por sua vez, a ligação metálica é prontamente criada entre um metal sólido e um metal líquido, que forma a base para a soldagem. A ligação metálica é proporcionada pelos elétrons livres e é quimicamente inespecíﬁca. Contudo, a ligação só será possível se as superfícies dos metais estiverem exageradamente limpas. Na prática isso signiﬁca que fundentes precisam ser usados para remover a película de óxidos que, de outra forma, impediriam o contato dos átomos metálicos.

PRINCÍPIOS DE ADESÃO

C C

N C

Hidroxil

Amino

Figura 1.10.8 Formação de ligação covalente entre um isocianato e um grupamento hidroxil e um amino na superfície do substrato.

A quebra mecânica dessas ligações químicas torna-se o único meio de separar o adesivo e o substrato, e não há nenhuma razão para que estas ligações sejam quebradas no lugar de qualquer outra ligação de valência. Isso restringe a resistência que pode ser obtida. Se a resistência de união exceder a resistência à tração do adesivo ou do substrato, uma falha coesiva do adesivo ou do substrato ocorrerá, antes que a união falhe.

Adesão pelo Entrelaçamento Molecular Até o momento, tem sido admitido que há uma interface distinta entre o adesivo e o substrato. Em essência, o adesivo é adsorvido sobre a superfície do substrato e pode ser considerado como superfície-ativo, concentrando-se sobre a superfície mas não se dissolvendo no meio subjacente. Em alguns casos, o adesivo ou o componente do adesivo é capaz de penetrar na superfície do substrato e absorver dentro dele e não sobre ele. Deve-se enfatizar que a absorção de moléculas é o resultado do bom molhamento e não sua causa. Caso o componente de absorção seja uma molécula de cadeia longa ou forme uma molécula de cadeia longa dentro da camada penetrada, o entrelaçamento resultante entre o adesivo e o substrato é capaz de produzir alta resistência de união (Fig. 1.10.9).

Adesivo

Substrato Camada de difusão Figura 1.10.9 Camada de difusão por interpenetração difusa originada do entrelaçamento molecular entre o adesivo e o substrato.

Assim, os adesivos devem ser forte e quimicamente atraídos para as superfícies de aplicação a ﬁm de se criar uma forte união.

RESISTÊNCIA DA UNIÃO ADESIVA Uma união razoavelmente forte resulta da ação cumulativa de um grande número de mecanismos de adesão que agem em conjunto, tal como uma maior área de íntimo contato, que proporciona vários locais para a criação de ligações secundárias fracas, e a presença de microrreentrâncias superﬁciais em nível microscópico.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA

Resistência Teórica

É importante sabermos o tipo de união que estamos tentando obter para que os passos de adesão sejam compreendidos. Dessa forma, há menos chance de haver erros.

É possível determinar de uma forma grosseira a resistência teórica de uma união adesiva entre um líquido e um sólido. Se admitirmos uma área superﬁcial unitária do sólido em contato com o líquido, a energia necessária para

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

separar esses materiais será a diferença entre a energia das superfícies quando unidas e as energias das superfícies individuais quando separadas (Fig. 1.10.10). Assim, o cálculo da adesão por unidade de área de superfície pode ser definido como: Wa = γsv + γlv – γsl Isso é conhecido como a equação de Dupré, que afirma que o cálculo da adesão é a soma da energia livre de superfície do sólido e do líquido, menos a energia interfacial entre o sólido e o líquido. Da equação de Young: γsv – γsl = γlv cosθ Assim, o cálculo de adesão pode ser reescrito como: Wa = γlv (1 + cosθ) Essa adesão será máxima quando tivermos um molhamento perfeito, neste caso cosθ = 1, de forma que: Wa = 2 γlv Para um hidrocarboneto líquido, a tensão superficial é aproximadamente de 30 mJ.m–2. Caso seja admitido que a força de atração caia para zero na distância de 3 × 10-10 metros, então, a força necessária para puxar o líquido da superfície sólida é dada pelo cálculo de adesão dividido pela distância, sendo cerca de 200MPa. Esse valor de fato excede qualquer valor encontrado na situação real. Por exemplo, duas lâminas mantidas unidas por um líquido interposto são difíceis de separar por tração, mas a separação é facilmente conseguida pelo cisalhamento das duas lâminas, pois o líquido não tem resistência à ação de cisalhamento, a não ser à sua viscosidade. Assim, não é apenas necessário que o adesivo fluido molhe a superfície do substrato e forneça uma ligação química. Ele deve também ser capaz de resistir às forças de tração e cisalhamento, que podem produzir falhas no adesivo. O aumento da viscosidade torna a ação de cisalhamento mais difícil e esse é o fundamento no qual os adesivos, como fitas com superfície adesivas, funcionam.

Figura 1.10.10 Separação de um líquido de uma superfície sólida, resultando na criação de duas superfícies.

Quando duas placas unidas por uma substância viscosa interposta são separadas (Fig. 1.10.11), a relação entre a força necessária para realizar essa ação e a viscosidade do líquido é dada por: 3 F= (πηR4/h3) (δh/δt) 2 em que η é a viscosidade, R é o raio das placas e h é a espessura do adesivo. Não iremos nos preocupar com a origem dessa expressão, mas ela é baseada na necessidade de penetração adicional do agente adesivo no espaço entre as duas placas quando elas são separadas. A expressão mostra que a força é dependente da viscosidade e da espessura da camada de adesivo. Quanto maior a viscosidade do adesivo e menor a espessura da camada de adesivo, maior será a força necessária para separar as duas placas. Essa expressão também mostrada que a força depende da velocidade de separação. Altas velocidades de separação resistem mais fortemente do que baixas velocidades. A união adesiva não resiste a cargas baixas por longos períodos, pois assim ela ﬁnalmente falhará pelo escoamento viscoso. A melhor resistência ao cisalhamento seria, portanto, oferecida por um líquido que se transformasse em um sólido, pois isso aumentaria muito sua resistência ao cisalhamento.

Resistência de União Real A resistência de união adesiva é pelo menos de uma ordem de magnitude menor do que aquela prevista pelos cálculos de resistência teórica. Outra observação comum é que a falha adesiva não ocorre frequentemente no local da interface entre o adesivo e o substrato, mas, na realidade, em algum lugar dentro do adesivo, que é essencialmente uma falha coesiva.

Figura 1.10.11 Duas placas mantidas unidas por um líquido viscoso.

PRINCÍPIOS DE ADESÃO

Quando a falha é adesiva em sua natureza, é mais provável que seja devido à incapacidade do adesivo de se adaptar ao substrato, visto que nenhuma interação em nível molecular é possível. Outra possibilidade é que a contaminação ou o aprisionamento de ar ou outros gases na interface possam impedir que um bom contato seja estabelecido. Neste caso, novamente a falha será na interface, ocorrendo devido à nucleação e ao crescimento de trincas em locais fracos ao longo da união. Isso elucida a importância da superfície livre de contaminação para adesão. Na prática, a resistência de união de muitos adesivos é governada pela presença de concentração de tensões no adesivo e não em função das forças locais de atração na interface. Isso é o caso, em especial, quando as estruturas unidas estão sujeitas ao ataque ambiental ou às condições de aplicação de carga de alta magnitude. Em geral, os adesivos tendem a apresentar propriedades mecânicas piores (isto é, resistência à tração e ao cisalhamento) do que os substratos a serem unidos, tais defeitos internos e de superfície podem desempenhar um papel mais importante na determinação da resistência de união da interface adesiva. Por exemplo, se a superfície exposta do adesivo contém numerosos defeitos, a probabilidade de se achar um defeito de um tamanho crítico é maior quando a área de superfície exposta do adesivo é aumentada. Por essa razão, é importante que a espessura da camada de adesivo seja mantida em um mínimo. O adesivo pode ser capaz de ter uma espessura de película muito fina, o que impõe limites na adição de cargas que possam ser incorporadas para melhorar a resistência. Existe outra razão desejável para a utilização mínima dos adesivos, e isso é devido à contração associada ao processo de presa do adesivo. Quando um adesivo contrai durante a presa, a contração pode distanciá-lo da superfície do substrato de forma que a ruptura do adesivo ocorre imediatamente após a sua colocação. Mesmo que a união seja mantida durante a contração inicial, as tensões geradas podem ser suficientes para finalmente causar a ruptura da adesão. Quanto mais fina a camada de adesivo, menor será a contração. Isso é a razão pela qual é importante que restaurações indiretas, como facetas, coroas ou pontes, apresentem a melhor adaptação marginal, caso ela esteja aderida à estrutura dental. A contração de polimerização de materiais restauradores

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Mais frequente do que parece ser, a razão de uma falha adesiva com um sistema adesivo compatível, tal como o esmalte condicionado com ácido e a resina, é geralmente devido ao fato de parte do procedimento não ter sido conduzido corretamente, pois, quando executado adequadamente, a adesão é fortíssima.

à base de resina, como resinas compostas, que é uma consequência do processo de polimerização, pode gerar altas tensões localizadas na interface e contribuir para a falha da união.

PROMOTORES DE ADESÃO Existem vários casos em que dois materiais precisam ser unidos entre si, mas isso não ocorre em circunstâncias normais porque não apresentam afinidade particular entre si e, consequentemente, não molharão um ao outro. Um exemplo odontológico disso seria o desejo de se obter uma forte e durável adesão entre as partículas de vidro usadas como carga na resina composta e a própria resina. Para permitir que esses dois materiais sejam unidos por outro meio diferente da adsorção física de um sobre o outro (o que seria inadequado), é necessário modificar uma das duas superfícies para se obter a união. Às vezes, uma substância intermediária capaz de se unir a ambos os materiais em questão pode ser utilizada e tal material é conhecido como agente de ligação. Como alternativa, é possível modificar as características da superfície de um ou de dois materiais a fim que uma união possa ser criada. Esses materiais são conhecidos como primers.

Agentes de Ligação A superfície do vidro, sendo iônica por natureza, absorve facilmente água, formando uma camada superficial bemunida, que pode apresentar a espessura de muitas moléculas. A formação dessa camada de água não pode ser evitada durante o processamento comercial do vidro. Como consequência disso, quando o vidro é misturado com a resina para produzir um compósito, seja, um compósito com fibra ou um compósito particulado, a resina não molhará a superfície do vidro e os dois terão uma união deficiente. Isso tem o efeito de produzir um compósito muito fraco, porque o vidro não é capaz de manter o papel de suporte de carga e atua simplesmente como uma partícula solta. Algum método necessita ser realizado para remover a água adsorvida. Uma abordagem é o uso de agentes de ligação. Um agente de ligação apropriado, aplicado ao vidro, deslocará a água da superfície caso a adesão criada entre essa superfície e o vidro seja mais estável do que entre a água e o vidro. A função do agente de ligação é deslocar a água adsorvida promovendo uma forte ligação química entre os grupos de óxidos da superfície do vidro e as moléculas do polímero da resina. Agentes de ligação de silanos são largamente utilizados para esse objetivo e apresentam uma fórmula geral: R – Si – X3

CIÊNCIA BÁSICA DOS MATERIAIS DENTÁRIOS

em que R representa um grupo organo funcional e a unidade X são grupos hidrolisáveis ligados ao silano. Esse último está presente somente como um intermediário, pois eles são hidrolisados para formar o silanol, como se segue: R–Si–X3 + 3H2O → R–Si (OH)3 + 3HX Esses silanóis-tri-hidroxila são capazes de competir com a água na superfície do vidro pela formação de pontes de hidrogênio com os grupos hidroxila na superfície do vidro. Quando o vidro coberto com silano é seco, a água é removida e uma reação de condensação ocorre entre o silanol e a superfície. Os dois estágios envolvidos são mostrados na Figura 1.10.12. Uma vez formada essa união, ela não é mais suscetível à hidrólise. Neste momento, quando a resina é colocada em contato com o vidro tratado com silano, o grupo organo funcional, R, reage com a resina e forma uma forte união com ela. Para esse processo ocorrer, é importante que o grupo organo funcional escolhido seja compatível com o sistema resinoso empregado. Tal abordagem produz uma forte e resistente união com a água. Sem o agente de união, esta se deterioraria rapidamente, pois a água se difunde através da resina e se readsorve sobre a superfície do vidro, descolando a resina. A união, como mostrada na Figura 1.10.12, será muito rígida, pois os grupos organo funcionais são muito curtos. As deformações geradas pela contração durante a presa, ou possivelmente pelas diferentes con-

trações térmicas, poderiam ser suficientes para causar a falha da união. Esse problema pode ser superado com a verificação de que os grupos organofuncionais consistem em moléculas razoavelmente longas, que proporcionam o grau necessário de flexibilidade. Neste sentido, a interface criada pelo uso de agentes de ligação deve ser tratada como duas interfaces; a interface vidro-silanol e a interface do grupo organofuncionalresina. Dois agentes de ligação silanos comumente usados são o γ-metacriloxipropiltrietoxisilano e o γ-mercaptopropiltrimetoxisilano.

Primers Os primers, como os agentes de ligação, são outro grupo de substâncias que procuram tornar a superfície do substrato mais adequada para aceitar a união. Os primers são em geral aplicados em conjunto com um adesivo. Um exemplo típico de um primer é aquele usado para selar a superfície da madeira antes da aplicação de um adesivo. Se um primer não fosse aplicado, o adesivo se inﬁltrariria na porosidade da madeira, de forma que nada permaneceria na interface. Há muitos exemplos odontológicos de primers, como o ácido fosfórico, utilizado para preparar a superfície do esmalte, e uma grande variedade de condicionadores de dentina, que são usados em conjunto com os sistemas adesivos dentinários. Infelizmente, na literatura odontológica, a distinção entre primers e agentes de ligação é inadequada, e os dois termos são utilizados reciprocamente.

RESUMO (a)

(b) A adesão não é um fenômeno simples, nem é compreensível com um único modelo. A formação de uma união adesiva depende de vários fatores e raramente envolve um único mecanismo de adesão.

Sorção

+H2O HO

H O

Figura 1.10.12 Formação de pontes de hidrogênio entre um silano e um grupo hidroxila na superfície (a), que, após a secagem, forma uma ligação covalente com a liberação de água (b).

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A adesão se tornou uma das pedras fundamentais da Odontologia. Na Dentística, ela criou a possibilidade de produzir um selamento marginal ao redor das restaurações. Na Prótese, ela proporcionou a oportunidade de explorar novos materiais e técnicas. Não há nenhum aspecto na Odontologia que não tenha sido tocado, de alguma forma, pela melhor compreensão das interações moleculares entre os materiais em suas interfaces.

SEÇÃO DOIS MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO Uma grande variedade de materiais é usada na Odontologia pelo dentista, pelo assistente do cirurgião-dentista e, mais recentemente, pelo técnico de higiene dental (THD). É importante que a forma de manipulação e as aplicações clínicas para os quais eles são apropriados sejam bem-compreendidas. Fatores importantes que contribuem para as falhas das restaurações são o uso inapropriado e o abuso dos materiais dentários. Estes problemas podem ser minimizados com um completo conhecimento da composição e da química dos materiais dentários e um entendimento das suas propriedades físicas e mecânicas.

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Capítulo 2.1

AMÁLGAMAS DENTÁRIOS

INTRODUÇÃO O uso do amálgama dentário como material restaurador teve um começo um tanto desfavorável, no início do século XIX, quando era feito de moedas de prata espanholas ou mexicanas misturadas com mercúrio. Desde então, os amálgamas dentários têm tido uma longa jornada e ainda fazem parte da prática odontológica atual. O desenvolvimento dos amálgamas dentários foi devido, em grande parte, a um dos dentistas mais famosos, G. V. Black, que reconheceu a necessidade de determinar as propriedades dos amálgamas dentários com certa precisão, para que o seu desempenho fosse previsível. No início do século XX, graças a seu trabalho de pesquisa, os amálgamas puderam ser produzidos com características de manipulação razoavelmente previsíveis. Com o passar dos anos, o nosso entendimento sobre esses materiais avançou consideravelmente, embora até o ﬁnal dos anos de 1960 houvesse poucas mudanças neste campo, e a composição fosse praticamente a mesma dos últimos 50 anos. Durante os últimos 30 anos, parece que a evolução dos amálgamas dentários tentou recuperar essa estagnação, com novas formulações aparecendo em intervalos frequentes. Existe um confronto das aplicações tradicionais desse material com os novos materiais, como a resina composta e os cimentos de ionômero de vidro. Embora isso tenha levado a novas e excitantes descobertas sobre o amálgama dentário, tem tornado o trabalho do dentista mais difícil, já que a seleção do melhor produto disponível a um custo melhor tornou-se mais complicada. Nesta seção, será descrito o desenvolvimento dos amálgamas a partir do ﬁnal da década de 1960 até o seu estado atual, destacando-se os mais importantes avanços realizados.

ESTRUTURA DOS AMÁLGAMAS DENTÁRIOS TRADICIONAIS Composição O amálgama é formado quando o mercúrio é misturado com um outro metal ou metais. O mercúrio é líquido na temperatura ambiente (solidiﬁcação a –39°C) e reage facilmente com metais como prata, estanho e cobre, produzindo materiais sólidos. Quando o dentista seleciona um determinado amálgama dentário, ele é efetivamente a seleção de uma liga com a qual o mercúrio será misturado e reagirá. Estritamente falando, o termo amálgama dentário não pode ser usado até se referir ao material produzido como consequência da reação entre o mercúrio e a liga. A liga pode variar tanto na composição como na forma, e os fabricantes de amálgama dentário utilizam-se destas variantes para produzir uma ampla gama de produtos.

A Liga A liga usada nos amálgamas dentários tradicionais consiste em uma mistura de prata, estanho, cobre, zinco e, às vezes, mercúrio. Uma composição típica é mostrada na Tabela 2.1.1. A prata é o constituinte principal, presente em combinação com o estanho na forma do composto intermetálico Ag3Sn, conhecido como fase γ. O diagrama de fase para o sistema Ag–Sn é indicado na Figura 2.1.1 e mostra que a fase Ag3Sn é a terceira fase pura do sistema, daí a letra grega γ. Essa fase γ reage rapidamente com o mercúrio para formar o amálgama dentário. O cobre está presente para aumentar a resistência e dureza do amálgama, e um efeito mais pronunciado é produzido quando o conteúdo de

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Tabela 2.1.1 Constituintes de um amálgama dentário típico Constituinte

% do total

67-74

25-28

0-6

0-2

0-3

Limalha

Esférica

1.000

α 500

α + β

l íq u

β + líquido β + γ γ

Ag 100%

Figura 2.1.2 Representação esquemática das partículas de liga de formas de limalha e esféricas usadas nos amálgamas.

Líquido

ido

γ + líquido

Partículas Esféricas

γ + Sn

Composição

Sn 100%

Figura 2.1.1 Diagrama da fase para o sistema Ag–Sn.

cobre é aumentado além de 6%, mas isso será comentado depois. O zinco está presente como resultado da produção inicial da liga e não exerce nenhum papel importante no processo de amalgamação. Às vezes, o mercúrio é adicionado para fornecer uma reação mais rápida, o que se chama de pré-amalgamação. A liga é usada na forma de pó, e o tamanho e a forma das partículas são fundamentais na determinação das características de manipulação e nas propriedades ﬁnais da restauração. A liga pulverizada está disponível na forma de partículas tipo limalha ou esféricas, como mostra a Figura 2.1.2.

Partículas Tipo Limalha As partículas tipo limalha são produzidas pelo torneamento mecânico do lingote sólido da liga no esmeril. O farelo produzido é peneirado, e somente os grãos que possuem uma amplitude de tamanhos especíﬁcos são usados no pó para ser amalgamado com o mercúrio. A liga é apresentada na forma de pó de granulação grossa, média ou ﬁna, cada uma com manipulação ligeiramente diferente. Os fragmentos individuais são altamente reativos com o mercúrio devido ao esmerilhamento. Em consequência, a reação de presa é muito rápida, a menos que um tratamento térmico (para aliviar as tensões internas) seja realizado. O tratamento térmico é geralmente feito com a colocação do pó em água fervente.

A produção de partículas esféricas é feita de uma forma diferente. Os vários ingredientes da liga são fundidos juntos e então vaporizados numa atmosfera inerte, onde as gotículas se solidiﬁcam na forma de pequenas esferas de tamanhos variados. Esse método de fabricação possui as vantagens de não necessitar de nenhum outro processo mecânico e de que a composição da liga pode ser facilmente modiﬁcada. O mais importante para o fabricante é a alta probabilidade de geração de partículas de tamanho correto, o que minimiza o custo da produção. As partículas rejeitadas por serem muito grandes ou pequenas são simplesmente recicladas.

Mercúrio O mercúrio usado no preparo do amálgama deve ser muito puro, caso contrário haverá formação de uma camada superficial de contaminantes que interfere na reação de presa. Por essa razão, o mercúrio é triplamente destilado. A pureza pode ser verificada facilmente pelo exame visual. Se uma superfície opaca for observada, ao contrário de uma superfície altamente reflexiva, o mercúrio está contaminado.

Reação de Presa A reação de presa entre a liga Ag–Sn e o mercúrio é iniciada pela mistura vigorosa dos dois ingredientes. Essa mistura provoca a dissolução da camada externa das partículas da liga no mercúrio, formando duas novas fases sólidas em temperatura ambiente. A reação é a seguinte: Ag3Sn γ

+ Hg → Ag3Sn + mercúrio → γ

+ Ag2Hg3 + γ1

+ Sn7Hg + γ2

{

Temperatura (oC)

α+

pó

líquido

liga não reagida de amálgama

matriz

AMÁLGAMAS DENTÁRIOS

Como se pode observar na reação, nem todas as partículas da liga se dissolvem no mercúrio. Pelo contrário, uma quantidade considerável permanece, de forma que a estrutura ﬁnal é composta por um núcleo de fase γ mantida unida por uma matriz com predominância de γ1, que é entremeada por γ2. A estrutura do material obtido é mostrada na Figura 2.1.3. O cobre na liga de partículas tipo limalha está presente na forma de áreas distintas de Cu3Sn e permanece principalmente dentro da liga original em sua forma não reagente. No caso das partículas esféricas, o cobre é distribuído uniformemente, e a liga pode ser considerada mais precisamente como uma liga ternária de prata, estanho e cobre. Portanto, na estrutura ﬁnal do amálgama de liga esférica, o cobre não está presente como uma fase distinta, mas sim distribuído amplamente por todo o material. Embora seja inevitável a formação de poros, haverá pouca porosidade num amálgama bem-condensado.

PROPRIEDADES DOS AMÁLGAMAS TRADICIONAIS Não é a intenção abordar aqui todos os aspectos das propriedades dos amálgamas dentários, e somente as propriedades de importância relevante para o uso clínico assim como a evolução das novas ligas.

Resistência A resistência do amálgama é importantíssima, pois a restauração deve ser capaz de suportar cargas consideráveis geradas durante a mastigação; qualquer deficiência na resistência pode levar ao valamento marginal da restauração ou até mesmo à fratura. Embora se tenha dado muita atenção à resistência compressiva final do material endurecido, talvez seja mais importante considerar a resistência à tração e a velocidade na qual a resistência final é conseguida. Como se pode imaginar, a resistência final do amálgama será proporcional às propriedades das fases individuais. Não é simples determinar as propriedades das três fases principais do amálgama, mas as medições das microdurezas sugerem que a fase γ e a fase γ1 possuem durezas similares, enquanto que a fase γ2 é consideravelmente mais mole. A resistência à tração da fase γ2 também foi medida, sendo apenas uma fração da fase γ original, com a fase γ1, tendo uma resistência intermediária (Tabela 2.1.2). Isso significa que o elo fraco no interior da estrutura do amálgama é devido à fase γ2, e se sua proporção na composição final puder ser minimizada, um amálgama mais resistente será obtido. A quantidade de γ1 e γ2 formada é altamente dependente da quantidade de mercúrio na composição final. Quanto maior a quanti-

Figura 2.1.3 Representação esquemática da microestrutura de um amálgama de liga de partículas tipo limalha.

Tabela 2.1.2 Resistência à tração das fases do amálgama Fase

Resistência à tração (MPa)

170

γ1

γ2

Amálgama

dade de mercúrio, mais fraco será o material porque serão produzidas maiores quantidades de fases mais fracas. O conteúdo final de mercúrio depende mais da qualidade da técnica de condensação do que de qualquer outra coisa, tendo o amálgama condensado adequadamente um pouco menos que 50% de conteúdo de mercúrio. Além da técnica de condensação, o tamanho e a forma das partículas da liga também afetarão o conteúdo final de mercúrio. A proporção inicial de liga:mercúrio é menor no amálgama feito com liga de partículas esféricas do que com ligas de partículas tipo limalha porque o material é condensado mais facilmente. Com as ligas de partículas esféricas, um conteúdo final de mercúrio em torno de 45% é facilmente obtido. O tamanho da partícula também é muito importante. Para uma determinada quantidade de liga a ser amalgamada com mercúrio, a escolha por partículas menores resulta em mais superfície de liga exposta ao mercúrio. Isso significa que mais liga será dissolvida no mercúrio, produzindo maior quantidade de fases contendo mercúrio. Consequentemente, um tamanho de partícula muito pequeno é contraindicado.

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Seja qual for a forma da liga usada, a remoção consciente do excesso de mercúrio durante a colocação da restauração é de importância vital.

Escoamento e Creep (Fluência) Tem sido postulado que o creep excessivo de um amálgama, resultante da carga oclusal repetitiva, pode causar o achatamento dos pontos de contato, sobre extensão e protrusão das margens da restauração na superfície dentária. A última tem sido a principal causa da fratura marginal. Quando o escoamento dos amálgamas é mensurado, a medição é geralmente realizada por um curto período de tempo logo após a mistura. A medição mais adequada é a do creep. O creep é o escoamento ocasionado por cargas atuantes em longo prazo. É dependente tanto do limite convencional de escoamento como da temperatura do ambiente, e apenas se torna um sério problema quando a temperatura ambiental for maior que a metade da temperatura de fusão do material. Uma vez que as fases do amálgama possuem temperaturas de fusão muito baixas (em torno de 80° C) e as restaurações estão sujeitas a cargas repetidas, existe a possibilidade de ocorrer creep. As fases mais propensas ao creep são as fases ricas em mercúrio, ou seja, γ1 e γ2. Consequentemente, quanto menor a proporção dessas fases (que pode ser obtida com a condensação adequada), menos o amálgama será suscetível ao creep.

Corrosão É bem sabido que os amálgamas se corroem no ambiente oral. De fato, a corrosão é frequentemente citada como uma vantagem, cujos produtos auxiliam no bom selamento marginal. Todavia, a corrosão marginal causada pela formação de uma célula de oxidação na interface pode causar uma rápida deterioração nas propriedades do amálgama. O processo de corrosão é associado, principalmente, à fase γ2. A fase γ2 é consideravelmente mais eletronegativa que as fases γ e γ1. Isso significa que, na presença de uma solução eletrolítica, a fase γ2 atua como anodo da célula de oxidação e, de forma gradual, se dissolve. A reação é a seguinte: Fase estanho- + fluidos → sais + mercúrio mercúrio orais estanhosos livre Sn7Hg + oxigênio → óxidos & + Hg cloretos Normalmente, a formação de óxidos ajudaria a retardar o processo de corrosão pela formação de uma camada superficial protetora. Contudo, na interface entre o amálgama e os tecidos dentários não há formação de um óxido superficial, e os produtos da reação do processo de corrosão se precipitam. O processo também é muito

insidioso, uma vez que a produção de mercúrio livre permitirá reação posterior com a fase γ, formando mais γ1 e γ2. Esse processo enfraquece muito a estrutura do amálgama, e é com frequência citado como uma causa de fratura marginal.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Os amálgamas dentários tradicionais carecem de resistência e possuem creep e corrosão excessivos.

AMÁLGAMAS DENTÁRIOS COM ALTO TEOR DE COBRE Da discussão anterior sobre as propriedades dos amálgamas dentários tradicionais, pode-se deduzir que seria possível uma melhoria no seu desempenho se sua resistência pudesse ser aumentada. Esse reforço poderia ser obtido pela redução da quantidade de γ1 e γ2, ou, melhor ainda, se a fase γ2, fraca e suscetível à corrosão, pudesse ser eliminada totalmente da estrutura, com o benefício adicional da redução do creep.

Amálgamas com Fase Dispersa No início da década de 1960, foram feitas tentativas para aumentar a resistência dos amálgamas dentários pelo aumento do teor de cobre na liga. A ideia era de que o cobre agiria como um agente reforçador por dispersão. Uma liga esférica (basicamente prata e cobre) com alto teor de cobre foi adicionada à liga de partícula tipo limalha. A escolha pelas partículas esféricas foi feita essencialmente porque em bases experimentais era mais fácil alterar a composição das partículas esféricas que das partículas tipo limalha. As vantagens potenciais, como a condensação facilitada, foram também reconhecidas nesta época. Como se esperava, o aumento do teor de cobre da liga resultou na modificação da reação de presa, que provou ser altamente benéfica. A primeira reação é a mesma da ligas tradicionais, mas esta é seguida por uma segunda reação: γ2 + Ag–Cu → Cu6Sn5 + γ1 Portanto, o amálgama final continha pouca ou nenhuma fase γ2. A estrutura desse amálgama é mostrada na Figura 2.1.4. Inicialmente, pensava-se que toda a fase γ2 era eliminada por essa reação, mas desde então foi reconhecido que alguma fase γ2 permanecia, embora numa quantidade pequena e de provável insignificância. A modificação na reação de presa resultou numa série de mudanças importantes nas propriedades do amálgama, dentre elas:

AMÁLGAMAS DENTÁRIOS

■ ■ ■ ■

alta resistência à compressão; presa mais rápida para alcançar sua resistência total; redução do creep; e suscetibilidade reduzida à corrosão.

Outras Formulações com Alto Teor de Cobre Com esses tipos de melhorias, logo veio à tona a ideia dos amálgamas de partículas esféricas com alto teor de cobre. Eles combinam todas as vantagens da condensação mais fácil com aquelas já mencionadas, e uma variedade desses produtos está disponível atualmente. O pó nesses casos é uma liga esférica ternária de prata, estanho e cobre e possui a seguinte reação de presa: Ag–Sn–Cu + Hg → Ag–Sn–Cu + γ1 + Cu6Sn5 A relutância de muitos dentistas em utilizar ligas esféricas ao invés das ligas com partículas tipo limalha levou à introdução de formulações de liga exclusiva de partículas tipo limalha com alto teor de cobre. A composição dessas ligas é essencialmente a mesma de todas as ligas de partículas esféricas, exceto a grande diferença no teor de cobre total, que pode variar de 12% a 30%. Ainda assim, não se sabe qual é a porcentagem ideal de cobre. Para aqueles dentistas que preferem a liga com fase dispersa, existe agora uma grande quantidade de ligas disponíveis que possui uma mistura de partículas esféricas e de tipo limalha, em que ambos os tipos de partículas possuem a mesma composição da liga ternária de Ag–Sn–Cu.

SELEÇÃO E USO DOS AMÁLGAMAS DENTÁRIOS Na seleção do amálgama dentário apropriado, existem dois fatores importantes que precisam ser considerados: ■ ■

variáveis controladas pelo fabricante; e variáveis controladas pelo proﬁssional.

Cada uma delas terá um efeito profundo nas propriedades dos amálgamas dentários, tais como: características de manipulação e desempenho clínico. O desempenho clínico de uma restauração de amálgama depende tanto da escolha correta da liga como da execução de um bom procedimento operatório. A realização de um bom procedimento envolve todos os estágios da inserção do amálgama, da etapa da dosagem até o polimento ﬁnal.

Variáveis do Fabricante As variáveis sob controle do fabricante são: a composição; o tamanho; e o formato da partícula da liga.

Figura 2.1.4 Representação esquemática da microestrutura de um amálgama de fase dispersa. O halo em volta das partículas esféricas é a fase Cu–Sn.

Composição As diferenças mais óbvias na composição são relativas ao teor de cobre da liga, e a primeira pergunta que deve ser respondida é: devo usar uma liga de amálgama tradicional ou enriquecida com cobre? As evidências obtidas de estudos clínicos controlados indicam fortemente que o desempenho dos amálgamas com alto teor de cobre é superior ao dos amálgamas tradicionais. O índice de fratura marginal é certamente mais baixo nas ligas com alto teor de cobre em comparação com as ligas com baixo teor de cobre, embora isso por si só não signiﬁque necessariamente que a longevidade desses dois sistemas será muito diferente. Deve-se lembrar que os amálgamas tradicionais prestaram um excelente serviço por muitos anos e que um tempo de vida maior que 10 anos não é de forma alguma incomum para essas restaurações, mostrando o potencial desse amálgama. A falha prematura de uma restauração de amálgama está mais relacionada à técnica operatória inadequada. Todavia, nas mãos de dentistas experientes e sob condições altamente controladas, os amálgamas com alto teor de cobre demonstraram melhor desempenho. O porquê de os amálgamas com alto teor de cobre apresentarem melhor desempenho clínico ainda não está claro. A resistência ao creep melhorou signiﬁcantemente, assim como a resistência à corrosão. Ambas têm sido consideradas as razões pelas quais houve redução da fratura marginal, mas não está claro se a reduzida corrosão ou o reduzido creep é responsável pela melhoria das propriedades. Talvez se possa ser pragmático e apenas aceitar que há uma melhoria no desempenho, independentemente da causa.

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Uma característica dos amálgamas de alto teor de cobre é a sua maior resistência à compressão quando comparada com os amálgamas tradicionais. Logo após uma hora da colocação, os amálgamas com alto teor de cobre podem ser duas vezes mais resistentes que os amálgamas tradicionais, e isso deve contribuir para a redução da incidência de fraturas do corpo da restauração. Deve-se notar, entretanto, que a resistência à compressão ﬁnal não é muito diferente (Tabela 2.1.3). Outra característica dos amálgamas com alto teor de cobre é que eles não contêm nenhum zinco. Sabendo que o zinco é considerado a origem da expansão tardia quando o amálgama se contamina por saliva, isso é uma vantagem adicional. Uma desvantagem que foi observada em alguns amálgamas com alto teor de cobre é que as suas superfícies são mais suscetíveis ao deslustre.

apenas o dentista pode decidir, após testar diferentes tipos de amálgama.

Tamanho e Formato da Partícula

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O tamanho e o formato das partículas devem ser seriamente considerados porque eles determinam não apenas as características de manipulação da liga, mas também afetam a composição final. Existe a tendência em se optar por ligas de partículas muito finas por serem de fácil escultura, promovendo um acabamento final muito bom. No entanto, o pequeno tamanho de partícula do pó significa que mais mercúrio reagirá com a liga, promovendo um conteúdo final de mercúrio mais alto e, portanto, maiores proporções de γ1 e γ2. Além do mais, a resistência à compressão inicial desses amálgamas é muito mais baixa que aquela dos amálgamas feitos com partículas maiores. Alguns estudos têm mostrado que o uso de uma liga com pó muito fino aumenta a incidência de fraturas marginais e que o seu uso é contraindicado. Em contrapartida, as ligas de granulação grossa são de difícil escultura porque as partículas são facilmente deslocadas da superfície durante a presa inicial. As partículas finas ou médias parecem ser a melhor alternativa neste quesito. Quanto à forma da partícula, a escolha é entre a liga tipo limalha e esférica, ou talvez uma mistura das duas. Isso é muito mais uma questão de preferência pessoal, mas diz-se que os sistemas com liga esférica são condensados mais facilmente que as composições com as ligas de partícula tipo limalha. No final, isso é algo que

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IMPORTÂNCIA CLÍNICA As evidências clínicas atuais são suﬁcientes para dizer que os amálgamas com alto teor de cobre são os amálgamas de escolha e certamente a balança inclinou-se mais favoravelmente para o lado destes.

Variáveis do Operador As variáveis que estão sob controle do dentista e que podem afetar a qualidade ﬁnal da restauração são as seguintes:

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proporcionamento da liga e mercúrio; trituração; condensação; e escultura e polimento.

Proporcionamento O proporcionamento é mais comumente realizado usandose dispensadores volumétricos ou cápsulas pré-dosadas. As vantagens dessas últimas são que o dentista não precisa se preocupar em obter a melhor proporção de liga e mercúrio (que é pré-fixada pelo fabricante) e que existe risco menor de derramamento de mercúrio durante os estágios de manuseio da confecção do amálgama. Infelizmente, as cápsulas são mais caras que a aquisição do pó da liga em frasco. Portanto, o dispensador volumétrico é uma proposição mais atrativa para alguns dentistas, mas limita a escolha da liga para aquelas de grãos finos, pois as ligas de granulação média e grossa tendem a produzir misturas errôneas. Por sua vez, o dispensador volumétrico permite mais liberdade na proporção liga:mercúrio, que é uma característica que atrai particularmente aqueles dentistas que gostam de iniciar com uma mistura bem molhada. Um alto conteúdo de mercúrio inicial não apresenta problemas desde que seja empregada uma boa técnica de condensação. É importante que seja obtida uma mistura suficientemente plástica para permitir uma amalgamação e uma manipulação adequadas; uma mistura seca

Tabela 2.1.3 Propriedades selecionadas de alguns amálgamas dentários Material

Fabricante

Tipo

% do teor de cobre

% Creep

Resistência à compressão (MPa) 1h

24 h

Amalcap-F

Ivoclar

Limalha

2,5

410

Dispersalloy

J&J

Misto

0,25

226

440

Sybralloy

Kerr

Esférica

0,05

315

500

AMÁLGAMAS DENTÁRIOS

deve ser evitada de todas as formas. Em geral, uma proporção de 1:1 de liga:mercúrio basta para as ligas de partículas tipo limalha; mas para as ligas de partículas esféricas, uma maior proporção de liga:mercúrio é permitida devido à menor área de superfície total das partículas esféricas. O baixo teor de mercúrio nesse caso não signiﬁca que isto reduz a necessidade da remoção do excesso de mercúrio. É importante que o conteúdo ﬁnal de mercúrio seja o menor possível, não dispensando ainda uma boa técnica de condensação.

Expansão

Tempo

Trituração A trituração é uma das variáveis mais importantes do operador. A trituração adequada é essencial para assegurar uma mistura plástica e uma completa amalgamação. O tempo de trituração necessário depende tanto do tipo de liga como do sistema de dispensamento de mistura. As ligas esféricas tendem a se misturar mais rapidamente e, em geral, requerem um tempo de trituração mais curto. Isso é porque as partículas são mais facilmente umedecidas que as partículas tipo limalha. O tempo exato de trituração depende do sistema da mistura. Para um sistema vibrando a velocidade de 4.000 rpm, num deslocamento de 50 mm, o tempo de amalgamação pode ser tão breve como cinco segundos. Para um sistema mais lento, com velocidade de 2.600 rpm, o tempo de trituração pode ser de 20 segundos ou mais. A recomendação geral é que é melhor errar para o lado da supertrituração que para o lado da subtrituração. Se acharmos que o amálgama está tomando presa muito rapidamente, então, o tempo de trituração deve ser aumentado, e não diminuído como se poderia imaginar; a trituração extra promoverá uma mistura mais plástica e com maior tempo de trabalho. O tempo de trituração também afeta as alterações dimensionais que ocorrem quando o amálgama toma presa. O ideal é que o material deve se expandir levemente durante a presa, o que ajuda na adaptação das margens e reduz o potencial de inﬁltração marginal. Antes da introdução das cápsulas e dos amalgamadores, os amálgamas tradicionais continham grandes partículas de liga que eram trituradas manualmente; essas formulações mostravam uma leve expansão quando após a presa total. A alteração dimensional em função do tempo é apresentada na Figura 2.1.5. Existe uma contração inicial à medida que o mercúrio se difunde pela liga. Isso é seguido por uma expansão assim que a fase γ1 se forma, devido ao impingimento dos cristais de γ1 um com os outros, produzindo uma pressão de direção externa que se opõe à contração. Isso ocorre somente se uma quantidade suﬁciente de mercúrio estiver presente para produzir uma mistura plástica.

Figura 2.1.5 Alteração dimensional de um amálgama misturado tradicionalmente de forma manual (a) e um amálgama misturado mecanicamente (b).

A introdução dos amalgamadores mecânicos de alta velocidade, baixas proporções de mercúrio:liga, tamanho pequeno de partículas e altas pressões de condensação reduziram a quantidade de mercúrio na mistura, favorecendo a contração do amálgama, de forma que os amálgamas modernos apresentam uma contração controlada depois de tomado presa.

Condensação As exigências mais importantes da técnica de condensação são que o máximo de excesso de mercúrio seja removido, que a restauração final não seja porosa e que se obtenha uma ótima adaptação marginal de forma a impedir a sensibilidade pós-operatória. Para as ligas tipo limalha, pode ser obtido um conteúdo final de mercúrio de 45%. Embora as reduções abaixo de 50% possuam pouco efeito na resistência à compressão após 24 horas, uma resistência à compressão imediata bem maior pode ser obtida, e a suscetibilidade ao creep é bastante reduzida. A alta resistência imediata reduz a probabilidade de fraturas do corpo do amálgama durante as primeiras horas após a colocação. Isso se aplica igualmente aos sistemas de ligas esféricas, exceto naqueles casos em que o conteúdo final de mercúrio é de aproximadamente 40%. Os componentes importantes da condensação são o uso da força máxima; o uso de condensadores de tamanho adequado em relação ao tamanho da cavidade; o uso de porta-amálgamas eficientes e; a inserção de pequenos incrementos. Embora, em geral sejam recomendadas pressões de condensação de 30-40 N, isso não significa que pressões menores de condensação fornecerão um resultado mais deficiente, uma vez que as baixas pressões de condensação podem ser compensadas pela colocação de pequenos incrementos. A colocação de grandes incrementos não só

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levará à formação de grandes quantidades de γ1 e γ2, mas também produzirá alto nível de porosidade. A condensação dos amálgamas de liga esférica requer uma abordagem diferente dos sistemas de partículas tipo limalha. Uma vez que a mistura escoa mais facilmente mesmo com pequena pressão, pequenas cargas necessitam ser aplicadas por condensadores maiores, se possível. No entanto, uma íntima adaptação marginal parece ser mais difícil com o amálgama de liga esférica devido ao maior tamanho dos grãos destas ligas.

Estética Deﬁciente Por serem restaurações metálicas, os amálgamas não são as opções visualmente mais atrativas, contudo, se forem polidas mais frequentemente que a prática atual, podem parecer mais apresentáveis. O polimento ﬁnal é perdido com o tempo, devido ao deslustre. Embora haja uma demanda crescente dos pacientes por restaurações mais estéticas, no caso de dentes posteriores, o aspecto mais importante a ser considerado é a durabilidade.

Escultura e Polimento A habilidade em esculpir um amálgama é proporcional ao tamanho e ao formato das partículas da liga. Geralmente, as ligas esféricas produzem um acabamento superficial inicial melhor que as ligas de partículas tipo limalha. A necessidade de polimento do amálgama numa segunda consulta é um assunto em debate. Alguns argumentam que o polimento é necessário por nenhuma outra razão senão a melhoria da estética, enquanto que outros apontam para o alto conteúdo de mercúrio residual na camada superficial, e indicam que este deva ser removido. Pode ser verdade que uma fina camada superficial tenha preponderância das fases γ1 e γ2, mas essa camada é provavelmente tão fina que seria rapidamente desgastada. De maneira similar, existe controvérsia sobre a necessidade ou não da brunidura. Costumava-se dizer que a brunidura dos amálgamas originaria uma camada superficial rica em mercúrio, que aumentaria a possibilidade de corrosão ou fratura. Contudo, estudos mais recentes têm indicado que a brunidura proporciona o aumento da dureza superficial, a redução da porosidade e diminuição da corrosão, melhorando também a adaptação marginal do amálgama. A superfície esculpida do amálgama é certamente áspera, e por isso é necessária alguma forma de acabamento adicional. As opções são chamar o paciente novamente no dia seguinte para polir a restauração ou brunir a restauração no mesmo dia da colocação. A brunidura pode ser um substituto eficiente do polimento convencional dos amálgamas de partícula tipo limalha e, pelo tempo que tem sido usada, associa-se a ela uma melhor integridade marginal.

LIMITAÇÕES DOS AMÁLGAMAS DENTÁRIOS O uso dos amálgamas dentários tem sido tema de consideráveis discussões desde a introdução das novas resinas compostas e dos cimentos de ionômero de vidro. Alguns sugeriram que o uso dos amálgamas deveria ser suspenso. Dado que os amálgamas têm proporcionado um excelente serviço por mais de 100 anos, isso parece ser um ponto de vista um tanto extremo. Não obstante, os amálgamas dentários possuem várias desvantagens.

Toxicidade do Mercúrio Não se pode negar que o mercúrio é uma substância altamente tóxica e demanda o máximo de cuidado. As principais fontes de exposição ao mercúrio provêm de: ■ ■ ■ ■ ■

derramamento acidental; pouca higiene ao manipular o mercúrio; contato direto com o mercúrio; amalgamadores; e confecção de novas restaurações e remoção das antigas.

O efeito nocivo potencial mais sério é do vapor de mercúrio, e a fonte mais signiﬁcante desse vapor é o derramamento do mercúrio durante o procedimento operatório. O uso de amálgama em cápsulas pode minimizar esse risco. A equipe odontológica está sob maior risco de contaminação por mercúrio, pois o material é manipulado diariamente. Quando acontece algum derramamento, o fato é de interesse de todos, principalmente da equipe odontológica, que manuseia direta e intensamente o material. Qualquer mercúrio dispersado vaporizará gradualmente, sendo então inalado. O limite de exposição nociva ao mercúrio no ar para a população geral é de 50 μg/m3 de ar. Sabe-se, da experiência com operários de fábricas que trabalham com mercúrio, por exemplo, fábricas de termômetro, que se esse limite for ultrapassado, sinais de envenenamento por mercúrio aparecerão. Esses sinais incluem tremor nas pernas, coceiras, erupções cutâneas, perspiração excessiva, taquicardia, febre de baixas temperaturas intermitentes, irritabilidade, alteração da personalidade, insônia, cefaleia, hipertensão, fadiga crônica e disfunção neurológica. Devem ser adotadas boas práticas de precaução com o mercúrio, e elas incluem: ■ ■ ■

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uso de técnica sem contato manual; uso de amalgamadores mecânicos com boa vedação; armazenagem de mercúrio e amálgama antigo em água num recipiente inquebrável, fechado hermeticamente; e limpeza imediata do mercúrio derramado.

AMÁLGAMAS DENTÁRIOS

Percebe-se que os pacientes estão sob menor risco de inalação do mercúrio que a equipe odontológica. Certamente ocorre ingestão pela inalação do vapor de mercúrio durante a colocação de um amálgama, mas acredita-se que esteja bem abaixo do limite de 50 μg/m3. No entanto, existem alguns episódios em que os pacientes reagiram muito mal à presença do amálgama em suas bocas, devido a uma reação de hipersensibilidade tardia ao mercúrio. Embora essas reações alérgicas sejam bem raras, seus sintomas podem ser graves, e o dentista deve estar atento para tal possibilidade. Há também relatos de reações locais tipo liquenoide associadas à presença do amálgama e à remoção da restauração de amálgama é recomendada quando existir um contato evidente com a lesão. Além da inalação do vapor de mercúrio, o desgaste e a corrosão contribuirão com a carga corpórea total de mercúrio. Em média, acredita-se que a ingestão do mercúrio pelo organismo de restaurações de amálgama esteja bem abaixo do limite de 30 μg/dia, recomendado pela Organização Mundial da Saúde. Todavia, deve-se considerar que isso é apenas uma estimativa e é possível que alguns pacientes, possivelmente devido à mastigação excessiva ou ao bruxismo, possam possuir um nível de mercúrio em seu organismo acima da média. Também foi mostrado in vitro que agentes clareadores à base de peróxido de carbamida podem aumentar a liberação de mercúrio das restaurações de amálgama. Portanto, os pacientes que se queixam dos sintomas de toxicidade por mercúrio devem ser tratados com cuidado e consideração. A continuidade do uso dos amálgamas dentários se tornou um assunto controverso em vários países da Europa. Na dentição decídua, o uso dos amálgamas dentários reduziu bastante com o advento dos compômeros e dos cimentos de ionômero de vidro modificados por resina, tanto que somente em poucos países o amálgama é o material de escolha. O mercúrio das restaurações contamina o ambiente e contribui com a carga total de mercúrio na comunidade. Em alguns países, onde existe controle cuidadoso do uso do mercúrio, isso significa que o amálgama dentário pode ter uma contribuição relevante para a carga total de mercúrio. Em tais circunstâncias uma forte campanha pode ser necessária para desencorajar o uso dos amálgamas dentários, na condição de que se esclareça sobre a elevação do custo do tratamento odontológico em consequência dessa decisão. Embora o uso do mercúrio na odontologia seja de apenas 3% da quantidade total usada mundialmente, todos os dentistas devem ser estimulados a adotar as boas práticas odontológicas de higiene do mercúrio e implementar os procedimentos de gerenciamento de resíduos para impedir a entrada do mercúrio no ambiente. Não obstante, as preocupações com a biocompatibilidade dos amálgamas de mercúrio são suficientes para se considerar seriamente o uso de ligas alternativas.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA É importante que seja enfatizada a manipulação segura do amálgama dentário, para toda a equipe odontológica em todos os momentos oportunos.

Uma tentativa é substituir o mercúrio por gálio, que possui a segunda temperatura de fusão mais baixa depois do mercúrio. Quando amalgamado com o estanho e o índio, é produzido um líquido em temperatura ambiente. Ligas pulverizadas de composição próxima com as ligas usadas nos amálgamas de mercúrio são misturadas com esse líquido, que produz uma mistura com características de manipulação adequadas para ser condensada na cavidade. Embora a liga resultante tenha propriedades físicas e mecânicas similares às do amálgama de mercúrio, a excessiva expansão de presa e propriedades deﬁcientes de manipulação precisam ser superadas antes que esses materiais possam ser considerados um substituto viável. Em outra abordagem, o metal líquido é eliminado de vez com o uso de solda a frio de partículas pré-amalgamadas cobertas por prata. A soldagem a frio ocorre onde existe contato prata com prata entre as partículas. Tal processo é promovido pela exposição das partículas a um ácido fraco para remover quaisquer contaminantes da superfície, que podem interferir na solda a frio. Um problema com esse material é a alta pressão de compactação necessária para consolidar as partículas de prata. Embora seja um material promissor, ele ainda está em estágio de desenvolvimento e ainda não disponível comercialmente.

Alta Condutividade Térmica Como se pode esperar de um material metálico, a condutividade térmica dos amálgamas dentários é muito alta. Os problemas decorrentes disso, tais como a sensibilidade pulpar devido ao efeito hidrodinâmico do bombeamento do ﬂuido através da fenda marginal para dentro e fora dos túbulos dentinários, são facilmente contornados pelas técnicas adequadas de preparo cavitário envolvendo o uso de vernizes ou forradores (Cap. 2.4)

Efeitos Galvânicos Quando duas restaurações metálicas com metais de diferentes graus de eletronegatividade são colocadas próximas uma da outra em um meio eletricamente condutor (nesse caso, o meio é a saliva), é possível que se estabeleça uma célula galvânica. As correntes resultantes podem causar desconforto aos pacientes ou deixar um forte gosto metálico na boca, podendo acelerar a falha corrosiva no metal mais eletro-

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

negativo. Assim, embora o problema raramente apareça, não é recomendado o uso de metais diferentes na boca.

Falta de Adesão A necessidade do uso de desenhos cavitários retentivos com os amálgamas dentários impõe uma severa limitação. Frequentemente, uma grande quantidade de esmalte ou dentina perfeitamente hígidos é removida sob a bandeira da “extensão preventiva”. Esse princípio é questionável, já que o amálgama nunca poderá ser substituto dos tecidos dentários sadios. Novas ideias de preparo cavitário centradas na minimização da remoção de tecido dentário sadio foram desenvolvidas, mas nunca serão tão conservadoras como a abordagem para os materiais restauradores adesivos. Com o intuito de superar a desaprovação dos amálgamas dentários, foi sugerido que a adesão do amálgama aos dentes poderia ser feita, pois possuiria os benefícios de reforçar o dente, auxiliar na retenção e preservar a estrutura dental. De maneira geral, a adesão é obtida pela combinação de um sistema adesivo dentinário e cimento resinoso, que são colocadas antes do amálgama dentário, embora outras opções, tais como as resinas autoadesivas, também tenham sido cogitadas. Os benefícios oriundos desta abordagem são discutíveis, exceto, talvez, em situações em que a retenção esteja seriamente comprometida.

Falta de Resistência e Tenacidade Como observado, os amálgamas dentários são materiais restauradores muito frágeis, com baixa resistência à tração. A forma de lidar com isso é usar o material como um bloco, reduzindo o grau de ﬂexão da restauração, que reduzirá as tensões de tração. Tendo assim, os preparos cavitários devem ser desenhados de forma a se evitar que regiões muito delgadas de amálgama sejam formadas. Isso signiﬁca que as caixas devem ser profundas e os ângulos marginais devem estar próximos dos 90°, sempre que possível. Uma consequência disto é que inerentemente o amálgama não conserva a estrutura dental. Portanto, em situações de pequenas lesões de cárie primária, o uso do amálgama dentário pode ser contraindicado por ser muito destrutivo ao tecido dentário, e neste caso é preferível um material alternativo como a resina composta.

Tempo de Vida Reduzido das Restaurações de Amálgama A cada ano, são realizadas centenas de milhares de restaurações de amálgama e, em média, a metade delas é substituição de restaurações existentes. A longevidade das restaurações de amálgama tem sido assunto de vários estudos clínicos, alguns evidenciando que a metade destas restaurações necessitará de substituição dentro de quatro a cinco anos.

Em média, o tempo de sobrevivência das restaurações de amálgama é inversamente proporcional ao seu tamanho. Para complicar, o contorno cavitário é aumentado em pelo menos 0,5 mm a cada substituição da restauração de amálgama, criando uma restauração maior. Em geral, portanto, quanto menor a restauração, maior a sua sobrevivência. De todas essas desvantagens mencionadas, a falta de longevidade e a natureza destrutiva do procedimento são os aspectos principais. As formas de fazer as restaurações durarem por mais tempo serão consideradas a seguir.

MELHORANDO A LONGEVIDADE DAS RESTAURAÇÕES DE AMÁLGAMA Nas últimas três décadas, muitos pesquisadores têm observado as técnicas convencionais do amálgama com um olhar crítico. Os motivos que justiﬁcam a substituição do amálgama estão usualmente associados a: ■ ■ ■ ■

fratura dental; cárie recorrente; fratura do corpo do amálgama; e falha marginal.

A falha marginal pode surgir tanto pela fratura das margens do amálgama como das margens de esmalte. Dos fatores citados, a cárie recorrente é considerada a razão mais comum para a substituição da restauração de amálgama (correspondendo a 70% das substituições). Alguns fracassos são inevitáveis e estão relacionados às propriedades adversas dos amálgamas, mas outros podem ser evitados, levando em consideração as limitações dos amálgamas, adotando as técnicas adequadas e evitando as falhas no desenho cavitário e técnica clínica deﬁciente.

Fratura Dental Estrutura Dental Enfraquecida Quanto mais se remove tecido dentário, mais fraco se torna o dente. O amálgama dentário atua como um efetivo material de preenchimento, mas como não possui nenhuma qualidade adesiva, ele não auxilia no fortalecimento da estrutura dental remanescente. Portanto, as técnicas envolvendo a mínima remoção do tecido dentário devem ser sempre empregadas. Cortando o esmalte paralelo ao longo eixo da direção dos prismas, é possível manter a forma de contorno a menor possível. Essa prática também assegura que os ângulos cavo-superﬁciais estejam próximos de 90°, o que é ótimo para o amálgama; já que os ângulos cavosuperﬁciais agudos favorecem a fratura marginal do amálgama. Atualmente existe uma série de adesivos que permite a adesão do amálgama aos tecidos dentários. A adesão

AMÁLGAMAS DENTÁRIOS

fornece suporte adicional tanto à restauração como a cúspide, ajudando a fortalecer a coroa dental restaurada. Como a durabilidade da adesão é ainda desconhecida, o desenho da cavidade ainda deve ser de forma a evitar regiões potenciais de fratura. Em caso de cúspides gravemente enfraquecidas, devem ser consideradas técnicas alternativas, tais como onlay de ouro ou cerâmicas aderidas por resina.

de contato com os dentes adjacentes. O sobrecontorno é particularmente propenso ao acúmulo de placa, podendo desencadear a recorrência de cárie. Se o sobrecontorno for subgengival, ele pode causar irritação dos tecidos moles e levar à formação de bolsa periodontal e perda óssea. Uma ﬁta de matriz muito apertada pode causar a fratura das cúspides dentais que foram enfraquecidas pela remoção de grande quantidade de tecido dentário.

Esmalte Enfraquecido

Condensação Insatisfatória

O princípio de planiﬁciar paredes e soalhos numa cavidade pode causar o enfraquecimento do esmalte, como mostra a Figura 2.1.6 numa caixa proximal de uma restauração. O esmalte sem apoio se desprende deixando uma fenda, o que pode levar à recorrência da cárie.

Como já observado, a condensação insatisfatória resulta na porosidade do amálgama e na presença de excesso de mercúrio, ambas reduzindo a resistência do amálgama. A adaptação marginal também será insatisfatória, aumentando o potencial de inﬁltração marginal, cárie recorrente e corrosão. Para uma boa condensação, é importante que o amálgama seja bem-misturado e que o tempo adequado de trituração seja executado. A subtrituração, em particular, deve ser evitada, pois resultará numa mistura seca que não permitirá condensação adequada

Cárie Residual É de importância fundamental a remoção de toda a cárie residual. Se não, a cárie se alastra e enfraquece a cúspide, podendo causar a sua fratura. A inﬁltração de toxinas bacterianas também causa inﬂamação pulpar.

Fratura do Corpo do Amálgama Recorrência da Lesão de Cárie

Preparos Rasos

Contaminação A contaminação da cavidade por sangue ou saliva resulta na adaptação deﬁciente da restauração às margens cavitárias.

Técnicas Deﬁcientes de Colocação da Matriz Uma ﬁta de matriz adaptada inadequadamente pode ser causa de sobrecontorno marginal ou da falta de pontos

Amálgama

Os amálgamas dentários possuem resistência à tração muito baixa. Quando colocados em seções finas, eles estão sujeitos a forças de flexão e fraturam. Os preparos rasos só são aceitáveis em restaurações muito pequenas, onde a área superficial é pequena em comparação à profundidade. Para restaurações MOD amplas, deve haver profundidade suficiente na cavidade no soalho oclusal para fornecer massa suficiente para resistir às

Dentina

Esmalte

Figura 2.1.6 Se o soalho gengival da caixa proximal não for terminado (a), então o esmalte sem suporte irá se fraturar (b) e levar à recorrência da cárie. O biselamento do esmalte (c) evita essa ocorrência, mas é necessário fazer uma canaleta no soalho gengival da dentina para resistir ao deslocamento proximal da restauração.

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

forças de ﬂexão. Isso pode exigir a remoção de grande quantidade de tecido dentário sadio.

Caixas Proximais Não Retentivas Uma falha observada frequentemente nas restaurações MO, DO ou MOD é a fratura das caixas proximais da seção oclusal do material restaurador. Isso se deve em algum grau à baixa resistência à tração da restauração de amálgama, já que uma carga oclusal pode forçar o amálgama a se deslocar para fora. Todavia, os ângulos lineares internos agudos agravam a situação, que no final leva à fratura e perda da caixa. O risco dessa ocorrência pode ser reduzido preparando-se canaletas de retenção nas paredes laterais e no soalho gengival das caixas. Essa técnica assegura que a caixa seja autorretentiva e se oponha à ação de deslocamento gerado por uma carga oclusal, resistindo ao deslocamento da restauração em direção proximal. Uma vantagem adicional é que não é necessária uma retenção oclusal para a retenção da restauração. Então, o preparo adicional das fissuras oclusais não é necessário quando uma lesão primária está confinada somente à superfície proximal; esse tipo de preparo é em geral descrito como preparo em “cunha”.

Ângulos Internos Vivos A presença de ângulos internos vivos permite a concentração de tensões locais, que aumenta o risco de fratura tanto dos dentes como da restauração, como mostra a Figura 2.1.7. Tais ângulos nítidos devem ser evitados, optando-se por superfícies internas arredondadas. Por

exemplo, as caixas proximais devem ser na forma de pêra, para se conformar à extensão da lesão subjacente, e não devem ser preparadas com ângulos vivos.

Falha Marginal Ângulos Cavo-superficiais Incorretos A causa primária da falha marginal de um dente restaurado é a presença de um ângulo cavo-superficial incorreto, levando à fratura marginal do esmalte ou do amálgama. A falha marginal do amálgama ocorre mais facilmente quando o amálgama possui um ângulo marginal agudo. O amálgama é muito frágil e possui uma resistência à tração muito baixa (60-70 MPa), então qualquer margem pontiaguda resultante irá fraturar facilmente conforme ela se flexiona sob aplicação de uma carga externa. Isso contrasta com os inlays de liga de ouro, que não apresentam os sinais de falha marginal da liga porque esse material é tenaz e dúctil. Consequentemente, a falha é menos provável de ocorrer nos ângulos marginais maiores que 70°, já que isso evita as bordas estreitas de amálgama. A prática de preparar as paredes cavitárias perpendicularmente no aspecto oclusal da cavidade favorece a produção de ângulos marginais agudos no amálgama (Fig. 2.1.8a). Não é possível alterar o ângulo de toda a parede cavitária porque o contorno cavitário se aproximaria muito ou poderia até perfurar o corno pulpar (Fig. 2.1.8b). Um método aceitável de superar esse problema é confinar a angulação aguda somente ao esmalte, como representado na Figura 2.1.8c.

Carga

Distribuição de tensões mais uniforme

Concentração de tensões (b)

(a) Amálgama

Esmalte

Figura 2.1.7 Ângulos lineares internos vivos (a) podem levar à fratura da cúspide (b) sob forte carga oclusal. As tensões de tração são concentradas no ângulo linear, porém isto pode ser consideravelmente reduzido, criando-se ângulos lineares arredondados (c).

AMÁLGAMAS DENTÁRIOS

Em cavidades oclusais de largura muito reduzida, não é necessário preparar ângulos cavo-superﬁciais de 90° no esmalte porque o amálgama pode ser esculpido numa forma plana sem interferir com o dente antagonista. O ângulo marginal do amálgama será então obtuso, que dará à margem a resistência adicional devido ao apoio de todo o corpo do material restaurador. Muito cuidado deve ser empregado no preparo das margens cavitárias, de forma a evitar esmalte sem suporte ou ângulos marginais agudos no amálgama.

Expansão Tardia No caso de ligas contendo zinco, o conﬁnamento de saliva no material durante a sua colocação pode resultar num fenômeno conhecido como expansão tardia. A água reage com o zinco conforme a seguinte reação: H2O + Zn → ZnO + H2 Bolhas do gás hidrogênio são formadas dentro do amálgama. A pressão aumenta com o tempo, conforme mais e mais hidrogênio é produzido e armazenado em bolhas. Finalmente, a pressão pode ser tão grande que as bolhas se expandem, causando a expansão da restauração. Essa expansão ocorre durante os estágios iniciais dos amálgamas de presa lenta, já que eles são incapazes de resistir à pressão até terem tomado presa por completo. A expansão pode causar uma pressão interna sobre a polpa ou causar a protrusão da restauração acima da superfície. A primeira causará dor pulpar e o último levará à falha marginal. Em dentes gravemente destruídos, a expansão pode causar também fratura da cúspide. Esse problema pode ser minimizado usando-se isolamento adequado e a seleção de um amálgama de presa rápida.

(a)

Sobrecontorno, Subcontorno e Escultura pronunciada Se uma cavidade for superpreenchida e depois não esculpida o suﬁciente para promover uma transição suave da superfície dental para a superfície da restauração, ocorrerá a formação de um degrau. Esse degrau poderá, ﬁnalmente, se fraturar, dando um aspecto de falha marginal à restauração. Isso pode encorajar o cirurgião-dentista a substituir a restauração, quando, talvez, fosse necessário apenas um novo polimento de forma que a restauração se nivelasse à superfície dental. Tal tratamento desnecessário pode ser evitado ao se assegurar que a superfície seja esculpida de forma adequada pós-inserção da restauração. Da mesma forma, um subpreenchimento ou escultura pronunciada (profunda) pode resultar em uma restauração com ângulo agudo que dará origem à fratura marginal.

Creep e Corrosão do Amálgama Os problemas associados ao amálgama como um material restaurador já foram abordados detalhadamente, tanto em termos das limitações impostas pelas suas propriedades físicas e mecânicas quanto pela sua manipulação. A maioria das falhas em curto prazo pode ser evitada se os fatores abordados forem considerados e se for prestada uma atenção cuidadosa ao detalhamento do preparo cavitário e manipulação do material. Em longo prazo, os amálgamas poderão falhar. Quando tais falhas são relativas especiﬁcamente ao material, elas são em geral associadas ao creep ou à corrosão, que causam a fratura marginal.

(b)

(c)

Figura 2.1.8 Um ângulo cavo-superficial obtuso (a) produz um ângulo marginal agudo na restauração que levará à fratura marginal e deve ser corrigido. Em (b), o ângulo cavo-superficial é agora próximo ao ideal, mas pode dar origem a uma exposição pulpar. Um método aceitável é mostrado em (c), onde o ajustamento é confinado ao esmalte, sem aumento da forma de contorno.

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

IMPORTÂNCIA CLÍNICA O ideal é que a liga de amálgama de escolha deve apresentar nenhum ou pouco creep e deve possuir alta resistência à corrosão. Evidências clínicas e laboratoriais indicam que um amálgama com alto teor de cobre e contendo zinco é a escolha de preferência.

RESUMO Os amálgamas dentários continuarão a ser o material restaurador de escolha em muitas situações clínicas. Dedicando cuidadosa atenção à seleção do material e à manipulação e considerando suas limitações, os amálga-

mas podem fornecer ao paciente o restabelecimento da função mastigatória por muitos anos.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Considerando que qualquer alternativa mais estética que o amálgama consome mais tempo para a execução e envolve procedimentos mais complexos, e que os amálgamas dentários possuem comprovação de seu bom desempenho clínico, esse material continua a ser o material restaurador mais conveniente para uso em dentes posteriores. Todavia, as exigências estéticas dos pacientes e o desejo do dentista em preservar a estrutura dental conduzirão ao desuso dos amálgamas dentários.

LEITURA COMPLEMENTAR Brown D (1988) Dental amalgams. Brit Dent J 164: 253 Buerkle V et al (2005) Restoration materials for primary molars – results from a European survey. J Dent 33: 275 Elderton RJ (1984) New approaches to cavity design. Brit Dent J 157: 421 Eley BM, Cox SW (1988) Mercury poisoning from dental amalgam – an evaluation of the evidence. J Dent 16: 90 Hamilton CJ et al (1983) Marginal fracture not a predictor of longevity. J Prosthet Dent 50: 200 Letz H, Vrijhoef MA (1984) Long-term inﬂuences on marginal fracture of amalgam restorations. J Oral Rehab 11: 95 Letzel H et al (1997) The inﬂuence of the amalgam alloy on the survival of amalgam restorations: a secondary analysis of multiple controlled clinical trials. J Dent Res 76: 1787 Mahler DB (1997) The high-copper dental amalgam alloy. J Dent Res 76: 537 Mahler DB, Nelson LW (1994) Sensitivity answers sought in amalgam alloy microleakage study. J Amer Dent Assoc 125: 282 Mjor IA (1985) Frequency of secondary caries at various anatomical locations. Oper Dent 10: 88 Papadogiannis Y, Boyer DB, Lakes RS (1987) Creep of amalgam at low stresses. J Dent Res 66: 1569

Ritchie KA et al (2004) Mercury vapour levels in dental practices and body mercury levels of dentists and controls. Brit Dent J 197: 625 Roulet J-F (1997) Beneﬁts and disadvantages of tooth-coloured alternatives to amalgam. J Dent 25: 459 Sarkar NK (1978) Creep, corrosion and marginal fracture of amalgam ﬁllings. J Oral Rehab 5: 413 Setcos JC, Staninec M, Wilson NH (2000) Bonding of amalgam restorations: existing knowledge and future prospects. Oper Dent 25: 121 Shaini FJ et al (2001) A comparison of the mechanical properties of a gallium-based alloy with a spherical highcopper amalgam. Dent Mater 17: 142 Staninec M, Hold M (1988) Bonding of amalgam to tooth structure: tensile adhesion and microleakage tests. J Prosthet Dent 59: 397 Summitt JB et al (2004) Six-year clinical evaluation of bonded and pin-retained complex amalgam restorations. Oper Dent 29: 261 Xu HHK et al (1999) Three-body wear of a hand-consolidated alternative to amalgam. J Dent Res 78: 1560

Capítulo 2.2

RESINAS COMPOSTAS E RESINAS COMPOSTAS MODIFICADAS POR POLIÁCIDO

A resina forma a matriz do material composto, unindo as partículas individuais de carga por meio do agente de união (Fig. 2.2.1).

uma massa plástica em um sólido rígido que permite o uso desse material para restauração de dentes. O monômero mais usado tanto para resinas anteriores quanto para posteriores é o Bis-GMA, que é derivado da reação do bisfenol-A e do glicidil metacrilato. Essa resina é denominada resina de Bowen, devido ao seu inventor. Ela possui um peso molecular maior que o do metil metacrilato, que ajuda a reduzir a contração de polimerização (Fig. 2.2.2). O valor de contração de polimerização para as resinas de metil metacrilato é 22% vol., enquanto para uma resina de Bis-GMA, ela é 7,5% vol. Existe também vários compósitos que usam resina de uretano dimetacrilato (UDMA) ao invés do Bis-GMA. Monômeros de Bis-GMA e uretano dimetacrilato são ﬂuidos altamente viscosos por causa de seus elevados pesos moleculares; a adição mesmo de uma pequena quantidade de carga poderia produzir um compósito com uma rigidez excessiva para uso clínico. Para superar esse problema, monômeros de baixa viscosidade conhecidos como controladores de viscosidade são adicionados, tais como metil metacrilato (MMA), etileno glicol dimetacrilato (EDMA) e trietileno glicol dimetacrilato (TEGDMA); este último é o mais usado. As estruturas químicas de alguns desses monômeros são apresentadas na Tabela 2.2.1. Para assegurar prazo de validade adequadamente longo para o compósito, é essencial que a polimerização prematura seja prevenida. Para essa ﬁnalidade, um inibidor, como hidroquinona, é incluído, usualmente em quantidades de 0,1% ou menos. A matriz resinosa também contém sistemas ativador/ inibidor para atingir a polimerização. Esses componentes dependem do tipo de reação empregada, que pode ser polimerização química ou fotopolimerização.

Matriz Resinosa

Carga

A resina é o componente quimicamente ativo do compósito. Ela é inicialmente um monômero ﬂuido, mas é convertida em um polímero rígido por uma reação de adição por radicais. É essa habilidade de se converter de

Uma ampla variedade de cargas tem sido empregada nos compósitos para melhorar as propriedades. Essa prática se iniciou no ﬁnal dos anos 1950, quando cargas, como o quartzo, foram introduzidas nos materiais restauradores

INTRODUÇÃO Um compósito, como o nome indica, consiste em uma combinação de dois ou mais materiais. Cada um desses materiais contribui para as propriedades gerais do compósito, e está presente em sua forma separada (Cap. 1.6). Resinas compostas são possivelmente os materiais disponíveis mais disseminados na Odontologia, pois são usados numa grande variedade de aplicações clínicas, abrangendo materiais restauradores, agentes de cimentação, restaurações indiretas e revestimento de metais para pinos endodônticos e núcleos. Uma adição relativamente recente a esse já grande número de materiais odontológicos à base de resina é a resina composta modiﬁcada por poliácido, ou compômeros, na forma abreviada. Neste capítulo, consideraremos primeiro as resinas compostas e depois exploraremos como os compômeros diferem das resinas compostas.

COMPOSIÇÃO E ESTRUTURA Materiais restauradores baseados em resinas compostas (“compósitos” na forma resumida) que são usados na Odontologia possuem três componentes principais: ■ ■ ■

uma matriz resinosa orgânica; uma carga inorgânica; um agente de união.

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Metil metacrilato Carga de vidro Contração de polimerização

Matriz resinosa Bis-GMA Agente de união silano

Figura 2.2.1 Estrutura de um material restaurador em compósito.

à base de metil metacrilato. A inclusão das cargas proporcionou cinco potenciais e principais benefícios: 1. A polimerização do monômero de metil metacrilato está sujeita a uma elevada contração de polimerização (21% vol.), mesmo quando usada com um sistema pó-líquido (7% vol.). Pela incorporação de grandes quantidades de partículas de vidro, a contração de polimerização é muito reduzida porque a quantidade de resina usada é diminuída e a carga não participa do processo de polimerização. Entretanto, a contração não é totalmente eliminada e dependerá do monômero usado e da quantidade de carga incorporada. 2. Monômeros de metacrilato têm um alto coeficiente de expansão térmica (quase 80ppm/°C). Esse coeficiente é reduzido pela adição de partículas cerâmicas, que tem um coeficiente de expansão térmica similar àquele dos tecidos dentários (8-10ppm/°C). 3. A carga pode melhorar as propriedades mecânicas tal como a dureza e a resistência à compressão. 4. O uso de metais pesados, tais como bário e estrôncio incorporado no vidro, proporciona radiopacidade. 5. As cargas proporcionaram o meio ideal para o controle de várias características estéticas, tais como: cor, translucidez e fluorescência. O desenvolvimento da tecnologia de cargas estão na raiz de muitas das melhoras que levaram os compósitos ao que são utilizados hoje.

Contração de polimerização Figura 2.2.2 Contração de polimerização de um sistema baseado em monômeros pequenos e grandes.

os silanos e um dos mais usados em resinas compostas com carga de vidro é o γ-metacriloxipropiltrietoxisilano, ou γ-MPTS resumidamente, mostrado na Figura 2.2.3 (Cap. 1.10). É muito importante que exista uma união forte e durável entre a resina e as partículas de carga. Primeiro, se não existe união, então a tensão transferida entre a resina e o vidro será feita de forma ineficiente e, como consequência, a maior parte da tensão terá sido transmitida pela matriz resinosa. Isso resultará em excessivo creep e finalmente fratura ou desgaste da restauração. Segundo, a ausência de união entre a resina e as partículas de vidro criará sítios de iniciação de fendas. Uma vez que as resinas não possuem uma elevada resistência à propagação de fendas, isso torna o compósito suscetível à falha por fadiga (Fig. 2.2.4). O problema fundamental é que as resinas são hidrofóbicas, enquanto vidros à base de sílica são hidrofílicos, devido a uma camada de superfície de grupos hidroxil ligados à sílica. Assim, a resina não possui uma afinidade natural para se unir à superfície do vidro (Fig. 2.2.5).

γ -metacriloxipropiltrimetoxisilano

CH2

CH2 CH2CH2

Agente de União Para um compósito ter propriedades mecânicas aceitáveis, é da maior importância que a carga e a resina estejam fortemente unidas umas às outras. Se existir uma falha nessa interface, o estresse desenvolvido quando uma carga é aplicada não será distribuído eﬁcientemente por todo o material; a interface agirá como uma fonte primária de fratura, levando à subsequente desintegração do compósito. A união é alcançada pelo uso de agentes de união que são incorporados na resina. Esses agentes de união são

OCH 3

CH3

OCH3

OCH 3

Ativação ácida OH

CH 3 CH2

C O

CH2 CH2CH2

Figura 2.2.3 Estrutura do agente de união silano antes e depois de ativação ácida.

Tabela 2.2.1 Estrutura quﾃｭmica de alguns monﾃｴmeros Metil metacrilato

Sﾃｭntese do Bis-GMA

CH3 CH2

CH3

CH2

OH + 2

CH3

CH2

Glicidil metacrilato

CH3 Bisfenol A

CH3

CH2

CH3

OH O

CH2

CH3 CH2

CH2

CH3

CH2

CH3 Bis-GMA Trietileno Glicol Dimetacrilato

CH2

CH3

CH2

(CH2)2

Uretano dimetacrilato

CH2

Hidroquinona

CH3

CH2

(CH2)2

CH3 CH2

(CH2)2

RESINAS COMPOSTAS E RESINAS COMPOSTAS MODIFICADAS POR POLIﾃ，IDO

CH2

CH3

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

10μm

Figura 2.2.4 Imagem de microscopia eletrônica de varredura da ausência de união entre a matriz resinosa e as cargas de vidro.

OH MA

superfície do vidro (Fig. 2.2.7). Melhoras na qualidade da ligação entre a resina e a carga de vidro têm contribuído signiﬁcativamente para o desenvolvimento de materiais restauradores, resinas compostas resistentes ao desgaste, que possam ser usados tanto em dentes anteriores quanto anteriores.

Vidro de sílica

DESENVOLVIMENTOS EM COMPÓSITOS Uma visão das mudanças ao longo das últimas décadas imediatamente identiﬁca duas importantes áreas de desenvolvimento: ■ ■

Figura 2.2.5 Esquema das moléculas de monômero resinoso sendo repelidas na superfície do vidro, devido à presença dos grupos hidroxil no vidro.

Nova tecnologia em resinas. Nova tecnologia em cargas.

Tecnologia da Resina Técnicas de Polimerização

A solução para o problema reside no uso de um agente de união adequado. O agente de união silano foi escolhido, pois possui grupos hidroxil em uma extremidade, que são atraídos pelos grupos hidroxil na superfície do vidro. A outra extremidade consiste em um grupo metacrilato que é capaz de se ligar à resina por dupla ligação com o carbono (Fig. 2.2.6). Uma reação de condensação na interface entre o vidro e o agente de união silano assegura que o silano esteja covalentemente ligado à

O processo pelo qual um compósito na forma de pasta se torna um material duro é a polimerização da matriz resinosa monomérica. Com os compósitos iniciais, isso foi alcançado pelo fornecimento de duas pastas, uma mistura da qual poderia conter ingredientes necessários para polimerização. Poderia ser um ativador, tal como uma amina terciária, numa pasta, e um iniciador, usualmente peróxido de benzoíla, na outra (veja o Capítulo 1.6, para obter detalhes desse sistema de polimerização).

RESINAS COMPOSTAS E RESINAS COMPOSTAS MODIFICADAS POR POLIÁCIDO

OH MA Silano

Vidro de sílica

Figura 2.2.6 Esquema do agente de união silano agindo como um elo entre a resina de metacrilato e a superfície de vidro hidroxilada.

No início dos anos 1970, compósitos ativados por luz ultravioleta (UV) tornaram-se disponíveis. Nesses materiais, a luz UV foi usada para criar radicais livres para iniciar o processo de polimerização. A energia da luz UV é suﬁciente para quebrar a ligação central do éter metil benzoíl a para criar dois radicais livres. Assim, apenas uma única pasta era necessária, que não endureceria até a exposição à luz UV. Entretanto, existiam algumas desvantagens com o uso dos sistemas de polimerização à luz UV. A luz UV pode causar queimaduras nos tecidos moles e também pode causar dano aos olhos. Assim, era essencial o uso de proteção e, em geral, grande cuidado era necessário para se usar unidades de fotopolimerização.

OH Si

OH O

A fonte de luz UV é uma lâmpada à base de mercúrio, que é cara, sofre do problema de gradual redução da intensidade de luz com o uso, conforme a lâmpada vai ficando mais velha e, tem um limite de profundidade de polimerização devido ao elevado grau de absorção de luz que ocorre durante o seu trajeto pelo compósito. Entretanto, a praticidade de se ter uma pasta única, que poderia ter uma grande demanda, foi prontamente adotada pelos profissionais de odontologia e abriu caminho para a introdução de compósitos ativados por luz visível (ALV). Compósitos ALV usam a canforoquinona como fonte de radicais livres. A energia para excitação é menor que aquela para o éter metil benzoíla, de modo que a luz com o comprimento de onda na faixa do azul (entre 460-480nm) é muito eficiente. Isso tem a vantagem de poder usar uma lâmpada halógena de quartzo que é mais barata, potencialmente menos danosa e a luz é mais diretamente transmitida ao longo do compósito promovendo maior profundidade de polimerização. Filtros especiais são usados para remover luz UV e infravermelha que são acionadas durante o uso, assim evitando queimaduras de tecidos moles e qualquer aumento de temperatura, respectivamente. Os métodos de polimerização estão resumidos na Tabela 2.2.2.

Segurança Interesse tem sido demonstrado nos aspectos de segurança quanto ao uso da luz ultravioleta de alta intensidade e prevenção desses problemas tem sido facilitado pelos novos sistemas de ALV. O uso da expressão “luz visível” introduz um sentimento de segurança, uma vez que é algo ao qual estamos expostos a todo tempo. Todavia, é prudente não se expor desnecessariamente à luz das unidades de produção de luz visível, uma vez que

OH O

Mecanismo de união

Aplicação do silano R

R H

H H

– nH2 O

H O

O O

Condensação

Figura 2.2.7 Aplicação e condensação do silano sobre a superfície de vidro de sílica.

R O

O O

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Tabela 2.2.2 Métodos de polimerização Quimicamente ativado Ativador

Iniciador

CH3

O O

N HOH5C2

C2H5OH

n,n-dihidroxil-p-toluidina

peróxido de benzoíla

radicais livres

Ativação por luz ultravioleta Iniciador

Ativador CH3

CH3 O

CH2

CH2 éter metil benzoico

radicais livres

Ativação por luz visível Iniciador

Ar2C

O + RCH2CH2NR’

α-di quetona

amina

Ativador hn ArC

OH + RCH2CHNR’ radicais livres

dentista precisa estar atento é aquela causada pelo longo período de exposição à luz de alta intensidade. Tal exposição pode alterar a sua percepção de cor, o que signiﬁca que a seleção da cor adequada dos compósitos se torna então um real problema, especialmente quando da realização de múltiplas restaurações ou quando se aplicam compósitos para facetas.

superfície pegajosa será prontamente discernível. Isso é um benefício quando da realização de procedimento de colocação de incrementos, pois assegura que uma camada do compósito se unirá bem à outra. Entretanto, isso pode ser um problema quando o último incremento é colocado. Quando é possível, usar uma tira de matriz, isto é em geral suficiente para eliminar o oxigênio e a resina será totalmente polimerizada até a superfície. Para a maioria dos sistemas resinosos, essa camada superficial inibida pelo oxigênio não é superior a poucos micrometros abaixo da superfície. Assim, ela é facilmente removida com uma bolinha de algodão, por exemplo, quando uma fissura é selada. No entanto, existem alguns sistemas resinosos em que a inibição do oxigênio é considerável e é necessário usar um gel especial para evitar o contato com o oxigênio no ar.

Inibição do Oxigênio Onde existe uma interface do

Profundidade de Polimerização Limitada Outra

ar com a resina, a resina não será polimerizada e uma

razão pela qual os compósitos ALV substituíram os sis-

a luz azul em alta intensidade pode causar dano ocular. O uso de luz de alta intensidade por si só pode causar danos na retina, e existe potencial também para dano à retina devido ao uso de “luz azul danosa”. Pouco se sabe sobre o perigo da luz azul e quão sério um problema destes pode ser. Esses potenciais problemas são prontamente resolvidos pelo uso de proteção ocular e é melhor errar para o lado da cautela nesse assunto.

Percepção da Cor Outra diﬁculdade que um bom

RESINAS COMPOSTAS E RESINAS COMPOSTAS MODIFICADAS POR POLIÁCIDO

seletividade é necessária para assegurar ótimo grau de polimerização e ótima profundidade de polimerização. Para todos os compósitos ativados por luz, a conversão de uma pasta para um material sólido depende da capacidade de a luz acessar e iniciar a polimerização em todas as partes da restauração. O grau que a luz pode penetrar o compósito é limitado, de modo que a profundidade que o material pode ser polimerizado pode ser limitada. Vários fatores afetam a profundidade de polimerização: ■

O tipo de compósito. Quando a luz atinge o compósito, ela é reﬂetida, dispersada e absorvida como mostrado na Figura 2.2.10, e isso limita a quantidade de penetração que é alcançado. Essa é uma preocupação particular para os compósitos de matiz mais escuro, e especial cuidado deveria ser dado para polimerização em toda a profundidade da restauração, usando uma técnica de incrementos e longos períodos de exposição.

Intensidade da luz

temas UV é que a profundidade de cura que pode ser atingida com a luz UV é consideravelmente menor que aquela obtida com a luz visível. Em particular, existe um risco de polimerização incompleta com os sistemas UV quando usados em restaurações profundas, que poderia ser uma séria desvantagem em aplicações posteriores. Para compósitos polimerizados por luz UV, a profundidade máxima de polimerização é um pouco maior que 2,0 mm, enquanto para compósitos ALV, uma profundidade de polimerização de 3-4 mm é possível com uma boa fonte de luz e boa técnica. Entretanto, a profundidade de polimerização é limitada para ambos os sistemas, e existe com frequência o risco de que as partes mais profundas da restauração não sejam completamente polimerizadas. Isso é um problema especialmente com as cavidades proximais de compósitos em dentes posteriores (Fig. 2.2.8). Todas podem parecer perfeitamente satisfatórias na superfície, mas a base da cavidades do compósito pode não estar completamente polimerizada, particularmente quando bandas de matriz de metal estão sendo usadas. Um alto grau de conversão de ligações duplas C=C nas resinas são altamente desejáveis para se alcançar ótimas propriedades mecânicas e isso está relacionado ao tempo de polimerização e à potência da unidade de fotopolimerização. Qualquer falha na polimerização proporciona uma estrutura fraca para a restauração e pode levar à fratura. Isso é devido à ausência de suporte nas margens cervicais, causadas por rachaduras no material restaurador não polimerizado e o desenvolvimento de lesões de cáries recorrentes. Existem vários pontos que necessitam ser enfatizados. A fonte de luz usada com compósitos ALV é mais precisamente descrita como luz azul ao invés de luz visível de intensidade extremamente elevada. Um típico aparelho de fonte de luz visível de boa qualidade poderia produzir um espectro como demonstrado na Figura 2.2.9. A

400

500

600

Comprimento de onda (nm) Figura 2.2.9 Espectro de luz para um fotopolimerizador de luz visível.

Reflexão

Fratura

Absorção e dispersão Cárie secundária

Compósito não polimerizado Reflexão do fundo

Figura 2.2.8 Falta de correta polimerização de um compósito ALV na base de uma caixa proximal.

Figura 2.2.10 Reﬂexão, dispersão e absorção de luz durante a polimerização do compósito.

100

■

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

A qualidade da fonte de luz. A polimerização de resinas em compósitos ALV é mais efetiva se iniciada por uma luz numa faixa de comprimento de 450-500nm. A fonte de luz deveria ser projetada de modo que produzisse uma saída de luz máxima de 460-480nm, onde o máximo do coeficiente de absorção da canforoquinona está localizado (Fig. 2.2.8). Assim, não é suficiente simplesmente ter uma saída de luz elevada, mas esta também deve estar dentro de um comprimento correto. Deterioração da fonte de luz também ocorre, e é importante que a qualidade da saída de luz seja avaliada em intervalos regulares. Uma variedade de medidores de luz baratos está atualmente disponível para esse propósito. O método usado. A ponta do fotopolimerizador deveria ser colocada o mais próximo possível da superfície da restauração, pois a eficiência de polimerização diminui muito quando a ponta é afastada da superfície. De fato, a intensidade da luz numa dada unidade de área da superfície diminui com o inverso do quadrado da distância entre a fonte de luz e a resina, como mostrado na Figura 2.2.11. Todos os esforços deveriam ser feitos para assegurar que a ponta do fotopolimerizador não seja contaminada pelo compósito, uma vez que isso poderia reduzir a eficiência da polimerização quando do uso posterior. O material deveria ser exposto à luz por um período que não seja inferior ao recomendado, de modo que não exista o risco de uma subpolimerização. Para restaurações grandes, a ponta do fotopolimerizador pode não ser grande o suficiente para cobrir completamente a restauração e pode existir uma tendência a movimentar o aparelho sobre a superfície. Isso não deveria ser feito, pois é impossível determinar quanto tempo alguma área da superfície foi exposta. Se esta movimentação for realizada, deve ser seguido compolimerização adicional, um ponto de cada vez. Para superfícies grandes, deveria ser assegurada que os sítios sejam sobrepostos.

Existe uma tendência por parte de alguns fabricantes em recomendar tempos de polimerização tão curtos quanto 20 segundos, uma vez que isso obviamente reduz o tempo necessário para execução de um procedimento em particular. Isso pode ser suficiente para aplicações nas quais apenas uma camada muito fina de compósito tenha sido aplicada, mas será insuficiente quando adotado em restaurações grandes. O tempo de polimerização deveria ser de no mínimo 40-60 segundos. Em situações nas quais o acesso à luz é um problema, tais como cavidades distais de restaurações MOD com compósitos em dentes posteriores, recursos para auxiliar a polimerização, como cunhas condutoras de luz e matrizes transparentes, devem ser consideradas. Polimerização por períodos de tempo excessivamente longos, entretanto, não significa atingir maiores profundidades de polimerização. A profundidade de polimerização para um determinado compósito usado em conjunto com uma determinada fonte de luz atinge um limite, que não pode ser excedido (Fig. 2.2.12). Assim, períodos de polimerização superiores há 60 segundos tendem a ser ineficientes. A interpretação dos valores para profundidade de polimerização que são mencionados na literatura é repleta de dificuldades. Até agora, não existe nenhuma definição recomendada para profundidade de polimerização, e uma vez que é altamente dependente da técnica, comparações de resultados de fontes diferentes são quase impossíveis. A regra geral que deveria ser seguida é que uma profundidade de polimerização superior a 2 mm deveria ser evitada, e a fotopolimerização deveria ser de no mínimo 40 segundos. Se a cavidade a ser preenchida é mais profunda que 2 mm, uma técnica de incrementos deveria ser empregada.

Unidades de Fotopolimerização Além da unidade de fotopolimerização de quartzo halógeno já descrita

Profundidade de polimerização (mm)

I α 1/d2 4A A Fonte de luz

1mm

2mm

3mm

3 2 1 0 0

Tempo de polimerização (s) Figura 2.2.11 Relação entre intensidade (I) da luz e a distância (d) entre a fonte de luz e a superfície.

Figura 2.2.12 Profundidade de polimerização em função do tempo de polimerização.

RESINAS COMPOSTAS E RESINAS COMPOSTAS MODIFICADAS POR POLIÁCIDO

existe um número de outras lâmpadas no mercado. Isso inclui lâmpadas de diiodo emissor de luz azul (LED-azul), laser de argônio e arco de plasma (xenônio). O fotopolimerizador LED-azul tem a vantagem de emitir apenas luz dentro de uma faixa muito estreita de comprimento de onda em torno de 460–480nm. Ele é, portanto, muito eﬁciente em termos de energia e pode ser operado com uma pequena bateria recarregável, tornando-o muito móvel. Entretanto, a largura da faixa de luz pode ser tão estreita que, para alguns compósitos que usam um método de polimerização com luz visível não incorporando canforoquinona, sua condição de ótima fotopolimerização esteja fora dessa faixa. Esse poderia ser então o caso do compósito não polimerizar, ou pior, será apenas parcialmente polimerizado, dando a impressão de que está polimerizado. O laser de argônio tem a vantagem de proporcionar uma fonte de luz de intensidade muito elevada, que pode ser mais bem-explorada para o início da polimerização. O laser de argônio produz um maior grau e profundidade de polimerização num menor tempo comparado com os fotopolimerizadores com luz halógena. Isso pode ser muito atrativo num primeiro momento, uma vez que signiﬁca redução do tempo de polimerização pela redução dos períodos de exposição e do número de porções usadas na restauração. Entretanto, a polimeriza-

101

ção rápida pode comprometer a integridade da interface resina-dente, pois não permite nenhum relaxamento de tensões durante o processo de polimerização. É possível que o uso do laser em pulsos ao invés de continuamente possa reduzir esse problema. Uma desvantagem séria desse sistema de fotopolimerização é o custo, sendo em ordem de magnitude mais caro que os fotopolimerizadores de luz halógena e LED-azul. As unidades de polimerização de arco de plasma podem proporcionar uma intensidade de luz muito próxima a obtida com o laser de argônio, mas tem um custo menor. Entretanto, assim como o laser de argônio, a conversão rápida da resina pode produzir elevada tensão de contração e a faixa de luz estreita pode signiﬁcar que alguns compósitos não serão polimerizados.

Contração de Polimerização Como já notado, uma séria desvantagem dos compósitos conhecida há muito tempo é a contração de polimerização. De certo modo, todo o campo da odontologia restauradora adesiva cresceu com essa limitação dos compósitos, pois invariavelmente poderia existir uma fenda marginal com a contração do compósito na cavidade (Fig. 2.2.13). Os compósitos não possuem nenhum mecanismo de defesa intrínseco contra o ataque cariogênico, diferente dos cimentos de ionômero de vidro

Figura 2.2.13 Imagem de microscopia eletrônica de varredura de uma fenda marginal formada devido à contração de polimerização do compósito.

102

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

(CIVs) e dos amálgamas. Dessa forma, quando uma fenda está formada, ocorrerá microinﬁltração, que pode rapidamente levar à recorrência de cárie. Deveria ser notado que enquanto o desenvolvimento das unidades de fotopolimerização tem focado na maximização do grau de conversão do monômero, isso também maximiza a quantidade de contração de polimerização. A contração de polimerização do compósito é dependente do tipo de resina empregado e da quantidade de resina presente na sua forma não polimerizada. Muitos compósitos de uso odontológico utilizam resina com valores de contração de polimerização comparáveis. Em geral, uma maior proporção de carga de vidro resulta numa menor contração ﬁnal. Alguns compósitos com elevado teor de carga de vidro não terão necessariamente menores valores de contração que as resinas microparticuladas, uma vez que as últimas usam partículas pré-poli-

merizadas as quais podem torná-las com uma quantidade final de carga tão grande quanto o dos sistemas de partícula de vidro. O ideal é que a contração de polimerização deveria ser tão menor quanto possível, uma vez que isso aumenta a adaptação marginal, reduz a possibilidade de rompimento da união aos tecidos dentários e inibe o desenvolvimento de cáries recorrentes. Os amálgamas tradicionais minimizam esse problema porque mostram uma pequena expansão e, no devido curso, a fenda é preenchida com produtos da corrosão. Para os amálgamas com alto conteúdo de cobre, a contração é na ordem de 0,1% vol. comparado a 2%-3% vol. para um compósito. Típicos valores de contração de polimerização são mostrados na Figura 2.2.14. Entretanto, um pouco de cuidado é necessário quando da avaliação de tais dados, uma vez que é difícil encontrar um método confiável de quantificar a contração de polimerização e, como a Figura 2.2.15 mostra,

3,5

Volume (%)

3,0 2,5 2,0 1,5 1,0 0,5 0 Admira

Surefil

Tetric Ceram

Charisma F

Z100

Solitaire

Figura 2.2.14 Comparação da contração de polimerização volumétrica de várias marcas comerciais de compósitos. Os dados foram obtidos da literatura técnica fornecida por Voco GmbH, Cuxhaven, Alemanha.

3,5

Volume (%)

3,0 2,5 2,0 1,5 1,0 0,5 0 Esthet X

Surefil

Tetric Ceram

Charisma F

Z100

Solitaire

Figura 2.2.15 Comparação da contração de polimerização volumétrica de várias marcas comerciais de compósitos. Os dados foram obtidos da literatura técnica fornecida pela Dentsply Detrey GmbH, Konstanz, Alemanha.

RESINAS COMPOSTAS E RESINAS COMPOSTAS MODIFICADAS POR POLIÁCIDO

um fabricante diferente tenderá a classificar os compósitos de maneira diferente. Todavia, é nítido que com a tecnologia das resinas atuais, o menor limite de contração de polimerização está em torno de 2,0% vol. Apesar das maiores vantagens dos materiais odontológicos adesivos (Cap. 2.5), a contração de polimerização tem sido indicada como uma fonte primária de falha na interface de união, resultando em linhas brancas visíveis ou fendas invisíveis na margem entre esmalte e resina. Essas últimas são apenas visíveis clinicamente quando se usa transiluminação ou lentes de aumento. Durante o processo de polimerização, tensões de contração se desenvolvem porque o material está restrito pela adesão às paredes da cavidade. Essas tensões podem ser suficientes para causar falha na interface de união, e desta maneira a vantagem do procedimento adesivo é perdida. Isso ocorre em especial na união à dentina, que é menos resistente do que aquela alcançada pelo esmalte submetido ao condicionamento ácido e, como consequência, a contração tende a ocorrer em direção à interface de união ao esmalte condicionado com ácido se a união à dentina for interrompida (Fig. 2.2.16). A fenda que se forma entre a restauração e a dentina provocará sensibilidade pós-operatória, devido ao efeito hidrodinâmico. Se alguma das margens estiver em dentina, a falha de união ocasionará também infiltração marginal. Isso é especialmente um problema quando compósitos são colocados subgengivalmente em cavidades proximais.

Várias opções têm sido propostas para superar esses problemas, as quais incluem uso de compostos quimicamente polimerizados na base das cavidades, pois se acredita que a contração tende a ocorrer em direção às paredes da cavidade. O uso da técnica de inserção em incrementos, combinada com polimerização através do dente, é outra estratégia que se acredita estimular a contração de polimerização em direção às paredes da cavidade ao invés de contra elas (Fig. 2.2.17). Outro problema potencial é que a contração causará a aproximação das cúspides do dente para o centro, de modo que as tornam altamente tensionadas. Esse efeito tem sido sugerido como uma das razões para a sensibilidade pulpar após a colocação de compósitos em dentes posteriores. Esse efeito pode ser exacerbado se for usada uma tira de matriz ﬁrme e rígida, durante a realização da restauração em resina em dente posterior. É óbvio que a eliminação ou pelo menos uma redução signiﬁcante da contração de polimerização da matriz resinosa poderia representar um dos maiores avanços no futuro. As etapas para evitar ou minimizar as consequências da contração de polimerização são de longe os principais aspectos do consumo de tempo durante o procedimento para a realização de restaurações em compósito e realmente não resolve o problema de forma satisfatória. Possíveis formas de se melhorar a integridade marginal das restaurações em compósito incluem: ■

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A recomendação para o uso dos compósitos é que esses devem ser usados apenas quando todas as margens estão em esmalte.

103

■

o desenvolvimento de melhores agentes de união à dentina e procedimentos de adesão para melhorar a resistência as tensões geradas pela contração de polimerização; o uso de um material de forramento de baixo módulo para agir absorvendo tensões; e

Autopolimerizado Fonte de luz Esmalte

Adesão ao esmalte condicionado por ácido

Fotopolimerização de toda a resina em uma única porção Fotopolimerização por incrementos

Dentina Fenda devido a contração de polimerização Figura 2.2.16 Formação de fenda como consequência da contração de polimerização.

Figura 2.2.17 Várias opções propostas para o preenchimento da caixa proximal e minimização dos efeitos da contração de polimerização. A direção da tensão de contração de polimerização é indicada pelas setas.

104 ■

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

redução da velocidade de reação pelo uso das chamadas unidades de fotopolimerização ‘início lento’.

Desenvolvimento de agentes de união à dentina continua, mas existe um limite em relação a quanto a resistência de união pode compensar as tensões geradas pela contração de polimerização e é possível que esse limite já tenha sido alcançado. A ideia de usar materiais de forramento de baixo módulo de elasticidade carrega com ela o problema de que as tensões geradas pelas cargas oclusais não podem ser facilmente transferidos pela interface entre dente e restauração, e podem causar elevadas tensões em qualquer parte da estrutura dental. A terceira estratégia está baseada na ideia de que a redução da velocidade de reação poderia permitir maior tempo para as tensões geradas pela contração de polimerização ser dissipadas por um processo de escoamento pela superfície livre e relaxamento de tensões. Isso tem levado à introdução de unidades de polimerização com luz azul de início lento, usando perﬁs de fotopolimerização em rampa, em passos e oscilatório (Fig. 2.2.18). A efetividade clínica de todas essas estratégias é assunto de considerável discussão nas pesquisas da literatura odontológica. Desde que a incorporação de carga de vidro como meio de redução da contração de polimerização provavelmente tenha ido tão longe quanto se possa ir (ver a seguir), a solução será provavelmente encontrada no desenvolvimento de novas resinas, que mostrem pouca ou nenhuma contração de polimerização. Uma variedade de diferentes sistemas resinosos está sendo explorada atualmente, mas nenhum foi desenvolvido ainda como um produto comercial. Esses incluem monômeros do cristal líquido e resinas que abrem anéis, como: oxiranos, espiroorto-ésteres, espiroorto-carbonetos e siloranos, que estão além do escopo deste livro.

Nova Tecnologia de Carga Crítica aos primeiros compósitos era que eles tinham uma superfície ﬁnal rugosa e uma resistência ao desgaste

Intensidade da luz

Instantânea

Em rampa Oscilatório Em passos

Tempo

Figura 2.2.18 Padrões de intensidade da luz de unidades de fotopolimerização de início lento.

insuﬁciente. Ambas são diretamente afetadas pela escolha da carga usada no compósito. Os fatores de interesse na seleção da carga são: ■ ■

composição; e tamanho da partícula.

Composição A carga mais usada até recentemente era o quartzo, mas hoje muitos dos compósitos empregam uma ou outra de uma variedade de cargas de vidro à base de sílica, incluindo a sílica coloidal, a sílica de vidro alumínio-lítio e vidros de sílica contendo bário ou estrôncio. A formulação do vidro é fundamental porque ele tem um efeito deletério na coloração do compósito. Seu índice de refração deve ser muito próximo daquele da resina para evitar excessiva ocorrência de dispersão da luz incidente, que poderia resultar em pobre estética e baixa profundidade de polimerização. A inclusão do bário e do estrôncio proporcionou versões radiopacas dos compósitos, e isso facilitou a identiﬁcação de lesões de cárie recorrentes. Quartzo é de longe o material de maior dureza usado como carga, mas compósitos formados dessa maneira não são radiopacos. Os vidros de sílica são consideravelmente os de menor dureza, que alguns argumentam melhorar o acabamento da superfície do compósito.

Tamanho Médio das Partículas e Distribuição O tamanho médio da partícula e a distribuição do tamanho das partículas de uma carga são importantes, uma vez que determinam a quantidade de carga que pode ser adicionada à resina, sem as características de manipulação necessárias serem perdidas. O tamanho da partícula também tem um efeito acentuado no acabamento ﬁnal da superfície da restauração em compósito, de modo que quanto menor for o tamanho da partícula de carga, mais lisa será a superfície. (Deveria ser dito que a dureza da carga, em relação à matriz, é outro fator que deveria ser considerado quando da avaliação da qualidade de acabamento.) A carga primeiramente utilizada nos compósitos foi o quartzo, que tinha um tamanho médio de partícula de até 70 μm. Mudança para vidros mais macios permitiu uma redução no tamanho das partículas, e pela escolha de uma combinação adequada de tamanhos; tem sido possível aumentar consideravelmente o conteúdo de carga das resinas. Um conteúdo de carga tão elevado quanto 74% por volume tem sido exigido por alguns compósitos posteriores, que está bem acima do volume usual de 55%-60% de volume obtido para muitos compósitos anteriores. Obviamente, um elevado conteúdo de carga pode não ser desejável aos compósitos anteriores, já que a qualidade estética poderia ser comprometida; isto claramente não tem a mesma importância para os compósitos posteriores.

RESINAS COMPOSTAS E RESINAS COMPOSTAS MODIFICADAS POR POLIÁCIDO

CLASSIFICAÇÃO DOS COMPÓSITOS É possível categorizar os compósitos de uso odontológico em cinco grupos principais de acordo com a natureza e o tamanho da partícula de carga.

Compósitos Tradicionais Compósitos tradicionais contêm partículas de vidro com uma média de tamanho de partícula de 10-20 μm, e partículas de tamanho maior de 40 μm. Esses compósitos têm a desvantagem de ter uma superfície de acabamento muito ruim, com a superfície tendo uma aparência rugosa, devido às partículas de carga estarem proeminentes na superfície já que a resina foi preferencialmente removida ao redor das mesmas, como mostra a Figura 2.2.19.

Resinas Microparticuladas As primeiras resinas microparticuladas foram introduzidas no final dos anos 1970, e contêm sílica coloidal com uma média de tamanho de partículas de 0,02 μm e uma variação de 0,01–0,05 μm. O pequeno tamanho médio das partículas de carga significa que o compósito pode ser polido, obtendo uma superfície de acabamento muito lisa. O tamanho muito pequeno das partículas de carga indica que ela possui uma área de superfície de carga bastante grande em contato com a resina. Essa elevada área de superfície (comparada com as cargas usadas nos compósitos tradicionais) determina que é muito difícil obter um elevado conteúdo de carga, uma vez que uma grande quantidade de resina é necessária para umedecer as superfícies dessas partículas de carga. Se a carga é adicionada diretamente à resina e uma consistência razoavelmente fluida é mantida, então o conteúdo máximo de carga que pode ser atingido é apenas cerca de 20% vol. (Fig. 2.2.20).

105

Para assegurar um adequado conteúdo de carga, um procedimento de duas etapas para incorporação da carga tem sido desenvolvido. Um material com conteúdo de carga muito elevado é primeiro produzido por uma dentre várias técnicas. Esse material é então polimerizado e desgastado em partículas de 10-40 μm em tamanho, que é depois usado como carga para mais resina. Assim, o que é ﬁnalmente obtido é um compósito contendo partículas de carga de compósito (Fig. 2.2.21). Embora o conteúdo de carga de partículas pré-polimerizadas possa ser tão alto quanto o dos compósitos de partículas grandes, o conteúdo total de vidro é ainda consideravelmente menor (quase 50% vol.).

Compósitos Híbridos ou Mistos Compósitos híbridos contêm partículas de carga grande de um tamanho médio de 15–20 μm. Além disso, também

Figura 2.2.20 Um compósito microparticulado homogêneo.

Superfície

Partículas de carga

Matriz resinosa

Figura 2.2.19 Partículas de carga protuberantes na superfície devido à remoção preferencial da matriz resinosa.

Matriz resinosa levemente carregada

Matriz resinosa altamente carregada

Figura 2.2.21 Uma resina microparticulada homogênea, usando partículas pré-polimerizadas que foram adicionadas à resina contendo uma pequena quantidade de sílica coloidal.

106

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

possuem uma quantidade de sílica coloidal, que tem um tamanho de partícula de 0,01–0,05 μm (Fig. 2.2.22). Deve ser observado atualmente que todos os compósitos contêm pequenas quantidades de sílica coloidal, mas seu comportamento é muito determinado pelo tamanho das partículas de carga grande.

Compósitos Híbridos de Partículas Pequenas Métodos melhorados têm permitido a trituração do vidro em partículas de tamanhos menores do que era previamente possível. Isso levou à introdução de compósitos com partículas de carga com um tamanho médio de partículas menor que 1 μm, e uma variação típica de tamanhos de partículas de 0,1–6,0 μm, em geral combinadas com sílica coloidal (Fig. 2.2.23). As partículas de carga de tamanhos menores permitem que esses compósitos sejam polidos até uma superfície de acabamento

mais lisa que aquela obtida com materiais de partículas maiores. Esses compósitos podem alcançar uma superfície de acabamento altamente polida porque qualquer irregularidade aparente da superfície das partículas de carga deve ser muito menor que as partículas de carga e, portanto, estarão abaixo da resolução do comprimento de onda da luz (0,38–0,78 μm). A classiﬁcação proposta está demonstrada esquematicamente na Figura 2.2.24 em termos de distribuições do tamanho das partículas. Com o objetivo de aumentar o conteúdo de carga para o seu máximo, é possível selecionar cargas com duas ou mais distribuições de tamanho de partículas complementares. A carga com tamanho de partícula menor se distribui nos espaços deixados pelas partículas de carga maiores (Fig. 2.2.25). Isso tem indicado que a densidade de organização dos materiais restauradores resinosos foi aumentada, enquanto o tamanho da carga foi reduzido. Para assegurar que a estética não foi comprometida, compósitos podem ser usados tanto em dentes anteriores quanto posteriores.

Tradicional

0,01

0,1

1,0

100

Tamanho da partícula (μm) Híbrido/Misto

Matriz resinosa levemente carregada

Partículas de carga de vidro

Figura 2.2.22 Estrutura de um compósito híbrido, contendo partículas grandes de carga numa matriz resinosa contendo sílica coloidal.

0,01

0,1

1,0

100

Tamanho da partícula (μm)

Microparticulado

0,01

0,1

1,0

100

Tamanho da partícula (μm) Partículas pequenas

0,01

0,1

1,0

100

Tamanho da partícula (μm)

Matriz resinosa levemente carregada

Partículas de carga de vidro

Figura 2.2.23 Um compósito de partículas pequenas.

Figura 2.2.24 Classiﬁcação dos compósitos com base no tipo de carga, com o eixo horizontal numa escala logarítmica do tamanho das partículas.

RESINAS COMPOSTAS E RESINAS COMPOSTAS MODIFICADAS POR POLIÁCIDO

PROPRIEDADES Características de Trabalho Apesar da introdução da ALV, a realização de resinas compostas é exigente e sensível à técnica. Compósitos resinosos não tem intrinsecamente adesão ao esmalte e à dentina, portanto, o condicionamento ácido com ácido fosfórico e aplicação de um adesivo dentinário são necessários. Quando combinado com a necessidade de colocação de incrementos e atenção cuidadosa aos procedimentos de fotopolimerização, isso signiﬁca que a realização de restaurações com resina composta pode demorar três vezes mais que a execução de uma restauração em amálgama de tamanho semelhante. A própria realização da restauração com compósito e os cuidados de manutenção de higiene oral pelo paciente tem em geral maior importância, porque lesões de cárie recorrente podem ocorrer e seu progresso tende a ser mais rápido que com outros materiais restauradores. Existem vários desenvolvimentos relativos à reologia das resinas compostas. O ideal é que a viscosidade de um compósito deveria ser tal que pudesse ser condensado dentro de cavidades grandes e ao mesmo tempo ser capaz de escoar em locais inacessíveis. O material não deveria escoar sob seu próprio peso de modo que pudesse ser esculpido, mas deveria escoar prontamente quando pressionado. Comparado aos amálgamas dentários, os compósitos podem ter uma tendência a se aderir aos instrumentos e isso poderia criar problemas para se alcançar uma boa adaptação marginal. Numa tentativa de melhorar a adaptação marginal das restaurações com compósitos, os chamados compósitos “de baixa viscosidade” foram introduzidos no ﬁnal da década de 1990. Ao mesmo tempo, compósitos compactáveis apareceram no mercado, os quais buscavam ter características de trabalho similares às do amálgama por terem elevada viscosidade.

Matriz resinosa levemente carregada

Partículas de carga de vidro

Figura 2.2.25 Distribuição do tamanho da partícula bimodal.

107

Com o objetivo de produzir os compósitos de baixa viscosidade, fabricantes reduziram o conteúdo de carga e, como se não tivesse reduzido o bastante, o tamanho das partículas de carga de vidro foi também aumentado. Compósitos de baixa viscosidade podem ser difíceis de ser controlados, devido à sua baixa viscosidade. Assim, esses materiais são usualmente adequados para preparos pequenos, tais como: os preparos feitos por abrasão a ar; reparos de margens e; restaurações preventivas com resina. Com o reduzido conteúdo de carga e partículas de tamanhos maiores, esses materiais não são recomendados para situações que envolvem elevados níveis de tensão ou desgaste. A produção de compósitos compactáveis pode ser alcançada por um pequeno aumento do conteúdo de carga para 1–2% vol. e mudanças na reologia da matriz resinosa. Isso pode não ser tão fácil como parece, pois o conteúdo de carga da maioria dos compósitos já havia sido maximizada e simplesmente adicionar mais carga faria o compósito friável e causaria fraturas. A viscosidade aumentada pode ser executada de maneiras diferentes: ■

■

pelo aumento da variação do tamanho das partículas de carga, que melhora a densidade de compactação, tal como uma distribuição de partículas trimodais; pela modiﬁcação da forma das partículas de carga de modo que elas tivessem a tendência de se unir, tornando mais difícil o escoamento umas sobre as outras; pela modiﬁcação da matriz de resina de modo que fortes atrações intermoleculares sejam criadas (p. ex., substituição dos grupos hidroxil no Bis-GMA com hidrogênio para ligações de hidrogênio) e assim aumentando a viscosidade; pela adição de dispersantes (aditivo de controle reológico), que diminui a viscosidade e permite um aumento no conteúdo de carga.

Há um preço a se pagar pelo aumento do conteúdo de carga. Esses materiais tendem a ser mais opacos e ter uma superfície de acabamento inferior e, apesar do aumento do conteúdo de carga, as propriedades mecânicas não parecem ser diferentes daquelas dos compósitos universais, tais como as dos compósitos híbridos de partículas pequenas. Uma vez que a estética está comprometida, os fabricantes fornecem apenas uma quantidade limitada de cores. Esses materiais têm, portanto, uma escala limitada de aplicações e são mais adequados para região posterior, tais como preparos classe II de tamanho pequeno a moderado. Devido à sua elevada viscosidade, a adaptação pode ser um problema e existe um potencial aumentado para incorporação de ar, resultando em vazios nas margens ou dentro da restauração. Por esta razão, foi sugerido primeiro colocar uma ﬁna camada de compósito de baixa viscosidade na base da caixa interproximal antes de o compósito compactável ser colocado.

108

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Deveria ser observado que ambos os compósitos de baixa viscosidade e compactável foram desenvolvidos como uma resposta dos fabricantes às exigências feitas pelos dentistas para produzir compostos com propriedades de trabalho especiais. Dessa forma, esses compósitos não representam um grande avanço no contexto de suas propriedades físicas e mecânicas. De fato, os compósitos de baixa viscosidade têm propriedades mecânicas inferiores e os compósitos compactáveis têm estética inferior, comparados a compósitos universais.

Biocompatibilidade Compósitos resinosos são estruturas complexas e vários componentes e produtos de degradação são liberados desses materiais. Estes incluem resina não polimerizada, aditivos, tais como: estabilizadores de UV; plastiﬁcadores e; iniciadores. Perdas de peso de até 2% têm sido relatadas, embora isso seja altamente variável uma vez que depende muito do grau de polimerização que foi alcançado. Alguns dos materiais dissolvidos dos compósitos têm demonstrado ser citotóxico e hipersensibilidade tardia associada as resinas compostas pode ocorrer. Entretanto, isso não deveria ser interpretado como sendo uma indicação desses materiais apresentarem um risco inaceitável à saúde do paciente, pois as quantidades liberadas são muito pequenas e as reações de hipersensibilidade associadas às resinas compostas são raras. Alguma preocupação tem sido expressada quanto ao uso do bisfenol-A e monômeros baseados no bisfenol-A em materiais restauradores resinosos, pois esses materiais mostraram a capacidade de induzir mudanças em células e órgãos sensíveis ao estrogênio. Entretanto, estudos de liberação destes componentes tendem a mostrar que os monômeros de baixo peso molecular, como MMA e TEGDMA são os mais liberadores ao invés dos monômeros de elevado peso molecular, como Bis-GMA e UDMA. Assim, isso se torna um assunto semelhante ao associado aos amálgamas, ou seja, se baixas doses desses componentes liberados com atividade estrogênica das resinas

compostas apresentam ou não um risco inaceitável ao paciente. Até o momento, acredita-se que a segurança das resinas compostas não deveria ser preocupação para o público geral.

Absorção de Água e Solubilidade A absorção de água deveria ser baixa para os compósitos, uma vez que excessiva absorção de água tem um efeito prejudicial na estabilidade de cor e na resistência ao desgaste. Se o compósito pode absorver água, então ele também é capaz de absorver outros ﬂuidos da cavidade oral, que resulta na sua descoloração. Absorção de água ocorre principalmente como uma absorção direta pela resina. A carga de vidro não absorve água no interior da massa do material, mas pode adsorver água sobre sua superfície. Assim, a quantidade de sorção de água é dependente do conteúdo de resina do compósito e da qualidade de união entre a resina e a carga. Desta forma, poderia fazer mais sentido relacionar o valor da absorção de água ao conteúdo de resina do compósito. Isso poderia mostrar ou não se a quantidade de água absorvida é aquela prevista para as características de absorção de água conhecidas da resina apenas ou se é muito elevada. Dados apresentados na Tabela 2.2.3 indicam que quando o conteúdo de carga de um material restaurador é considerado, diferenças marcantes entre valores de absorção de água para uma variedade de compósitos se tornam aparentes. A absorção de água intrínseca para a resina parece ser em torno de 40–45 μg.mm–3, mas para dois compósitos na tabela, a absorção de água é de duas a três vezes aquela esperada. A questão é ‘Para onde vai essa água extra?’. Um valor de absorção de água elevado para um compósito (quando corrigida para quantidade de carga presente) pode indicar uma série de possibilidades. É possível que o material tenha uma fração solúvel elevada, que se dissolve e deixa espaço no qual a água pode ﬂuir (isso é possível devido à incompleta polimerização da

Tabela 2.2.3 Equilíbrio de transporte de água de vários compósitos, adaptado dos dados de Oysaed e Ruyter (1986) Material (fabricante)

No material (mg.mm–3)

Occlusin (ICI Dental)

12,9

41,6

P-10 (3M Dental)

16,0

44,4

Proﬁle (SS White)

16,3

37,0

Ful-Fil (LD Caulk)

20,3

63,4

Heliomolar (Vivadent)

20,6

43,6

Estilux (Kulzer)

23,1

82,4

P-30 (3M Dental)

36,9

119,0

Na resina1 (mg.mm–3)

Volume de resina (%)

O transporte de água pela resina foi baseado assumindo-se que o vidro não absorve água e foi calculado usando o volume % de resina mostrado na última coluna. Adaptado dos dados de Oysaed e Ruyter (1986).

RESINAS COMPOSTAS E RESINAS COMPOSTAS MODIFICADAS POR POLIÁCIDO

resina). Além disso, a resina pode conter bolhas de ar introduzidas durante a mistura ou inserção. Outra possibilidade é que a quebra hidrolítica da união entre a carga e a resina tenha ocorrido, permitindo adsorção sobre a superfície das partículas de carga. Isso tem duas consequências importantes. Primeiro, como a união entre as partículas de carga e a resina é perdida, a carga perderá sua efetividade como um agente de reforço, resultando numa rápida deterioração da restauração. Segundo, as partículas de carga perdem a sua coesão, resultando numa elevada taxa de desgaste. Assim, uma combinação preocupante de características para um compósito seria um elevado conteúdo de carga combinado com um elevado valor de absorção de água. É frequentemente sugerido que a absorção de água pode ser, em alguma extensão, compensada pela contração de polimerização, mas a absorção de água é um processo gradual que leva muitos meses para ser completada. Isso pode prontamente ser evidenciado com o conhecimento do coeﬁciente de difusão, D, para água num compósito, que é tipicamente na ordem de 1,25 × 10–9 cm2.s–1. Para uma amostra de 2 mm de espessura, o material poderia exigir 166 dias para alcançar o equilíbrio, e se a amostra possui 5 mm de espessura, o tempo para se atingir o equilíbrio é de mais três anos. Então, a sorção de água não pode evitar a perda de união na interface, pois não pode agir contra a contração instantânea que ocorre durante a polimerização. No curso devido, um pequeno aumento de volume da restauração pode melhorar a adaptação marginal da restauração, mas as chances são que até lá seja muito tarde. É importante compreender que se as características de sorção de água serão avaliadas, é necessário que as amostras sejam muito ﬁnas para ter a capacidade de se atingir equilíbrio de sorção de água num período de tempo realístico. Para comparações dos dados de absorção de água, também deveria ser considerado o conteúdo de carga de vidro.

Coeﬁciente de Expansão Térmica Para minimizar a possibilidade de tensões desenvolvidas devido a diferenças de expansão e contração, o coeﬁ-

109

ciente de expansão térmica de um compósito necessita ser o mais próximo possível daquele dos tecidos dentários. As cargas de vidro têm baixo coeficiente de expansão térmica, enquanto a resina tem elevado coeficiente de expansão, de modo que quanto maior o conteúdo de carga inorgânica, menor será o coeficiente de expansão térmica. Uma vez que as resinas microparticuladas têm elevado conteúdo de resina, com resina presente tanto na matriz quanto nas partículas de carga pré-polimerizadas, elas tendem a ter um elevado coeficiente de expansão, comparado ao dos compósitos com carga de vidro. Exemplos de coeficientes de expansão térmica de alguns compósitos disponíveis comercialmente são apresentados na Tabela 2.2.4, que também mostra os fatores de expansão diferencial quando comparados ao esmalte.

Radiopacidade Quando os compósitos são utilizados como material restaurador de dentes posteriores, sua radiopacidade é de extrema importância. A detecção de lesões de cárie sob um compósito não radiopaco é praticamente impossível, e permitiria a progressão do processo carioso por um longo período. Alguns compósitos têm uma radiopacidade menor que a da dentina, o que é inadequado porque o exame radiográﬁco não revela a presença das lesões de cárie. Entretanto, não está claro qual é a radiopacidade ideal para um compósito, uma vez que radiopacidade excessiva pode potencialmente mascarar lesões de cárie que ocorrem atrás da restauração. No entanto, alguns compósitos deveriam ser, no mínimo, radiopaco como o esmalte. Alguns compósitos não possuem essa característica e não deveriam ser usados para restaurações de dentes posteriores.

Estabilidade de Cor As qualidades estéticas dos compósitos são bem-conhecidas. Os primeiros compósitos sofriam da descoloração, que pode ser manifestada por si só em uma das três formas: ■ ■ ■

descoloração marginal; descoloração da superfície em geral; descoloração do corpo.

Tabela 2.2.4 O coeﬁciente de expansão térmica (α) e o fator de expansão diferencial (D) para alguns compósitos comparados ao esmalte a (ppm.°C–1)

11,4

1,00

Híbrido

22,5

1,97

Adaptic (J&J)

Tradicional

25,7

2,25

Herculite (kerr)

Híbrido com partículas pequenas

32,6

2,86

Material (fabricante)

Tipo

Esmalte Z-100 (3M)

Silux Plus (3M)

Microparticulado

41,6

3,65

Delton* (J&J)

Sem carga

90,3

7,92

Dados de Versluis A et al. (1996) Dent Mater 12(5): 290-294 (exceto para Delton).

110

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Descoloração marginal é usualmente provocada pela presença de uma fenda marginal entre a restauração e os tecidos dentários. Detritos penetram na fenda e levam à pigmentação marginal indesejável; a eliminação da fenda marginal deveria acabar completamente com este tipo de pigmentação. Se a margem está em esmalte, é possível solucionar esse problema pelo emprego de condicionamento ácido e adesivo para esmalte. O adesivo entre o esmalte condicionado e o compósito é suficientemente forte e durável para se obter um bom selamento marginal, que evita a penetração de detritos. O uso de agente adesivo sem carga é em geral recomendado, uma vez que auxilia na adaptação marginal. Descoloração da superfície em geral pode estar relacionada à rugosidade superficial do compósito e é mais provável de ocorrer com aquelas resinas compostas que empregam partículas de carga grandes. Detritos ficam retidos nos espaços das partículas de carga protuberantes e não são prontamente removidos pela escovação. Polimento com um abrasivo adequado tais como pastas de óxido de alumínio disponíveis comercialmente devem remover essa pigmentação da superfície. É importante que um processo de polimento gradual seja efetuado, tal como instrumentos diamantados de 20 μm, seguidos por uma pasta de 7 μm e finalizando com uma pasta de 1 μm. Isso permitirá uma superfície final lisa opticamente, sem nenhum orifício ou ranhura no caso dos compósitos microparticulados e compósitos híbridos de partículas pequenas. Algumas vezes orifícios escuros descoloridos podem ser observados, que são oriundos da exposição de bolhas de ar após o desgaste do compósito. Tal descoloração não pode ser facilmente removida e pode ser melhor substituir a restauração por um compósito fotopolimerizável, que praticamente não apresentará nenhuma bolha de ar, se executado com cuidado. Descoloração de corpo, ou profunda, é um problema particular com compósitos polimerizados por amina em duas pastas. A cor da restauração muda lentamente por um longo período de tempo, dando uma aparência amarelada distinta à restauração. Esse tipo de descoloração aumenta, devido tanto ao colapso dos componentes químicos dentro da matriz resinosa quanto à absorção de fluidos do ambiente oral. Os compósitos fotopolimerizados parecem ter uma estabilidade de cor muito melhor. Devido à mesma demanda para introdução dos compósitos compactáveis e de baixa viscosidade, os fabricantes introduziram uma variedade de compósitos altamente estéticos. Esses são compósitos com tamanho de partícula máximo não superior a 2 μm e uma média em torno de 0,6 μm, tornando-os altamente passíveis de polimento. A variedade de cores é ampliada e está disponível, tais como de palheta de cores e translucidezes de um artista.

PROPRIEDADES QUÍMICAS Resistência à Compressão Se alguém comparar a resistência à compressão de vários compósitos e amálgamas com aquela do esmalte e da dentina, a indicação será que esses materiais são pouco adequados (Tabela 2.2.5). É interessante notar que compósitos para dentes anteriores podem ter uma resistência à compressão similar aos dos dentes posteriores, ainda que as recomendações para seu uso seja um pouco diferente. É importante conhecer a importância dessa avaliação. Sendo relativamente fácil de mensurar, a resistência à compressão de um material é mencionada com frequência. Infelizmente, é também uma propriedade difícil de ser interpretada, devido aos possíveis modos de falhas sob compressão: ■ ■ ■

materiais dúcteis podem se achatar diagonalmente, muito semelhantes a uma massa densa; materiais friáveis, semelhantes ao vidro e pedra, podem fraturar em todas as direções; amostras longas e ﬁnas podem entortar.

Como se pode imaginar, tensões altamente complexas são geradas nos espécimes quando a resistência à compressão é testada. Se nos perguntarmos se restaurações falham em qualquer das formas descritas, então a resposta é que isso parece ser improvável. É muito mais provável que as restaurações falhem sob tensão (devido à aplicação de forças laterais), uma vez que compósitos possuem muito baixa resistência à tração. Assim, a resistência à compressão é mais um fraco indicador de resistência do material a falha, uma vez que não existe uma relação simples entre resistência à compressão e a tração.

Tabela 2.2.5 Dados de resistência à compressão de uma variedade de materiais Material (fabricante)

Resistência à compressão (MPa)

Molar esmalte

260

Molar dentina

305

Sybralloy (Kerr)

500

Dispersalloy (Johnson & Johnson)

440

Adaptic (Johnson & Johnson)

250

Silux (3M Dental Products)

286

Auraﬁl (Johnson & Johnson)

345

Occlusin (ICI Dental Products)

310

P-30 (3M Dental Products)

393

RESINAS COMPOSTAS E RESINAS COMPOSTAS MODIFICADAS POR POLIÁCIDO

Resistência à Tração Diametral Se os materiais restauradores são mais prováveis de falhar sob forças de tração, então faria mais sentido mensurar sua resistência à tração que à resistência à compressão. Infelizmente, a mensuração da resistência à tração de materiais friáveis é muito difícil, e provoca uma grande divergência dos resultados. A razão para isso é que tais materiais são altamente suscetíveis à presença de falhas internas ou pequenas fendas superficiais, que são impossíveis de eliminar. Como uma consequência, a resistência à tração dos compósitos é dependente da qualidade da superfície final. O teste de tração diametral é um método alternativo para mensurar a resistência à tração de um material. Novamente, padrões complexos de tensões aumentam no material, mas os resultados são relativamente reprodutíveis e é uma propriedade fácil de ser mensurada. Por essas razões, a resistência à tração diametral é com frequência especificada nos materiais odontológicos. É interessante notar que esse teste é frequentemente aplicado em materiais friáveis. Desta forma, se a resistência à tração diametral é citada ao invés da resistência à tração convencional, isso indica que o material é friável e, portanto, sofre de ausência de tenacidade. Valores característicos para resistência à tração diametral para vários compósitos são apresentados na Tabela 2.2.6. Desses resultados, pode-se observar que o compósito anterior tradicional tem uma resistência à tração diametral similar àquela dos compósitos para dentes posteriores atuais. Além disso, experiência clínica tem nos mostrado que os compósitos tradicionais não se comportam bem na região posterior. Assim, como para a resistência à compressão, a resistência à tração diametral isoladamente não nos dá uma indicação direta para o uso em particular de um compósito ou do seu potencial desempenho clínico. Como os compósitos são cada vez mais usados em restaurações de dentes posteriores, a fratura das restaurações provavelmente se tornará uma causa crescente de falhas; pode ser que as propriedades mencionadas proporcionarão um indicador útil de resistência relacionada a tais fraturas.

Dureza A dureza superﬁcial de um material odontológico pode ser mensurada prontamente por várias técnicas, resultando num valor de dureza que pode, então, ser usado para comparar compósitos diferentes. Em um dado momento, pensava-se que a dureza poderia proporcionar um bom indicador da resistência ao desgaste de um compósito e isso é verdadeiro até certo ponto. As resinas acrílicas originais eram materiais muito macios, mas sua dureza e resistência ao desgaste foram bastante melhoradas pela adição das partículas de carga. A mensuração da dureza inicialmente deu-nos alguma

111

indicação da resistência ao desgaste, mas essa relação infelizmente é interrompida com o elevado conteúdo de carga dos compósitos da geração atual (ver a seguir).

Desgaste O desgaste é um processo pelo qual os materiais são deslocados ou removidos pelas forças da interface que são geradas em duas superfícies que entram em atrito. Os tipos de desgaste que ocorre na cavidade oral são os seguintes:

Desgaste por Abrasão Quando duas superfícies entram em atrito, o mais duro dos dois materiais pode perfurar, produzir buracos ou remover material da outra superfície. Esse desgaste por contato direto é conhecido como abrasão a dois corpos, e ocorre na boca em qualquer local onde ocorre contato dente com dente, chamado por muitos dentistas como atrição. O desgaste por abrasão pode ocorrer quando existe um abrasivo interposto entre duas superfícies de modo que as superfícies sólidas não estão realmente em contato. Isso é chamado abrasão a três corpos e ocorre na cavidade oral durante a mastigação, com o alimento agindo como o agente abrasivo. (Dentifrício age como agente abrasivo entre a escova dental e os dentes.)

Desgaste por Fadiga A repetida carga sobre os dentes produz tensões cíclicas que pode, em determinado tempo, levar ao crescimento de falhas por fadiga. Essas falhas com frequência se formam abaixo da superfície, e no início se propagam paralelamente, desviando em direção à superfície ou se unindo a outras trincas.

Desgaste por Corrosão Ataque químico dos compósitos pode ocorrer por hidrólise da resina, ou por quebra da interface carga-resina ou erosão da superfície devido ao ataque ácido. É provável que todos os mecanismos mencionados estejam envolvidos no desgaste dos compósitos. Nas áreas de contato oclusal, os principais mecanismos de desgaste são abrasão a dois corpos e fadiga, enquanto abrasão a três corpos predomina nas áreas de ausência

Tabela 2.2.6 Resistência à tração diametral de algumas resinas compostas restauradora Material (fabricante)

Resistência à tração diametral (MPa)

Adaptic (Johnson & Johnson)

Auraﬁl (Johnson & Johnson)

Occlusin (ICI Dental)

P-30 (3M Dental Products)

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

de contato. Desgaste por corrosão pode ocorrer em uma ou outra situação e, quando em combinação com condições de tensão, pode levar à fratura corrosiva por tensão. Esse processo envolve o crescimento lento da falha, que poderá, finalmente, tornar-se grande o bastante para causar fraturas catastróficas. Uma vez que o desgaste é um processo multifacetado, não é possível mensurá-lo com apenas um parâmetro. A fraca correlação entre propriedades mecânicas e desgaste já foi observada e algumas das propriedades físicas por exemplo uma baixa sorção de água pode apenas proporcionar uma indicação do potencial de resistência ao desgaste, particularmente em relação ao desgaste por corrosão. Em geral, um elevado conteúdo de carga, uma superfície final lisa, uma resina hidroliticamente estável e uma forte união entre carga e resina são características desejáveis em compósitos para dentes posteriores. Entretanto, deveria se reconhecer quais desses por si só não garantem que um material será resistente ao desgaste. Uma abordagem alternativa é simulação laboratorial das condições clínicas. Infelizmente, é muito difícil simular todas as condições orais que contribuem para o processo de desgaste. Embora uma grande variedade de métodos in vitro para mensuração da taxa de desgaste tenha sido testada, nenhum conseguiu predizer com alguma medida de certeza a taxa in vivo de desgaste de compósitos posteriores. Um obstáculo maior no desenvolvimento de um teste laboratorial de desgaste confiável é que algum precisa ser capaz de correlacionar os resultados com os dados clínicos de desgaste, que, por si só, é muito difícil de ser obtido e interpretado. Das muitas variáveis que necessita ser considerada, a variação no desgaste de paciente para paciente é uma dificuldade a mais a ser compreendida. Entretanto, tem sido mostrado que existem diferenças marcantes nas taxas de desgaste entre áreas de contato oclusal e áreas sem contato. Assim, qualquer valor definido para uma taxa de desgaste é insignificante se não for suportado com informações sobre os métodos usados nesta determinação. O tamanho da restauração também pode afetar a taxa de desgaste, talvez por haver uma maior probabilidade do contato direto do dente com a restauração quando se tem restaurações amplas. Também deve ser considerado que restaurações grandes tendem a ocorrer mais posteriormente, onde a carga oclusal é maior. Assim, mesmo dados in vivo sobre desgaste são apenas um guia para a capacidade dos compósitos para dentes posteriores para resistir ao desgaste. A situação é também complicada atualmente pela ausência de um método em geral aceito para mensuração do desgaste in vivo e os resultados precisam ser interpretados com bastante cautela. A melhor mensuração da resistência ao desgaste de compósitos para dentes posteriores é seu desempenho clínico e, apesar das grandes melhoras ocorridas ao longo

dos anos, o uso desses compósitos em regiões onde sofrerão contato direto e carga oclusal elevada deve ser evitado. Assim, a oclusão deveria ser checada no início do tratamento e contatos cêntricos e deslizantes evitados ou pelo menos minimizados o máximo possível.

COMPÓSITOS ODONTOLÓGICOS DE USO LABORATORIAL Facetas, Inlays e Onlays de Compósitos A realização clínica de múltiplas restaurações diretas em compósito possui vários problemas. Estes incluem o natural consumo de tempo para a própria realização, dificuldade de assegurar bom contato entre os dentes, os problemas de adaptação marginal causados pela contração de polimerização e o risco de incompleta polimerização da restauração, devido à limitada profundidade de polimerização. Uma forma de superar esses problemas é usar restaurações indiretas em compósito, tais como: inlays, onlays e facetas. Os inlays de compósitos são elaborados no laboratório de prótese pelo protético, com base na moldagem feita pelo dentista. Inlays de compósitos são idealmente adequadas para aquelas situações onde existe a necessidade de se efetuar múltiplas restaurações em dentes posteriores em um único quadrante ou a substituição de cúspides não funcionais. Em todos os demais aspectos as indicações dos inlays de compósitos são idênticos àqueles para restaurações diretas em compósito para dentes posteriores. A vantagem desse tipo de restauração é que muito do trabalho para alcançar bom contorno anatômico e contatos entre os dentes é feito por um técnico no laboratório protético. Outros benefícios são que a profundidade de polimerização é assegurada, uma vez que o processo de polimerização é realizado em laboratório e não in situ. Embora seja sugerido que os problemas associados à contração de polimerização estejam reduzidos, a experiência é outra. Mesmo uma fina camada de cimento resinoso usada para unir a restauração ao tecido dentário pode causar tensões de contração elevada suficiente para causar falha da união adesiva, especialmente da união à dentina. Assim, problemas com a contração de polimerização não são totalmente eliminados. Existe também alguma dúvida quanto à união entre o cimento resinoso e o próprio inlay. O processo laboratorial de polimerização para um inlay de compósito é tão efetivo que há poucos grupos metacrilatos deixado na superfície para reagir com o cimento resinoso (Cap. 3.7). Muitos compósitos resinosos de uso laboratorial usam essencialmente os mesmos componentes que são empregados nas restaurações diretas. Consequentemente, eles sofrem muitas das mesmas limitações dos compósitos diretos, que, portanto, limitam sua ampla utilização. Desta forma, restaurações realizadas em laboratório com

RESINAS COMPOSTAS E RESINAS COMPOSTAS MODIFICADAS POR POLIÁCIDO

compósito deveriam ser usadas apenas naquelas situações onde um compósito direto possa também ser considerado aceitável.

Compósitos Reforçados por Fibras Compósitos resinosos com carga particulada não apresentam resistência e tenacidade suficiente para serem utilizadas para construção de coroas e pontes. Compósito reforçados por fibras (CRF) oferecem enorme potencial para produção de materiais de elevada resistência e rigidez, mas com peso muito pequeno. Durante os anos 1990, vários sistemas resinosos com fibras de reforço tornaram-se disponíveis, tanto para uso em laboratório quanto para o dentista. Eles são disponíveis em diferentes formas, como mostra a Tabela 2.2.7. Fibras unidirecionais permitem a construção de longas pontes, enquanto os padrões em rede e trançados suportam tensões em diferentes direções simultaneamente. As CRFs possuem resistência à flexão e ao impacto significantemente maior, comparados com resinas com carga particulada, contanto que ocorra um bom molhamento da fibra e união da resina e um elevado conteúdo de fibra seja alcançado. A gama de aplicações sugerida para esses materiais são ferulizações; pontes; coroas e; prótese removível. Entretanto, a experiência clínica com esses materiais é muito limitada.

CONSIDERAÇÕES CLÍNICAS PARA O USO DAS RESTAURAÇÕES COM COMPÓSITO As indicações para o uso de restaurações em compósito estão principalmente associadas à sua capacidade de alcançar excelente resultado estético. Esses materiais são, portanto, idealmente adequados para aplicações em dentes

anteriores, tais como restaurações de lesões proximais, lesões de erosão, abrasão e fraturas de bordo incisal. Para a região posterior, a aplicação dos compósitos tende a ser mais limitada devido a potenciais problemas como ausência de selamento marginal quando a margem não está em esmalte, situação comum em caixas proximais profundas. Desgaste e fratura são também problemas quando as restaurações são grandes e são submetidas à elevada carga oclusal, devido ao contato direto com o dente antagonista. Materiais restauradores resinosos deveriam ser idealmente considerados como materiais restauradores primários para lesões de cárie pequenas e iniciais. As restaurações em compósito deveriam em todos os momentos ser consideradas como uma restauração adesiva. As vantagens são diversas, mas, principalmente, a conﬁança na adesão ao invés da retenção ajuda a conservar a estrutura dental, aumenta a resistência da coroa dental e proporciona uma barreira à inﬁltração marginal. Portanto, é importante que esses materiais sejam usados apenas em situações onde uma boa qualidade de união adesiva pode ser alcançada; as seguintes contraindicações são sugeridas.

Evitar Restaurações Grandes Esse problema é mais provável de ocorrer quando do uso dos compósitos em dentes posteriores, onde esses materiais são frequentemente considerados como um substituto de restaurações em amálgama deﬁcientes. Uma vez que essas cavidades são em geral muito maiores que aquelas lesões de cárie iniciais, essa condição não é ideal para o uso de compósitos. Para iniciar, o formato da cavidade foi amplamente determinado pelo amálgama para ser substituído e foi efetuado tendo a retenção em mente e não a adesão. Quanto maior a restauração, maior é o problema da contração de polimerização e menor é a chance de se

Tabela 2.2.7 Produtos de compósitos reforçados por ﬁbra Produto

113

Fornecedor

Tipo de ﬁbra

Forma da ﬁbra

Fibre-Kor

Jeneric/Pentron

Vidro

Unidirecional

Splint-It

Jeneric/Pentron

Vidro

Unidirecional

Splint-It

Jeneric/Pentron

Vidro

Trançada

Splint-It

Jeneric/Pentron

Polietileno

Trançada

Stick

Stick Tech

Vidro

Unidirecional

Stick-Net

Stick Tech

Vidro

Rede

Vectris pontic

Ivoclar

Vidro

Unidirecional

Vectris frame and single

Ivoclar

Vidro

Rede

Connect

Kerr

Polietileno

Entrelaçado

Ribbond

Polietileno

Trançado

Produtos pré-impregnados

Produtos não-impregnados

114

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

alcançar um selamento marginal. A contração de polimerização causa a desadaptação da restauração, embora a união ao esmalte submetido a condicionamento ácido seja suficientemente forte para resistir às tensões geradas pela contração, agentes de união à dentina podem não apresentar alta resistência de união suficiente para resistir. Isso pode aumentar a infiltração marginal e a sensibilidade pós-operatória. Mesmo quando quase todas ou todas as margens estão em esmalte (onde um bom selamento e uma boa união são possíveis), insucesso de união à dentina resultará em infiltração de fluido na fenda sob a restauração. Isso pode também aumentar a sensibilidade pós-operatória, devido à movimentação de fluido para dentro e para fora dos túbulos dentinários quando a restauração está sujeita à carga ou às mudanças de temperatura. Outro fator que contribui para ausência de selamento marginal é a diferença do coeficiente de expansão do material restaurador e os tecidos dentários. Esse é um problema de todos os compósitos e, embora seja minimizado pelo elevado conteúdo de carga de vidro de pequena expansão, isto ainda não foi resolvido. Com restaurações maiores, é mais provável que exista contato oclusal entre a restauração e o dente antagonista. Como os compósitos sofrem com taxas de desgaste consideravelmente maiores em áreas de contato que em áreas livres de contato, contato oclusal combinado com elevadas cargas oclusais, como as experimentadas na região posterior, pode aumentar o desgaste para níveis indesejáveis. Assim, apenas cúspides não funcionais deveriam estar envolvidas. Os compósitos são materiais com baixa resistência e friáveis, e não possuem propriedades melhores que às do amálgama em relação a isso. A restauração produz resistência da sua capacidade de se aderir aos tecidos dentários. Se essa união é rompida, o potencial para fratura é muito maior, ainda mais se submetida a forças oclusais elevadas. A segurança e a durabilidade da união adesiva são mais reduzidas se a restauração for aumentada.

Ausência de Esmalte Periférico

Evitar Preparos Profundos Subgengivais

Uma vez que é impossível obter uma união adesiva entre os tecidos dentários e os compósitos quando as superfícies dentárias estão contaminadas por umidade, qualquer situação na qual o controle da umidade não é possível deveria ser evitada e uma estratégia alternativa deveria ser adotada.

Restaurações proximais sejam anteriores ou posteriores podem se estender subgengivalmente de modo que a base das cavidades se estenda para a dentina radicular. Em tais situações, é muito difícil, se não impossível, assegurar a adaptação marginal e obter um perfeito selamento marginal, mesmo com o uso de adesivos dentinários. Microinﬁltração e problemas associados a pigmentação, cáries e sensibilidade são, portanto, prováveis de ser um problema. Embora tenha sido sugerido que a base de tais cavidades possa ser primeiro preenchido com um cimento de ionômero de vidro, existe a possibilidade de o cimento se erosionar, deixando a crista marginal da restauração em compósito sem suporte e possivelmente causando fratura.

O compósito resinoso unido ao esmalte condicionado por ácido é muito efetivo de modo que a falha de suas margens é improvável. Quando um dente sofre uma fratura grave, existirá pouco esmalte remanescente para união e a restauração precisa contar mais ainda com a união à dentina remanescente. Como essa união já não é muito conﬁável, além disso aumenta a possibilidade de insucesso no selamento marginal quando submetida às tensões da contração de polimerização, às mudanças térmicas e à carga oclusal. O ideal é que as resinas compostas fossem usadas apenas quando todas as margens estivessem em esmalte. A única exceção para isso seriam as restaurações de lesões por abrasão/erosão, que não tendem a ser submetidas a condições de altas tensões e têm provado efetividade clínica razoável, embora falhas adesivas ainda sejam um problema.

Substituição de Cúspides de Trabalho ou Onlays Como observado, os compósitos sofrem taxas de desgaste muito maiores quando são submetidos a contato oclusal com o dente antagonista. Nos dentes anteriores, isso não tem mostrado ser um grande problema, mas posteriormente, onde as cargas oclusais são em geral muito maiores, é mais provável ocorrer desgaste excessivo do compósito. Isto se torna mais um problema para a próxima restauração ser colocada. As cargas em excesso experimentadas pela restauração aumentarão a chance de fratura de cúspide especialmente se precedida pela falha da união adesiva.

Controle da Umidade Deﬁciente

Bruxismo/Mastigação Habitual Ações de desgaste excessivo associadas ao bruxismo causarão desgaste muito rápido de qualquer restauração que esteja em contato oclusal ou em contato com algo como um cachimbo. Assim, mesmo restaurações de bordo incisal, que não sofram elevadas taxas de desgaste normalmente, são contraindicadas a não ser que o hábito do paciente seja eliminado.

RESINAS COMPOSTAS E RESINAS COMPOSTAS MODIFICADAS POR POLIÁCIDO

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A introdução das resinas compostas como materiais restauradores teve um grande impacto na prática da dentística restauradora. Muitos dos avanços em novas técnicas são baseados nos materiais à base de compósitos. Suas aplicações clínicas são muitas e variadas e continuarão crescendo, conforme melhoras adicionais sejam alcançadas. Entretanto, existem certas limitações para o uso desse grupo de materiais e é importante que estas não sejam desrespeitadas.

115

Tabela 2.2.8 Composição de resinas compostas modiﬁcada por poliácido Componente

Função

Vidro de ﬂúor-alumíniosilicato

Carga e fonte de ﬂuoreto

Monômero de dimetacrilato (p. ex., UDMA)

Forma a matriz resinosa

Resina especial

Fornece grupos carboxílicos

Monômeros hidrofílicos

Ajuda a transportar água e ﬂuoreto

Fotoativadores/iniciadores

Permite a polimerização por radical

RESINAS COMPOSTAS MODIFICADAS POR POLIÁCIDO (COMPÔMEROS) Uma das principais características dos cimentos de ionômero de vidro é a sua capacidade de proporcionar liberação prolongada de fluoreto, que contribui para a proteção dos tecidos dentários adjacentes à restauração do ataque cariogênico. Materiais restauradores como as resinas compostas não possuem essa capacidade de liberar flúor por prolongado período de tempo. A adição de componentes que contenham flúor (F), tais como o fluoreto estanhoso, a resina composta proporcionará uma liberação inicial de flúor ao longo de um período de algumas semanas, que então diminui rapidamente. Essa liberação inicial é elevada, devido à presença de um componente F sendo liberado da superfície da restauração ou de próximo desta. No entanto, muito rapidamente a camada superficial da restauração se esgota de componentes de F e a liberação quase para, uma vez que os componentes de F não podem se difundir através da matriz resinosa numa velocidade suficiente para manter níveis de liberação razoáveis. Resinas compostas modificadas por poliácido, denominadas compômeros, são de fato resinas compostas, que foram modificados de modo a ser capazes de liberar significantes quantidades de fluoreto ao longo de um período longo. Para alcançar isso, parte da tecnologia dos cimentos de ionômero de vidro foi incorporada na resina composta.

Todavia, isso não seria suficiente por si só, uma vez que são necessários meios para o fluoreto ser liberado do vidro. Isso requer íons hidrogênio capazes de atacar e dissolver o vidro de modo similar ao processo que ocorre com os cimentos de ionômero de vidro. A fonte desses íons hidrogênio é promovida por um grupo carboxila especialmente formulado (–COOH), contendo monômero polimerizável, que copolimeriza com um monômero de dimetil metacrilato como o UDMA (Fig. 2.2.26). De maneira alternativa, o copolímero do ácido policarboxílico de metacrilato empregado em alguns CIVs modificados por resinas pode ser usado (Cap. 2.3). O ingrediente final necessário para a liberação de fluoreto é a água. Esta não está presente no material inicialmente, mas é absorvida por ele na cavidade oral. Essa sorção de água permite uma reação ácido-base entre o vidro e os grupos policarboxílicos da resina especial e proporciona o mecanismo para uma liberação lenta,

Monômeros ácidos

Grupos carboxílicos

Composição A composição de um compômero típico é apresentada na Tabela 2.2.8. Avaliação da composição indica que o material é essencialmente um sistema baseado em resina, com um processo de polimerização por radicais sendo ativado por luz azul que age na canforoquinona. Entretanto, existem várias diferenças importantes ao serem comparadas com as resinas compostas. Uma das diferenças é o vidro, que é similar à composição de vidro contendo fluoreto usado nos cimentos de ionômero de vidro. Esse vidro de flúor-alumínio-silicato é então suscetível ao ataque ácido e proporciona a fonte de íons flúor.

Monômeros de UDMA Polimerização

Figura 2.2.26 Copolimerização de um monômero ácido contendo grupos carboxil e monômero de UDMA num compômero.

116

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

porém contínua de fluoreto, que não era possível anteriormente com as resinas compostas. Para ajudar a difusão de água no material através da matriz, e simultaneamente ajudar a difusão dos íons flúor da matriz, algumas matrizes resinosas utilizadas possuem mais características hidrofílicas que aquelas normalmente usadas em resinas compostas (p. ex., glicerol dimetacrilato). Embora os compômeros tenham tanto reação via radical de polimerização e reação ácido-base, é a matriz que conduz o processo de polimerização desses materiais. A contribuição da reação ácido-base é proporcionar a liberação de íons fluoreto por longos períodos.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Deveria se destacar que, embora o compômero possa ser considerado um híbrido pela combinação da resina composta com o cimento de ionômero de vidro, ele é diferente do cimento de ionômero de vidro modiﬁcado por resina.

dos por resina. A liberação de flúor é altamente variável de produto para produto e não se sabe ainda qual é a liberação ótima de flúor necessária para induzir uma condição anticariogênica ao redor das margens da restauração. As condições locais também têm uma influência significante na quantidade de flúor liberada, uma vez que alguns materiais são mais suscetíveis à dissolução que outros num meio ácido. Todos os materiais restauradores que liberam flúor mostram uma quantidade razoavelmente elevada de liberação nas primeiras semanas, mas gradualmente diminui. Não se sabe se reduzidas quantidades de fluoreto após anos de exposição ao meio oral serão adequadas para proporcionar proteção contra o ataque cariogênico. Tem sido mostrado que os cimentos de ionômero de vidro possuem a capacidade de absorver fluoreto da cavidade bucal e liberá-lo posteriormente. Assim, a restauração pode agir como um reservatório de fluoreto que regularmente preenchido quando exposta ao fluoreto tópico. Essa pode ser uma característica importante da capacidade anticariogênica do cimento de ionômero de vidro ao longo do tempo, que não tem sido mostrada ser possível para os compômeros.

Características de Trabalho O material inicial para o compômero é uma resina composta, na qual é depois modiﬁcado, da mesma forma que para os CIV modiﬁcados por resina, o CIV é o material inicial. Sendo assim, temos um espectro de materiais entre os CIVs e as resinas compostas como indicado na Tabela 2.2.9.

Propriedades Liberação de Fluoreto Os compômeros têm mostrado ser capazes de liberar flúor por longo período. Entretanto, os compômeros liberam menos fluoreto que os cimentos de ionômero de vidro e os cimentos de ionômero de vidro modifica-

O que torna um material com boas características de trabalho é uma questão complexa, uma vez que isso envolve inúmeras características, incluindo reologia (p. ex., ﬂuir e tendência ao escoamento), aderência e tempo de trabalho e de presa. No entanto, é de consenso geral entre os dentistas que os compômeros possuem boas características de trabalho e que são fáceis de adaptar às paredes da cavidade sem se aderir ao instrumental, são fáceis de esculpir e não escoar.

Adesão Diferente dos CIVs e dos CIVMRs, os compômeros não possuem aﬁnidade natural pelo esmalte e pela dentina e precisam ser usados em conjunto com um adesivo

Tabela 2.2.9 Espectro de materiais restauradores dentários estéticos Cimentos de ionômero de vidro

Cimentos de ionômero de vidro modiﬁcados por resina

Resinas compostas modiﬁcadas por poliácido

Resinas compostas

Chemﬂex1

Vitremer2

Dyract AP1

Sureﬁl1

Ketac-Molar2

Photac-Fil Quick2

F20002

Filtek P602

Ketac-Fil2

Fuji II LC Improved3

Compoglass F4

Tetric4

Freedom

Revolution5

Fuji II

Fujii X3

Luxat7

Vivaglass Fil

Glacier6

Glasiosite

Ionoﬁl8 Opusﬁl9 1 = Dentsply, 2 = 3M/Espe, 3 = GC, 4 = Ivoclar, 5 = Kerr, 6 = SDI, 7 = DMG, 8 = Voco, 9 = Schottlander.

Admira8

RESINAS COMPOSTAS E RESINAS COMPOSTAS MODIFICADAS POR POLIÁCIDO

dentinário. Para simpliﬁcar as características de manipulação quando usados com os adesivos dentinários normalmente usados com as resinas compostas, é recomendado que o condicionamento ácido do esmalte e da dentina seja suprimido do procedimento adesivo. Isso resultará numa menor resistência de união e deveria ser considerado apenas quando do uso dos compômeros em locais onde apenas baixas tensões mastigatórias forem aplicadas. No ﬁnal das contas, essa orientação é confusa para o dentista, pois não é fácil determinar o que constitui uma situação de baixas tensões mastigatórias. Alguns compômeros são providos de propriedades adesivas, que possuem características de primers autocondicionantes discutidos no Capítulo 2.5.

Contração de Polimerização A contração de polimerização é similar àquelas das resinas compostas (ao redor 2%-2,5% vol.) e a sorção de água não é diferente daquela das resinas compostas, estando na ordem de 40 μg.mm–3. Os compômeros diferem das resinas compostas em suas taxas de transporte de água. Como observado neste capítulo, a difusão de água através das resinas compostas é muito lenta e ocorre por muitos anos até se atinja o equilíbrio do conteúdo de água. Para os compômeros, a matriz resinosa hidrofílica proporciona uma via rápida para a sorção de água com equilíbrio de transporte de água possivelmente sendo alcançado em alguns dias, ao invés de semanas, meses ou mesmo anos.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A rápida sorção de água pelos compômeros proporciona compensação da contração de polimerização da matriz resinosa em uma questão de dias e ajuda a reduzir quaisquer fendas marginais que podem ter se formado durante a realização da restauração.

Propriedades Mecânicas As propriedades mecânicas dos compômeros poderiam geralmente parecer um tanto inferior àquelas das resinas compostas, com reduzida resistência à compressão, à tração diametral e à ﬂexão. Isso impede o seu uso em situações de maior tensão mastigatória, como o reparo de bordo incisal fraturado. Sua resistência ao desgaste é melhor que aquela dos cimentos de ionômero de vidro e

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cimentos de ionômero de vidro modiﬁcados por resina. Entretanto, comparados com as resinas compostas, a resistência ao desgaste é reduzida. É possível que isso se deva ao uso de partículas de carga um pouco maiores que as normalmente usadas nas resinas compostas, combinado com uma redução na integridade da interface entre as partículas de vidro e a resina, pela progressiva reação ácido-base nessa interface.

Aplicações Para ter o benefício da liberação do fluoreto pelo compômero; pode parecer que as propriedades mecânicas tiveram de ser comprometidas em algum grau, comparadas às da resina composta. Portanto, os compômeros não possuem a mesma diversidade de aplicações da resina composta; de fato a variedade de aplicações é similar àquelas dos cimentos de ionômero de vidro e dos cimentos de ionômero de vidro modificados por resina. Uma vez que suas propriedades mecânicas e resistência ao desgaste tendem a ser inferiores àquelas das resinas compostas, mas melhores que aquelas dos cimentos de ionômero de vidro e dos cimentos de ionômero de vidro modificados por resina, seu uso está limitado a situações de baixa tensão mastigatória, tais como lesões proximais e por abrasão ou erosão, restaurações definitivas em dentes decíduos e restaurações temporárias de longa duração na dentição permanente. Uma vez que suas qualidades estéticas são comparáveis àquelas das resinas compostas, combinada com a liberação de fluoreto e simplicidade dos procedimentos de união, os compômeros são uma alternativa popular aos cimentos de ionômero de vidro e aos cimentos de ionômero de vidro modificados por resina, mostrando excelentes resultados após 3-4 anos de uso clínico. Como os CIV modificados por resina, existem relatos de expansão higroscópica excessiva associada aos compômeros, presumivelmente devido ao elevado conteúdo de resinas hidrofílicas. Enquanto tal comportamento pode ser benéfico na redução das fendas marginais ao redor de uma restauração classe V, essa expansão pode também levar à fratura de coroas de cerâmica pura.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Versões ﬂuidas de um compômero não são recomendadas para restaurações de cerâmica pura.

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

LEITURA COMPLEMENTAR Braga RR, Ferracane JL (2004) Alternatives in polymerization contraction stress management. Crit Rev Oral Biol Med 15: 176 Clelland NL et al (2005) Relative wear of flowable and highly filled composite. J Prosthet Dent 93: 153 Guggenberger R, Weinmann W (2000) Exploring beyond methacrylates. Am J Dent 13: 82D Leinfelder KF (1995) Posterior composite resins. J Amer Dent Assoc 126: 663 Lutz F (1995) The postamalgam age. Oper Dent 20: 218 Manhart J, Chen H, Hamm G, Hickel R (2004) Buonocore Memorial Lecture. Review of the clinical survival of direct and indirect restorations in posterior teeth of the permanent dentition. Oper Dent 29: 481 Opdam NJ et al (2004) Five-year clinical performance of posterior resin composite restorations placed by dental students. J Dent 32: 379 Oysaed H, Ruyter IE (1986) Water sorption and filler characteristics of composites for use in posterior teeth. J Dent Res 65: 1315–1318

Peutzfeldt A (1997) Resin composites in dentistry: the monomer systems. Europ J Oral Sci 105: 97 Roeters J, Shortall AC, Opdam NJ (2005) Can a single composite resin serve all purposes? Br Dent J 199: 73 Rueggeberg F (2002) From vulcanite to vinyl, a history of resins in restorative dentistry. J Prosthet Dent 87: 364 Schmalz G (1998) The biocompatibility of non-amalgam dental filling materials. Eur J Oral Sci 106: 696 Silikas N, Eliades G, Watts DC (2000) Light intensity effects on resin-composite degree of conversion and shrinkage strain. Dent Mater 16: 292 Soderholm KJ, Mariotti A (1999) BIS-GMA-based resins in dentistry: are they safe? J Am Dent Assoc 130: 201 Vallitu PK (1998) The effect of glass fibre reinforcement on the fracture resistance of a provisional fixed partial denture. J Prosthet Dent 79: 125 Van Dijken JWV (1986) A clinical evaluation of anterior conventional, microfiller and hybrid composite resin fillings. Acta Odont Scand 44: 357–367

Capítulo 2.3

CIMENTOS DE IONÔMERO DE VIDRO E CIMENTOS DE IONÔMERO DE VIDRO MODIFICADOS POR RESINA

INTRODUÇÃO Os cimentos de ionômero de vidro (CIVs), também denominados cimentos de polialquenoato de vidro, são materiais restauradores que consistem em um pó e um líquido que, quando misturados, produzem uma massa plástica que subsequentemente toma presa, formando um sólido rígido. Os cimentos de ionômero de vidro foram descritos inicialmente por Wilson e Kent, em 1971, naquela época representavam uma extensão natural dos cimentos de policarboxilato de zinco que estavam disponíveis no final dos anos 1960. Os cimentos de policarboxilato de zinco se desenvolveram dos cimentos de fosfato de zinco, pela substituição engenhosa do ácido fosfórico pelo ácido poliacrílico (Cap. 2.8). Os cimentos de ionômero de vidro foram imediatamente vistos como um substituto potencial dos cimentos de silicato, em uso há mais de 80 anos e que gradualmente foram sendo destituídos pelas resinas compostas. As duas principais características dos cimentos de ionômero de vidro que lhes permitiram tornar-se um dos mais aceitos materiais dentários são a sua capacidade de aderir ao esmalte e à dentina e a sua capacidade de liberar flúor do componente de vidro no cimento. Portanto, os cimentos de ionômero de vidro combinam as qualidades adesivas dos cimentos de policarboxilato de zinco com a liberação de flúor dos cimentos de silicato. A relação entre os diferentes materiais está mostrada na Figura 2.3.1. Os cimentos de ionômero de vidro foram usados principalmente para restauração de lesões de abrasão/erosão e como agente cimentante de coroas e pontes protéticas. Atualmente sua aplicação clínica foi ampliada e inclui a restauração de lesões proximais, restaurações oclusais na dentição decídua, bases e forramentos cavitários e material para núcleo, pela introdução de uma variedade de novas formulações. Uma recente inovação foi a modificação do cimento de ionômero de vidro pela incorporação de resina, que

permitiu ao material tomar presa através da ativação por luz. Esses novos materiais são, não surpreendentemente, conhecidos como cimentos de ionômero de vidro modiﬁcados por resina (CIVMRs), embora algumas vezes sejam denominados híbridos de resina e ionômero de vidro. No entanto, a denominação preferida é CIVMRs. Portanto, esse grupo de materiais merece atenção especial.

QUÍMICA DOS CIMENTOS DE IONÔMERO DE VIDRO Composição O que faz o cimento de ionômero de vidro um material tão interessante comparado com os cimentos de fosfato de zinco é a enorme variedade de composições que pode ser obtida. Os principais componentes de um CIV são o vidro, o poliácido, a água e o ácido tartárico. A composição do vidro pode variar amplamente, dando muitas diferentes propriedades, além disso ainda existem numerosas combinações de poliácidos que são adequadas para a copolimerização. Em contrapartida, para os cimentos de fosfato de zinco, uma vez tendo a composição otimizada em termos da proporção pó:líquido e a concentração de ácido fosfórico, existirá um curto espectro para melhorias. Obviamente, uma variedade tanto pode ser um obstáculo como pode ajudar, e isto se reﬂetiu no desenvolvimento do cimento de ionômero de vidro, que surgiu no início dos anos 1970. Não se pode alegar que os cimentos de ionômero de vidro tiveram uma passagem tranquila desde a sua concepção. A prova desta aﬁrmação é baseada na observação de que os materiais comercializados na atualidade são bem diferentes daqueles disponíveis originalmente para o uso clínico. Os primeiros materiais consistiam em um pó de vidro ao qual era adicionada uma solução concentrada de um ácido poliacrílico. O ASPA (Dentsply De Trey

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Ltda, Weybridge, UK) foi o primeiro produto comercial, e foi lançado em 1976.

O Vidro Os vidros para os cimentos de ionômero de vidro contêm três componentes principais: sílica (SiO2) e alumina (Al2O3) misturadas num fluxo de fluoreto de cálcio (CaF2), como mostrado na Figura 2.3.2. A composição do vidro está bem-restrita à região central do diagrama de fase para que se tenha um vidro translúcido. A mistura (que também contém fluoretos de sódio e alumínio e fosfatos de cálcio ou alumínio como fluxos adicionais) é fundida em uma alta temperatura, e a massa derretida é então resfriada de maneira abrupta e finamente triturada para formar um pó antes de ser usada.

Cimentos de fosfato de zinco

Óxido de zinco

Cimentos de policarboxilato de zinco

O tamanho da partícula do pó depende da aplicação a que se destina. Para materiais restauradores o tamanho máximo da partícula é de 50 μm, enquanto que para materiais cimentantes e para forramento ele é reduzido para menos de 20 μm. A taxa de liberação de íons do vidro (que é um fator importante na determinação das características de presa, solubilidade e liberação de ﬂúor) depende do tipo de vidro empregado (veja a seguir). O vidro também tem um papel importante na estética da restauração, pois ela depende tanto do índice de refração do vidro como da presença de pigmentos no seu interior.

Poliácido Existe uma grande variedade de análogos do ácido poliacrílico, signiﬁcando que é possível uma ampla variedade de formulações, quando estes ácidos são combinados com variações do peso molecular e da conﬁguração. Os poliácidos mais usados nas formulações disponíveis são os copolímeros de ácido acrílico e itacônico ou ácido acrílico e maleico (Fig. 2.3.3). Um produto relativamente novo é um CIV à base de um copolímero de ácido vinil fosfônico. Ele é um ácido muito mais forte que os outros usados nos cimentos

Ácido poliacrílico

Ácido fosfórico

Ácido acrílico

Cimentos de silicato

Vidro de alumíniosilicato

Ácido itacônico

H Cimentos de ionômero de vidro

COOH CH2

CH2

C CH2

COOH Figura 2.3.1 Esquema dos vários cimentos odontológicos à base de pó de óxido de zinco e de vidro de alumínio-silicato e dos líquidos consistindo em ácido fosfórico e ácido poliacrílico.

COOH

Ácido tartárico

Ácido maleico H

COOH

SiO2 HC COOH

CH COOH

Ácido fosfórico

Variação da composição do vidro AI2O3

CaF2

Figura 2.3.2 Composição do vidro usado nos cimentos de ionômero de vidro.

CH2

Figura 2.3.3 Componentes ácidos usados no cimento de ionômero de vidro.

CIMENTOS DE IONÔMERO DE VIDRO E CIMENTOS DE IONÔMERO DE VIDRO MODIFICADOS POR RESINA

de ionômero de vidro, e a composição deve ser cuidadosamente controlada para produzir um cimento com propriedades de manipulação adequadas. Contudo, acredita-se que ele promova uma maior resistência ao longo do tempo e uma melhoria na resistência à umidade. Existe uma concentração ácida ótima no caso dos cimentos de silicato, mas os cimentos de ionômero de vidro não são tão dependentes desse fator. A força e a resistência ao ataque hídrico aumentam uniformemente com a concentração do poliácido, portanto o fator limitante é a consistência da pasta do cimento. A viscosidade do líquido depende tanto da concentração do poliácido como do peso molecular, que pode variar de 10.000 a 30.000, dependendo da formulação escolhida. O ácido tartárico é um importante componente do CIV, pois tem uma inﬂuência importante nos tempos de trabalho e de presa.

Apresentação Pó-líquido Muitos cimentos de ionômero de vidro consistem em um pó de vidro ao qual é adicionado um líquido apropriado. O pó é como o descrito, e o líquido é uma solução aquosa de ácido poliacrílico ou polimaleico e ácido tartárico. Uma série de deﬁciências foi logo reconhecida com essa forma de apresentação, o que acarretou uma mudança da formulação. Um dos problemas é a excessiva solubilidade do cimento na saliva combinada com a lenta reação de presa, e outro é relativo ao estabelecimento da correta proporção pó/líquido. Existe uma tendência de se reduzir o conteúdo de pó com o objetivo de se obter uma pasta macia e cremosa, mas isso resulta numa reação de presa mais lenta, em um cimento mais fraco que é mais suscetível à dissolução (Fig. 2.3.4).

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Cimentos Anidros Atualmente, muitos cimentos de ionômero de vidro são do tipo endurecido por água, e o cimento é formado pela adição da correta quantidade de água destilada. O pó de vidro é misturado com poliácido lioﬁlizado e pó de ácido tartárico. O primeiro produto que usou tal abordagem foi lançado comercialmente em 1981. As novas formulações, descritas como sistemas anidros, apresentavam-se como um pó e um líquido. O pó contém vidro de alumino-silicato, pó de poliácido e de ácido tartárico, e o líquido é apenas água destilada.

Cápsulas É sabido que conseguir uma proporção pó/líquido correta ainda pode ser um problema, e é necessário um processo vigoroso de mistura para garantir que todo o pó seja incorporado no líquido. Uma forma de superar isso é o uso de cápsulas pré-dosadas. O conteúdo das diferentes cápsulas não possui necessariamente os mesmos constituintes, por isso não é aconselhável misturá-los. Por exemplo, para assegurar a manipulação e as propriedades físicas mais adequadas, os materiais restauradores possuem partículas de vidro muito maiores que dos agentes cimentantes. Da mesma forma, os líquidos usados podem variar na composição para se adequar a uma determinada formulação de vidro e para se obter os tempos de trabalho e de presa mais adequados. Isso será tratado com mais detalhes posteriormente, de acordo com a aplicação das diferentes formulações.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A diﬁculdade em dosar e misturar a quantidade correta de pó e líquido desses materiais signiﬁca que as cápsulas pré-dosadas são preferíveis para se obter uma melhor consistência.

Resistência à compressão

Reação de Presa A reação de presa dos cimentos de ionômero de vidro é obtida por meio de uma reação ácido-base: MO.SiO2 + H2A → MA + SiO2 + H2O vidro

ácido

sal

silica gel

O processo de presa do cimento de inômero de vidro envolve três etapas superpostas: Tempo de presa Proporção pó-líquido crescente Figura 2.3.4 Os efeitos das alterações na proporção pó:líquido nas propriedades dos cimentos de ionômero de vidro.

■ ■ ■

dissolução; geleiﬁcação; e endurecimento.

Isso acontece por causa das diferentes taxas nas quais os íons são liberados do vidro e da taxa na qual a matriz

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

salina é formada (Fig. 2.3.5); como se pode ver dessa curva, os íons de cálcio são liberados mais rapidamente que os íons de alumínio. Isso ocorre porque os íons de cálcio apenas são ligados frouxamente na estrutura vítrea, enquanto que os íons de alumínio formam parte da trama de vidro, que é mais difícil de se romper. São os íons de cálcio e alumínio que podem formar afinal a matriz salina. Os íons de sódio e flúor não participam da reação de presa, mas se combinam para serem liberados como fluoreto de sódio.

nio e flúor. A reação de presa do cimento é um processo lento e leva um certo tempo para o material se estabilizar; a translucidez final do material não é aparente antes de 24 horas após a colocação. Embora o material pareça duro após o tempo de presa necessário (geralmente 3 a 6 minutos, dependendo se for um material restaurador ou agente cimentante), suas propriedades físicas e mecânicas finais não são alcançadas e a reação continua por até um mês.

Dissolução

A presa inicial ocorre devido à ação rápida dos íons de cálcio que, sendo bivalentes e inicialmente mais abundantes, reagem mais rapidamente com os grupos carboxílicos do ácido do que fazem os íons trivalentes de alumínio (Fig. 2.3.7). Isso é a fase de geleificação da reação de presa. A eficiência dos íons de cálcio em fazer ligações cruzadas com as moléculas de poliácido não é tão boa como poderia ser, pois esses íons também são capazes de quelar os grupos carboxílicos da mesma molécula. Várias coisas podem acontecer se a restauração não for protegida do ambiente externo durante essa fase crítica. Os íons de alumínio podem se difundir para fora do material e serem perdidos do cimento, ficando assim incapazes de fazer ligações cruzadas com as cadeias de ácido poliacrílico. Se a água for perdida, a reação não poderá se completar. Em ambos os casos, o resultado será um material fraco. De maneira alternativa, pode ocorrer absorção de umidade adicional, que poderá estar contaminada por sangue ou saliva, comprometendo a estética, com a restauração adquirindo, excepcionalmente, um aspecto esbranquiçado e opaco. A umidade contaminante também enfraquece o material e pode até causar a sua fratura. Portanto, é essencial que a contaminação por umidade e a secagem da restauração sejam evitadas, pelo menos durante o período inicial da reação, quando o material está muito vulnerável.

Liberação do íons

Quando a solução comercial ou água é misturada com o pó, o ácido penetra na solução e reage com a camada mais externa do vidro. Essa camada perde os íons de alumínio, cálcio, sódio e ﬂúor, de forma que só permanece um gel de sílica (Fig. 2.3.6). Os íons de hidrogênio que são liberados dos grupos carboxílicos da cadeia poliácida podem se difundir pelo vidro e promover a perda de mais íons de cálcio, alumí-

F Na Al Ca 0

100

1.000

Tempo (min) Figura 2.3.5 A variação das taxas de liberação de íons do vidro.

Pó

Políons

Íons de cálcio, alumínio e flúor

Núcleo do vidro

Endurecimento Após a fase de geleiﬁcação, existe uma fase de endurecimento, que pode durar tanto quanto sete dias. São

Poliácido líquido Íons de hidrogênio

Geleiﬁcação

Polissais de cálcio e alumínio

Sílica gel Figura 2.3.6 Os estágios iniciais da reação de presa num cimento de ionômero de vidro.

Figura 2.3.7 Fase de geleiﬁcação do processo de presa.

CIMENTOS DE IONÔMERO DE VIDRO E CIMENTOS DE IONÔMERO DE VIDRO MODIFICADOS POR RESINA

necessários aproximadamente 30 minutos para que a quantidade de íons de alumínio se torne significante, embora sejam os íons de alumínio que forneçam a resistência final ao cimento, pois eles são responsáveis pela introdução das ligações cruzadas. Em contrapartida com os íons de cálcio, a natureza trivalente dos íons de alumínio garante a ocorrência em alto grau das ligações cruzadas das moléculas de polímero (Fig. 2.3.8). Existe uma continuação da formação de pontes de sal de alumínio, e a água se torna ligada ao gel de sílica, que agora reveste o núcleo residual de cada partícula de vidro. Tendo o cimento totalmente reagido, a solubilidade é muito baixa. A estrutura final é mostrada na Figura 2.3.9 e consiste em partículas de vidro, cada uma revestida por um gel de sílica numa matriz de ácido poliacrílico de ligações cruzadas.

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Embora normalmente seja desejável para os vidros resistir à liberação de íons, no caso dos cimentos de ionômero de vidro é essencial uma liberação controlada dos íons de cálcio e alumínio. A experiência em escolher o vidro e a formulação correta é equilibrar os vários requisitos das boas características de manipulação, baixa solubilidade, liberação de ﬂúor adequada e estética.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Os CIVs possuem presa lenta e necessitam de proteção do meio bucal para minimizar a dissolução ou a contaminação.

PROPRIEDADES Características de Manipulação

Figura 2.3.8 Fase de endurecimento do processo de presa.

Vidro de alumínio-silicato Sílica gel Poliácido de ligação cruzada Figura 2.3.9 A estrutura de um cimento de ionômero de vidro.

Os efeitos da composição do vidro no processo de reação são muito pronunciados e de importância considerável na determinação da aceitabilidade das características ﬁnais de manipulação do cimento. A proporção de Al:Si do vidro dos cimentos de ionômero de vidro é mais alta que a dos cimentos de silicato, porque o ácido poliacrílico e seus análogos são muito mais fracos que o ácido fosfórico. Um dos efeitos dessa proporção aumentada é a redução do tempo de trabalho. Contudo, os cimentos de ionômero de vidro são previamente inclinados a ter tempos de trabalho e de presa prolongados. Isso era certamente um problema sério com as formulações iniciais desse cimento até ser superado pela inclusão da concentração ótima de ácido tartárico. Acredita-se que o ácido tartárico possua duas funções. Primeiro, reage rapidamente com os íons de cálcio que são liberados do vidro, havendo a formação de tartarato de cálcio, que possui o efeito de prolongar o tempo de trabalho. Isso é seguido por uma melhoria na taxa de formação das ligações cruzadas de poliacrilato de alumínio, o que acelera a reação de presa (Fig. 2.3.10). Pela manipulação da composição do vidro e do tamanho da partícula e pela incorporação do ácido tartárico, as características de manipulação foram muito aperfeiçoadas no decorrer dos anos e hoje são bem-superiores aos produtos disponíveis inicialmente. Essas melhorias são apresentadas na Tabela 2.3.1. Como consequência de tais mudanças, agora os cimentos de ionômero de vidro possuem uma presa bem mais deﬁnida.

Adesão Um dos aspectos mais atrativos do cimento de ionômero de vidro é ser um material restaurador de inserção em uma única porção (não necessita de inserção incremental), que é capaz de aderir diretamente à dentina

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Sem ácido tartárico

Viscosidade

Com ácido tartárico

Poliácido

COO– Ponte de H hidrogênio

COO– Ca2+

COO– Ligação iônica

Esmalte

Tempo Figura 2.3.10 O efeito do ácido tartárico na curva de viscosidade em função do tempo de presa de um cimento de ionômero de vidro.

e ao esmalte. Foi mostrado que os íons de poliacrilato tanto reagem com a estrutura de apatita (deslocando os íons de cálcio e fosfato e criando uma camada intermediária de íons de poliacrilato, fosfato e cálcio) como aderem diretamente ao cálcio na apatita, como mostra a Figura 2.3.11. A adesão à dentina pode ser do tipo ponte de hidrogênio ao colágeno combinada com uma ligação iônica à apatita na estrutura dentinária. A resistência de união, como medida nos testes de resistência de união por cisalhamento, sugeriria que não é particularmente forte (2-7MPa), mas a experiência clínica indicaria que é durável quando o material é usado para restauração de lesões de erosão. Sejam lá quais forem os detalhes do processo de adesão, a adesão criada é suﬁcientemente forte, tal que quando um CIV se descola, a fratura em geral é no interior do cimento e não ao longo da interface. Por isso, a principal limitação da resistência de união do cimento de ionômero de vidro parece ser a sua baixa resistência à tração, que é apenas ao redor de 7 MPa e é devida à natureza friável destes materiais. Para se obter uma boa adesão à dentina, a superfície deve ser tratada primeiro com um condicionador. O melhor condicionador parece ser o ácido poliacrílico, embora o ácido tânico tenha se mostrado também eﬁcaz. A típica resistência de união por tração que

Tabela 2.3.1 Características de manipulação dos cimentos de ionômero de vidro (CIVs) antigos e novos

Figura 2.3.11 Mecanismos de adesão dos cimentos de ionômero de vidro.

foi medida quando unida à dentina está mostrada na Tabela 2.3.2. O objetivo principal do tratamento da superfície é remover os resíduos e produzir uma superfície lisa e limpa. O ácido cítrico não deve ser usado porque abre os túbulos dentinários, aumentando a permeabilidade dentinária e o potencial de reação pulpar. Além disso, ele desmineraliza a dentina, o que pode comprometer a adesão ao componente apatita.

Estética Um requisito importante para qualquer material restaurador para uso em dentes anteriores é o seu mimetismo com os tecidos dentários adjacentes, de forma a se tornarem indistinguíveis. Os fatores que governam são a cor e a translucidez do material restaurador. Nos cimentos de ionômero de vidro a cor é produzida pelo vidro. Ela pode ser controlada pela adição de pigmentos, tais como o óxido férrico ou o carbono preto.

Tabela 2.3.2 Efeitos dos tratamentos superﬁciais na resistência de união à tração dos cimentos de ionômero de vidro ao esmalte e à dentina Tratamento superﬁcial

Resistência de união (MPa)

Esmalte Nenhum

3,2

Ácido cítrico

5,6

Ácido poliacrílico

7,1

Material

Mistura

Trabalho

Presa

Acabamento

Dentina

ASPA

60 s

90 s

6 min

24 h

Nenhum

3,1

7 min

Ácido cítrico

3,7

Ácido poliacrílico

6,8

CIV moderno

20 s

75 s

2 min

CIMENTOS DE IONÔMERO DE VIDRO E CIMENTOS DE IONÔMERO DE VIDRO MODIFICADOS POR RESINA

Enquanto a cor não representa um grande problema, a translucidez dos primeiros cimentos de ionômero de vidro era inadequada, sendo mais comparável com a da dentina do que com a do esmalte. Esta falta de translucidez significou que a aparência estética dos cimentos de ionômero de vidro foi sempre considerada inferior à da resina composta. Os cimentos pareciam opacos e sem vida, o que limitava sua aplicação como material restaurador para tratamento de lesões de erosão e cavidades classe III não críticas. Existem essencialmente duas causas para a opacidade dos cimentos de ionômero de vidro: 1. Separação de fase do vidro. De alguma forma tal problema pode ser superado pela redução do conteúdo de alumínio, cálcio e fluoreto do vidro, mas isso reduz a resistência do material e prolonga os tempos de trabalho e de presa. 2. Discrepância do índice de refração. Este problema pode ser minimizado pela redução do conteúdo de alumínio e aumento do conteúdo de flúor; contudo, esse último conduz à separação de fase. Em geral, os cimentos de ionômero de vidro com boas propriedades ópticas tendem a possuir características deficientes de presa. A translucidez de um material restaurador pode ser descrita e medida considerando-se o seu inverso ⎯ opacidade. Opacidade é definida como sendo zero para um material transparente e 1,0 para um material branco opaco. A opacidade, ou relação de contraste, é definida como a proporção entre a intensidade da luz refletida por um material quando colocado contra um fundo escuro e aquela obtida para um fundo branco de reflectividade conhecida (70% no caso dos cimentos odontológicos). Esta não é uma propriedade absoluta do material, pois depende da sua espessura e da distribuição do espectro da luz visível incidente. Tal propriedade, denominada C0,70 (Cap. 18), dá valores médios para o esmalte e a dentina de 0,39 e 0,70, respectivamente. As primeiras formulações dos cimentos de ionômero de vidro atingiam valores de C0,70 na faixa de 0,7 a 0,85. Elas foram melhoradas e agora estão se aproximando aos valores do esmalte, com valores de C0,70 de 0,4 para algumas formulações. A opacidade é afetada pela absorção de água, que causa uma diminuição na opacidade. Portanto, clinicamente, a restauração pode escurecer quando entra em contato com a saliva. Selecionar a cor e a translucidez apropriadas é uma tarefa difícil, pois são afetadas pelas propriedades ópticas do material subjacente. Em algumas ocasiões, a translucidez tem que ser sacrificada lançando-se mão de um material relativamente opaco com o objetivo de mascarar uma subestrutura particularmente escura. Nesses casos, os cimentos de ionômero de vidro podem se mostrar particularmente benéficos. Mesmo que a combinação inicial da cor e da translucidez entre o esmalte e o cimento de ionômero de vidro

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seja importante, também é importante que essa boa combinação seja mantida no ambiente severo que é a cavidade bucal. A perda da qualidade estética da restauração pode surgir pelo manchamento que, se for excessivo, poderá ser considerado como falha clínica e necessitar substituição. Os cimentos de ionômero de vidro parecem ser menos suscetíveis ao manchamento que os cimentos de silicato, que os precederam. Isso foi atribuído à adesão superior entre a matriz e o vidro do cimento de ionômero de vidro, quando comparada à adesão entre a resina e a carga no compósito. Contudo, os compósitos melhoraram consideravelmente nos últimos anos e agora são menos suscetíveis ao manchamento superﬁcial. O manchamento das margens em torno dos cimentos de ionômero de vidro também se mostrou bem menos pronunciado que das resinas compostas. Isso pode ser um reﬂexo da excelente adesão que pode ser obtida entre um cimento de ionômero de vidro e os tecidos dentários. Um outro fator contribuinte pode ser a contração de presa dos CIVs, que é consideravelmente menor que a das resinas. De fato, os cimentos de ionômero de vidro tomam presa por uma reação ácido-base mediada por ligações cruzadas das cadeias de poliácido, que inerentemente produz menos contração que a polimerização. Por isso, tensões interfaciais locais geradas serão menores, e a adesão possui uma melhor chance de sobrevivência.

Solubilidade Devido à sua alta solubilidade, os silicatos odontológicos tinham a reputação de perda do material na boca. Em alguma extensão, isso pode ser atribuído ao preparo e à manipulação incorretos, mas é uma característica inerente de todos os cimentos odontológicos e, como tal, os cimentos de ionômero de vidro não são exceção. Contudo, esse aspecto negativo do comportamento do material pode ser minimizado por uma apreciação dos mecanismos envolvidos e pela adoção de uma técnica clínica apropriada. Os processos que levam à perda de material são complexos, e existem muitas variáveis envolvidas, tais como a composição do cimento, a técnica clínica usada e a natureza do ambiente. A perda de material de um cimento de ionômero de vidro pode ser classiﬁcada em três categorias principais: ■ ■ ■

dissolução do cimento imaturo; erosão a longo prazo; e abrasão.

A dissolução do cimento imaturo ocorre antes do material ter tomado presa totalmente, o que pode levar até 24 horas. A proteção temporária por uma camada de nitrocelulose, metil metacrilato ou resina amida atuando como um verniz seria suﬁciente para minimizar tal efeito. Esta proteção deve sobreviver por pelo menos uma hora, pois leva muito tempo para o cimento de ionômero de

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

vidro obter as propriedades que são alcançadas quando está totalmente reagido. No momento, existe muita controvérsia sobre a qualidade e a duração da proteção oferecida pelos diferentes vernizes disponíveis, e alguns clínicos defendem o uso de uma resina ativada por luz sem carga, pois ela dará uma proteção mais prolongada. Uma alta proporção pó/líquido ajuda, porque acelera o processo de presa, enquanto que uma fina mistura tem o efeito contrário e também afeta adversamente as propriedades mecânicas (Fig. 2.3.4). Tendo o cimento tomado presa totalmente (em geral dentro de 2 a 3 dias; manifestado por uma queda brusca da quantidade de material desprendido na água), tal forma particular de perda de material cessará. Desse ponto em diante, a perda de material pode ser considerada a longo prazo, já que é em função das condições no meio bucal. A perda do material a longo prazo pode surgir tanto do ataque ácido quanto da abrasão mecânica. Isso é muito surpreendente, uma vez que a principal aplicação dos cimentos de ionômero de vidro é a restauração de lesões surgidas por causa do efeito combinado do ácido e da abrasão. O potencial de ataque ácido tende a ser bastante marcado nas regiões de estagnação, tais como em torno da margem gengival. Aqui, a placa se acumula e um ambiente altamente ácido se desenvolve devido à formação de ácido lático. Os cimentos de ionômero de vidro são mais resistentes a tal forma de ataque que os cimentos de silicato, como indicado por uma redução na extensão das marcas superficiais. Os cimentos de ionômero de vidro são usados extensivamente em aplicações, onde estarão sujeitos à abrasão mecânica, como a escovação. Sua resistência à abrasão é deficiente, o que limita a sua aplicação a condições de baixa tensão e certamente impede o seu uso como material restaurador permanente para dentes posteriores. Um teste in vitro, no qual amostras de cimentos foram inseridas em pequenos suportes e submetidas a um jato líquido consistindo em um ácido diluído, tentava verificar a perda de material por uma combinação de abrasão e ataque ácido. Usando esse método, as indicações são de que os cimentos à base de ácido poliacrílico são mais resistentes à abrasão/erosão que os cimentos à base de ácido maleico. No entanto, deve-se lembrar que essa observação é baseada num teste laboratorial e seria necessário ser confirmado clinicamente antes que sua validação possa ser estabelecida.

Liberação de Flúor O fato de que os cimentos odontológicos se dissolvem no meio bucal é considerado um efeito adverso, pois leva à degradação do material. Contudo, o ﬂúor também é liberado, e acredita-se que isso aumenta signiﬁcativamente a resistência à formação de lesões de cárie do esmalte adjacente à restauração. Ainda é um assunto de debate se

a liberação de ﬂúor ou outros fatores (p. ex., a liberação de outros íons, as propriedades antibacterianas e a capacidade adesiva) exercem um papel importante nas características anticariogênicas dos cimentos de ionômero de vidro. Todavia, têm sido feitas tentativas para conferir tal propriedade aos amálgamas e compósitos, assim como também para os cimentos de ionômero de vidro. É um dilema interessante para o dentista fazer a escolha entre um cimento de ionômero de vidro ou um compósito, com o primeiro sendo deﬁnitivamente mais fraco, mas promovendo alguma proteção dos tecidos circundantes, e o último sendo mais estável e mais forte, mas não fornecendo tal proteção.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA O cimento de ionômero de vidro é um material de inserção em uma única porção, que libera ﬂúor e que é intrinsecamente adesivo.

APLICAÇÕES CLÍNICAS Deve ser apreciado, do exposto, que os cimentos de ionômero de vidro são designados para se adequarem a uma grande variedade de aplicações, com sua abrangência englobando materiais com propriedades amplamente diferentes. Portanto, embora eles sejam baseados nos mesmos princípios destacados anteriormente, cada formulação possui características que a tornam mais adequada para uma aplicação particular, e é importante que não sejam confundidas. As várias aplicações estão listadas na Tabela 2.3.3, mas apenas os materiais restauradores estéticos serão considerados neste capítulo.

Materiais Restauradores da Cor do Dente Apresentação Os materiais estão disponíveis em três formulações: ■ ■ ■

os sistemas tradicionais pó-líquido com os poliácidos em uma solução aquosa; os sistemas anidros com o ácido ressecado incorporado no pó; versões encapsuladas.

As últimas versões requerem ativação da cápsula e mistura num amalgamador, o que assegura uma proporção pó:líquido precisa, que não diferem das obtidas para as cápsulas de amálgama. Algumas propriedades de alguns cimentos de ionômero de vidro de cor do dente são mostradas na Tabela 2.3.4. As diferenças não são realmente suﬁcientes para sugerir que um material seja superior ao outro.

CIMENTOS DE IONÔMERO DE VIDRO E CIMENTOS DE IONÔMERO DE VIDRO MODIFICADOS POR RESINA

Tabela 2.3.3 Aplicações clínicas dos cimentos de ionômero de vidro Materiais restauradores da cor do dente Lesões de abrasão e erosão Lesões de classe III envolvendo a exposição de dentina radicular Lesões oclusais na dentição decídua Restaurações temporárias anteriores e posteriores Reparo de margens coronárias Bases e materiais para forramento cavitário Cimento de base sob compósitos, amálgamas e cerâmicas Regularização de retenções Cimentação de coroas e pontes

A principal característica de todos esses materiais é a sua baixa resistência à tração diametral, que é uma indicação da sua baixa resistência à tração. Portanto, os cimentos de ionômero de vidro não devem ser usados em locais onde estarão sujeitos a altas cargas de tração, tais como restauração de bordo incisal, substituição de cúspide ou núcleos retidos a pino. Em situações que a restauração estiver totalmente apoiada ao redor por tecido dentário, o cimento de ionômero de vidro estará protegido (até um certo grau) das cargas de tração. O tamanho das partículas do pó de vidro garante a obtenção de uma proporção pó:líquido muito alta e se reﬂete na resistência à compressão e à tração diametral desses materiais. (Essas resistências são muito maiores que as dos agentes cimentantes e as dos cimentos forradores descritos posteriormente.) Isso também afeta a solubilidade, que é reduzida conforme a proporção pó:líquido é aumentada. Existem diferenças nos tempos de trabalho e de presa dos diferentes cimentos: alguns possuem tempos de presa mais curtos que outros (o que é desejável na limitação da solubilidade precoce), mas o tempo de trabalho é também muito reduzido, o que pode representar um problema para alguns clínicos.

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mas as mudanças recentes na formulação resultaram numa melhora acentuada. A escolha da cor do material restaurador deve ser realizada antes do isolamento do dente ou de qualquer forma de preparo. A cor do lençol de borracha, quando usado, altera a cor do dente. Tal mudança na cor é aumentada ainda mais quando o esmalte é desidratado durante o isolamento. Para a restauração de lesões que envolvem uma extensa quantidade da superfície vestibular, o uso dos cimentos de ionômero de vidro pode não fornecer um resultado esteticamente adequado, e o uso dos compósitos deve ser considerado. Contudo, para aqueles pacientes que são conhecidos por possuir um alto índice de cárie, pode ser melhor sacriﬁcar um pouco da qualidade estética dos compósitos em preferência à proteção do ﬂúor conferida pelos cimentos de ionômero de vidro. Um outro aspecto da estética dos cimentos de ionômero de vidro é a observação de que existe uma alteração de cor durante o processo de presa. Geralmente, a cor se torna um pouco mais escura após o material ter tomado presa totalmente do que no momento da colocação. Acredita-se que tal escurecimento esteja associado ao aumento na translucidez durante a reação, que pode levar até 24 horas para se desenvolver.

Preparo Cavitário A qualidade adesiva dos cimentos de ionômero de vidro determina que uma abordagem ultraconservadora deve ser adotada. Isso signiﬁca que é necessária uma remoção mínima de estrutura dental, enfatizando que não é necessária a remoção adicional dos tecidos dentários para a provisão de retenções adicionais ou cauda de andorinha. Contudo, em situações que as restaurações podem estar sujeitas a alta tensão, alguma retenção pode ser vantajosa. No caso de substituição de restaurações, a restauração original deve ser removida cuidadosamente sem remover nenhum tecido dentário, a menos que esteja cariado. As margens cavo-superﬁciais devem terminar em 90° e não serem biseladas.

Seleção da Cor

Isolamento

A qualidade estética dos cimentos de ionômero de vidro da cor do dente já foi considerada uma desvantagem,

Embora os cimentos de ionômero de vidro sejam materiais hidrofílicos, é recomendável que um cuidadoso iso-

Tabela 2.3.4 Resistência à compressão e a tração diametral de uma variedade de cimentos de ionômero de vidro para restauração disponíveis comercialmente Material (fabricante)

Resistência à compressão (MPa)

Resistência à tração diametral (MPa)

Chemﬁll-II (De Trey)

230

Ketac-Fil (ESPE)

170

Legend (SS White)

220

Opus-Fil (DSD)

220

RGI (Rexodent)

220

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

lamento do campo operatório seja realizado. A presença de sangue ou saliva não só impedirá a formação de uma forte adesão, mas também levará à contaminação da restauração, reduzindo, portanto, a resistência de união e a estética. Um cimento de ionômero de vidro bemcolocado não deve falhar adesivamente, pois a adesão à dentina e ao esmalte é pelo menos tão forte quanto à resistência coesiva do cimento.

Preparo das Superfícies Dentinárias A natureza da superfície dentinária varia de local para local, com a distinção principal sendo entre a dentina cortada após a remoção da cárie e a dentina esclerótica.

Lesões de Abrasão/Erosão As lesões na região cervical necessitam ser restauradas para fornecer proteção direta da polpa, impedir o desenvolvimento de sensibilidade pulpar e melhorar a aparência. Como os cimentos de ionômero de vidro são adesivos, não é necessário fazer nenhum preparo ou realizar retenções na dentina. O preparo antes da colocação do material deve envolver apenas a limpeza e o condicionamento da superfície dentinária. O procedimento de limpeza deve ser realizado esfregando uma pasta de pedra-pomes e água por apenas alguns segundos com uma taça de borracha macia ou escova rotatória, com o objetivo de remover qualquer contaminante superﬁcial, tais como placa ou película, que encubra a superfície dentinária. A superfície deve ser lavada cuidadosamente para remover qualquer resíduo. Um condicionador consistindo em uma solução aquosa de ácido poliacrílico pode ser aplicado à superfície por 30 segundos, esfregando levemente com uma bolinha de algodão. Este procedimento assegurará que a superfície seja limpa, mas também resultará em alguma abertura dos túbulos dentinários. Alguns podem argumentar que a exposição dos túbulos dentinários é contraindicada, pois ela aumenta a permeabilidade dentinária, aumentando então a probabilidade de uma reação pulpar. Provavelmente isso não é um problema no caso de pacientes que não possuem histórico de sensibilidade, pois os túbulos devem estar esclerosados, com deposição de dentina secundária. No entanto, para aqueles pacientes com sensibilidade, o tratamento ácido da superfície dentinária não deve ser executado. Existe ainda alguma controvérsia sobre a necessidade da aplicação prévia de ácido poliacrílico na superfície dentinária. Alguns estudos mostraram que isso melhora a resistência de união à dentina, enquanto que outros mostraram que não possui efeito algum. Classe III, Classe V e Outras Lesões Cariosas Não é necessário limpar as cavidades com pedra-pomes e água no caso de lesões cariosas, pois as superfícies se compõem de dentina recentemente exposta. Contudo, existe ainda a lama dentinária a se considerar, que está presente em qualquer preparo cavitário. Como a lama dentinária está fortemente aderida à dentina subjacente, os resíduos

superﬁciais devem ser removidos, mas de forma a evitar a abertura dos túbulos dentinários. Novamente, o uso do ácido poliacrílico é recomendado. Uma variedade de outros condicionadores dentinários tem sido preconizada de tempos em tempos (p. ex., ácido cítrico, EDTA e cloreto férrico), mas eles não devem ser aplicados na dentina recém-cortada pelas mesmas razões já mencionadas. O condicionador dentinário mais simples e eﬁcaz parece ser o ácido poliacrílico.

Proteção Pulpar A crescente aplicação dos cimentes de ionômero de vidro nos últimos anos levantou alguns problemas interessantes como a toxicidade pulpar associada a tais materiais e se um material de forramento deve ser usado ou não. Se o cimento estiver em contato direto com a polpa, isto resultará numa zona localizada de necrose pulpar, que inibe a reparação cálcica. Contudo, naqueles casos em que existe uma camada dentinária residual, ocorrerá a formação da ponte de dentina. Se a cavidade for muito profunda e houver a possibilidade de microexposição pulpar, então é recomendável a colocação do hidróxido de cálcio como forramento sobre os locais mais próximos da polpa das cavidades preparadas mecanicamente antes da inserção do cimento de ionômero de vidro. Sugere-se que a potencial causa da sensibilidade pulpar quando são usados os cimentos de ionômero de vidro seja devida às diferenças nas técnicas de manipulação do cimento ou também a outros fatores desconhecidos relacionados ao paciente. Ainda assim, não está claro o que origina o pequeno número de casos de sensibilidade pulpar, nem está claro que papel a contaminação ou invasão bacteriana pode ter. Baixos níveis de bactérias estão associados aos cimentos de ionômero de vidro mais do que aos cimentos de fosfato de zinco ou de policarboxilato de zinco. Isso pode ocorrer porque os cimentos de ionômero de vidro aplicados como materiais de forramento possuem um grande efeito antimicrobiano. Contudo, para todos os tipos de cimento de ionômero de vidro (incluindo os cermets de prata), é recomendável o forramento dentinário, especialmente se o dente estiver sintomático ou se o preparo cavitário estiver particularmente profundo. Existem situações em que uma pequena quantidade de cárie pode ser deixada nas partes mais profundas do preparo, quando houver o risco de microexposição pulpar se ela for removida. A habilidade do hidróxido de cálcio em ativar a formação de dentina secundária e sua alcalinidade são de grande valor nessas circunstâncias. Contudo, tal material deve ser usado comedidamente para assegurar que a máxima quantidade de dentina permaneça exposta para adesão do cimento de ionômero de vidro. Em geral, se houver alguma dúvida sobre a espessura de dentina remanescente, é aconselhável forrar a cavidade recém-preparada com hidróxido de cálcio. Para a dentina esclerótica, geralmente não é necessário usar

CIMENTOS DE IONÔMERO DE VIDRO E CIMENTOS DE IONÔMERO DE VIDRO MODIFICADOS POR RESINA

uma base cavitária de hidróxido de cálcio, e o uso de ácido cítrico ou fosfórico deve ser evitado.

Dosagem, Manipulação e Inserção Para os sistemas pó/líquido, deve-se tomar muito cuidado para garantir que a quantidade correta de pó seja misturada no líquido. É importante que as instruções do fabricante sejam seguidas cuidadosamente. Leves batidas no frasco antes do uso garantirão que o pó não ﬁque compactado. O excesso de pó deve ser removido com uma espátula, e não contra a borda do frasco. O pó deve ser espatulado rapidamente no líquido em no máximo dois incrementos. O tempo máximo de mistura é 20 segundos. A incorporação inicial de uma grande quantidade de pó deve ser evitada, pois isso dará o aspecto de que a mistura está satisfatoriamente espessa embora a proporção pó:líquido esteja muito baixa. No caso das cápsulas pré-dosadas, elas devem ser sacudidas antes da ativação. A mistura deve ser realizada num amalgamador de alta velocidade, operando tipicamente em torno de 4.000 rpm, por um período de 10 segundos. Todo o processo de ativação, mistura e aplicação deve ser realizado sem qualquer demora. A contaminação dos materiais restauradores com saliva deve ser evitada durante a inserção, presa e acabamento. A cavidade e a área circunjacente devem estar secas, embora a desidratação excessiva não deva ocorrer.

Acabamento e Polimento Após a presa do material pelo tempo necessário, a matriz pode ser removida, e a restauração deve ser imediatamente protegida da contaminação ou desidratação, cobrindo-a com um verniz à prova d’água. O melhor acabamento superficial é obtido nesse estágio, e a remoção do excesso de material será prejudicial ao acabamento. No entanto, é praticamente impossível colocar um cimento de ionômero de vidro sem depois ter que realizar um desgaste e polimento. O excesso grosseiro pode ser aparado com uma lâmina de bisturi. Como o material ainda está muito fraco e a adesão aos tecidos dentários é fraca, o processo de corte deve ser realizado da restauração em direção ao dente e não no sentido contrário. Foi demonstrado que o uso de instrumentos manuais para escultura pode danificar a integridade marginal da restauração. De fato, um fabricante especificamente recomenda que não sejam usados instrumentos manuais. Foi sugerido que, após a presa inicial, o acabamento deve ser realizado com instrumentos rotatórios, tais como uma pedra branca, ou discos flexíveis lubrificados com algum lubrificante, como a vaselina. O uso do spray de água nessa etapa não é recomendado, pois o material está ainda altamente solúvel. O acabamento final não deve ser realizado, e é melhor deixar para a próxima visita do paciente, de preferência dentro de 24 horas. Uma série de estudos demonstrou que se o acabamento for realizado logo após oito minutos, a superfície

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resultante será muito deficiente quando se usam discos abrasivos, rodas de borracha abrasiva, brocas de tungstênio/carbide ou pedras brancas, mesmo na presença da vaselina. Essa situação pode mudar com os mais recentes materiais de presa rápida, mas até então o acabamento imediato dos cimentos de ionômero de vidro é contraindicado. Após 24 horas o material está suficientemente geleificado para se realizar o acabamento final usando-se tanto uma ponta diamantada de granulação fina, como uma broca de tungstênio/carbide de 12 lâminas. Isso deve ser executado na presença de uma boa quantidade de água para evitar desidratação, que agora é possível, pois a suscetibilidade imediata de dissolução na água diminuiu. O polimento final pode ser realizado com uma variedade de discos abrasivos, novamente na presença de água. Seja qual for o método utilizado, não é possível se obter um acabamento superficial liso num cimento de ionômero de vidro. Isto ocorre devido ao tamanho grande da partícula de vidro usada na produção desses cimentos.

Proteção da Superfície O uso de um verniz é importantíssimo. Em geral são recomendadas soluções de resina natural (Copal) e sintéticas (acetato de celulose) dissolvidas num solvente orgânico, como éter, acetona ou clorofórmio. Os vernizes de poliuretano, que se polimerizam em contato com a água e a nitrocelulose (esmalte de unha), são alternativas menos permeáveis e menos solúveis. As resinas adesivas de esmalte ativadas por luz ou os adesivos dentinários que são fornecidos com os compósitos promovem um efeito selador particularmente eficiente que dura o suficiente para oferecer a proteção necessária. A desvantagem do seu uso é que pode permanecer uma pequena saliência, especialmente na margem gengival, que deverá ser tratada num estágio posterior. Também, eles sofrem inibição pelo oxigênio, por isso a camada superficial permanece grudenta. Contudo, se for aplicada apenas uma fina camada, ela será facilmente removida. O problema pode ser superado pelo uso de uma fita matriz, mas isto é muito trabalhoso de se usar. O polimento posterior deve ser realizado dentro de 24 horas. O uso de lubrificantes ou géis como a vaselina oferece pouca proteção, pois são facilmente removidos pela ação dos lábios e da língua. Ao se realizar outros procedimentos restauradores, as restaurações de ionômero de vidro colocadas há um certo tempo ainda necessitam ser protegidas da desidratação durante qualquer procedimento de isolamento prolongado do campo operatório. Esse é especialmente o caso quando se usa o lençol de borracha, pois a desidratação do cimento pode ser muito pronunciada e a contração resultante pode levar à fratura da restauração. Portanto, todas as restaurações de cimento de ionômero de vidro, coroas, margens de inlays e cermets devem ser protegidas com uma fina camada de verniz.

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Desempenho Clínico

IMPORTÂNCIA CLÍNICA

As primeiras aplicações dos cimentos de ionômero de vidro sempre foram como material restaurador para o tratamento de lesões de abrasão e erosão e como agente cimentante de coroas, pontes e inlays. Com o advento de materiais mais novos e melhores, o seu uso está sendo estendido para incluir restaurações classe III, restaurações oclusais (principalmente em dentes decíduos), material para núcleo de preenchimento e cimento forrador adesivo sob restaurações com compósitos. O grande interesse da avaliação clínica dos cimentos de ionômero de vidro foi centrado em torno do seu uso como material restaurador. A sua facilidade de colocação num só incremento, as suas qualidades adesivas e a sua proteção dada pelo flúor são vistas como vantagens importantes sobre os compósitos esteticamente mais agradáveis. Visto que há bem poucas publicações sobre o desempenho clínico dos cimentos de ionômero de vidro em restaurações classe III e V, seria difícil, se não impossível, tirar muitas conclusões desses dados. Uma compilação dos resultados do desempenho de restaurações classe V é mostrada na Figura 2.3.12. Em muitos dos estudos realizados, houve pouca preocupação em relação à proporção pó:líquido exata para os primeiros materiais que surgiram, bem como a necessidade de proteção durante o longo período de presa. Portanto, os altos índices de insucesso relatados em tais estudos podem ser em consequência do uso de técnicas impróprias ou inadequadas para esses materiais em particular. Estudos mais recentes relataram uma taxa de retenção consistentemente mais alta para as restaurações de cimento de ionômero de vidro, em que existe principalmente confiança na sua adesão ao esmalte e dentina, confirmando a união retentiva que é formada entre o cimento de ionômero de vidro e os tecidos dentários.

Em relação às taxas de retenção clínica das restaurações adesivas de classe V, os cimentos de ionômero de vidro mostraram uma união consistentemente durável aos tecidos dentários.

Embora não sejam recomendados para restaurações classe II em adultos, os cimentos de ionômero de vidro têm sido usados com algum sucesso em dentes decíduos posteriores. É necessário o mínimo preparo cavitário, e o selamento marginal e a liberação de ﬂúor compensam em certo grau a vida útil limitada de tais restaurações, que são aceitáveis quando usadas para suprir uma necessidade de curto prazo. Resultados muito promissores estão sendo obtidos na dentição decídua com os novos CIVs de alta viscosidade, algumas vezes referidos como CIVs condensáveis. A viscosidade maior foi atribuída à adição de ácido poliacrílico ao pó e a um tamanho de grão reduzido (aproximadamente 3 μm). Uma das principais atrações desses materiais é a característica de manipulação, parecida com o amálgama. Embora suas propriedades de resistência sejam pouco diferentes daquelas dos CIVs convencionais, a sua resistência à abrasão parece ser superior aos CIVs convencionais, o que foi atribuído ao tamanho de partícula reduzida do vidro. Os exemplos comerciais desses materiais incluem: PRODUTO CHEMFLEX Fuji IX HI-FI KETAC-MOLAR

FABRICANTE Dentsply, Weybridge, UK GC UK, Ltd, Newport Pagnell, UK Shofu, Tonbridge, UK ESPE UK Ltd, Knutsford, UK

CERMETS DE PRATA 100

Percentual de perda

20 0 0

Anos Figura 2.3.12 Compilação dos dados da sobrevida de restaurações classe V restauradas com o cimento ASPA, retirados de publicações durante o período de 1977-1983.

Por sua natureza, o vidro é muito friável e tende a fraturar com relativa facilidade, quando comparado com os metais. A ideia é que a incorporação de prata no vidro aumente a tenacidade do material resultante por atuar como um absorvedor de tensões e melhorar as características do desgaste. Isso é atribuído tanto ao aumento na tenacidade do material como ao coeﬁciente de fricção muito baixo da superfície, com a prata conferindo um acabamento metálico polido. Quanto às outras propriedades do material, tal como resistência à compressão, resistência à ﬂexão e solubilidade, os cermets de prata não parecem melhores que os cimentos de ionômero de vidro. Naturalmente, os cermets de prata possuem a capacidade de aderir ao esmalte e à dentina no mesmo grau que os cimentos de ionômero de vidro. Assim como com os cimentos de ionômero de vidro, é recomendado

CIMENTOS DE IONÔMERO DE VIDRO E CIMENTOS DE IONÔMERO DE VIDRO MODIFICADOS POR RESINA

que seja aplicado um condicionador de superfície tal como o ácido poliacrílico à dentina antes da colocação do cimento.

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IMPORTÂNCIA CLÍNICA O desempenho clínico dos cermets de prata é tal que o seu uso continuado é contraindicado.

Composição e Apresentação Os cermets de prata estão disponíveis tanto na composição pó-líquido, apresentada em dois frascos separados que têm que ser misturados manualmente, como em cápsulas pré-dosadas que devem ser colocadas num amalgamador de alta velocidade. Em algumas formulações, o pó é apresentado como uma mistura simples de vidro e prata, enquanto que em outras a prata é incorporada no pó de vidro. O último é produzido de uma mistura de vidro e prata em volumes iguais (17,5/82,5% em peso). O tamanho da partícula de prata é de cerca de 3–4 μm. A mistura é formada em bolinhas e então sinterizadas a 800°C até o vidro e a prata se fundirem juntos e formarem uma mistura consolidada. A substância sólida sinterizada é então triturada para produzir o tamanho de partícula correto para a mistura e manipulação. As partículas são arredondadas pelo processo de trituração, o que ajuda na mistura com o poliácido. Portanto, cada partícula consiste em uma mistura de partículas de vidro e de prata intimamente unidas uma à outra pelo processo de sintetização. Além do mais, é adicionado aproximadamente 5% de Ti2O, para melhorar a estética, pois atua como um agente branqueador. O líquido consiste em uma solução aquosa de um copolímero de ácido acrílico e/ou maleico (37%) e ácido tartárico (9%). A resistência ao desgaste dos cermets de prata é adequada para cavidades classe I pequenas, e qualquer outra maior deve ser tratada com cuidado. Informações não publicadas sugerem que os cermets não suportam o desgaste em restaurações amplas com múltiplas superfícies. Portanto, seu uso está muito limitado ao tratamento de lesões cariosas iniciais. Por causa da grande quantidade de prata nas partículas de pó, a restauração final é suficientemente radiopaca para permitir facilmente a detecção de cárie recorrente. Assim como com os cimentos de ionômero de vidro, a liberação de flúor também ocorre com os cermets, o que fornece proteção ao esmalte adjacente à restauração. Contudo, existe evidência para sugerir que a liberação de flúor dos cermets de prata não é tão alta quanto a dos CIVs e que esses materiais não fornecem o mesmo grau de proteção contra lesões de cárie como fazem os CIVs. Os cermets de prata não corresponderam à expectativa, especialmente em restaurações oclusais da dentição decídua. O seu desempenho foi tal que a continuação do seu uso é questionável, especialmente à luz das contínuas melhorias feitas nos CIVs convencionais e a introdução dos CIVs modificados por resina.

CIMENTOS DE IONÔMERO DE VIDRO MODIFICADOS POR RESINA Algumas das principais desvantagens dos cimentos de ionômero de vidro são: ■ ■ ■ ■

tempo de trabalho curto e tempo de presa longo; baixa resistência e baixa tenacidade; aparecimento de fendas devido a desidratação; e baixa resistência ao ataque ácido.

Com o advento das resinas compostas ativadas por luz, os dentistas começaram a se queixar de que as características de manipulação dos CIVs estavam longe do ideal. Ainda assim, o material continuava a ser usado por causa da sua liberação de flúor e das propriedades adesivas. Os fabricantes almejaram melhorar as propriedades de manuseio dos CIVs pela incorporação de uma resina que se polimerizaria sob a ação da unidade polimerizadora de luz azul. Esses são os materiais conhecidos como CIVs modificados por resina. Embora algumas vezes também sejam denominados CIVs híbridos ou ativados por luz, tais termos devem ser desencorajados porque não são suficientemente específicos e podem ser confundidos com alguns materiais como os compômeros.

Composição O material é apresentado como um sistema de pó-líquido, com o pó consistindo em um vidro radiopaco de ﬂúor-alumínio-silicato e um líquido ativado por luz mantido em um frasco escuro (para proteger da luz ambiente) ou na forma de cápsula. A composição do líquido varia de produto para produto, mas em geral é uma solução aquosa de monômeros hidrofílicos, por exemplo, hidroxietil metacrilato (HEMA), ácido poliacrílico ou um copolímero do ácido poliacrílico com alguns grupos metacriloxi pendentes, ácido tartárico e um iniciador ativado por luz. A escolha da resina é limitada pelo fato de que os CIVs são materiais à base de água e por isso a resina necessita ser solúvel em água. O HEMA é um monômero hidrofílico muito efetivo nesse aspecto e se dissolve prontamente na água.

Reação de Presa A reação de presa ácido-base é essencialmente a mesma dos cimentos de ionômero de vidro e é iniciada quando o pó e o líquido são misturados. O material difere dos outros cimentos de ionômero de vidro no fato de que essa reação é muito mais lenta, promovendo um tempo de trabalho consideravelmente mais prolongado.

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

A presa rápida é fornecida pelo mecanismo de ativação por luz, causando a polimerização do HEMA, e, para os materiais contendo copolímero, promovendo ligações cruzadas adicionais por meio dos grupos metacrilato pendentes, como mostra a Figura 2.3.13. Uma vez misturado, o material polimerizará logo após 30 segundos de exposição à luz. Se não exposto à luz, o material poderá tomar presa em torno de 15 a 20 minutos. Deve-se observar que a reação de polimerização por luz precede a formação das pontes de sal de alumínio. Portanto, tais materiais continuarão a geleificar via reação ácido-base por algum tempo após o processo de polimerização ter sido completado. Alguns sistemas também são conhecidos por conter um processo de polimerização por reação de oxidação-redução, promovido por um ativador e um iniciador, nesse caso usando a tecnologia de microencapsulamento. Isso possui a vantagem de que se a luz da unidade polimerizadora não for capaz de penetrar toda a profundidade da restauração, a reação de oxidação-redução assegurará a polimerização do componente resinoso em toda a sua profundidade. Isto significa que não é necessária a inserção incremental dos CIVMRs para os sistemas contendo reação de oxidação-redução. Uma desvantagem com esse sistema é que ele não pode ser fornecido na forma encapsulada, pois as tensões de cisalhamento durante a mistura da cápsula, diferentemente da mistura manual, são insuficientes para quebrar as microesferas de vidro. Como uma nota de advertência, deve-se lembrar que podem ter alguns dos problemas inerentes associados aos compósitos ativados por luz, tais como a profundidade limitada de polimerização, que requer inserção

Luz

Figura 2.3.13 Combinação entre as ligações cruzadas ativadas por luz e endurecimento durante o processo de presa de um CIV modiﬁcado por resina.

incremental, e a contração de polimerização, que pode comprometer a adesão ao dente.

Propriedades A adição da química resinosa aos CIVs melhorou de forma significativa muitas das suas propriedades. Usando essa abordagem, as vantagens dos cimentos de ionômero de vidro, tais como a capacidade de aderir à dentina e ao esmalte e a liberação de flúor, foram combinadas com o tempo prolongado de trabalho e uma presa rápida, após a irradiação com luz visível. A restauração pode também ser polida imediatamente. Acredita-se que sua resistência intrínseca e superficial à dessecação e ao ataque ácido foi muito melhorada. A adesão ao esmalte e à dentina é boa, se não superior àquela dos cimentos de ionômero de vidro, pois os componentes resinosos conferem adicional resistência à tração ao cimento depois de pronto. Um exemplo típico das diferenças das propriedades entre os CIV e CIVMR de um mesmo fabricante é mostrado na Tabela 2.3.5. Uma desvantagem potencial com a incorporação do HEMA nesses sistemas é que relatou-se que o HEMA é citotóxico quando entra em contato com os tecidos da polpa dental e os osteoblastos. Portanto, é muito importante seguir os procedimentos necessários que garantirão que todo o HEMA seja polimerizado.

Aplicações Os cimentos de ionômero de vidro modificados por resina só foram introduzidos recentemente, e foram projetados especificamente como materiais restauradores diretos ou como bases ou materiais de forramento para uso sob compósitos, amálgamas e restaurações cerâmicas. Quando usado em conjunção com os compósitos, é obtida uma forte adesão entre o material de forramento e o compósito e não existe necessidade de condicionar a superfície do cimento de ionômero de vidro modificado por resina.

Tabela 2.3.5 Propriedades relativas de um cimento de ionômero de vidro (CIV) e de um cimento de ionômero de vidro modiﬁcado por resina (CIVMR) Propriedade

CIV

CIVMR

Tempo de trabalho

2 min

3 min 45 s

Tempo de presa

4 min

20 s

Resistência à compressão

202 MPa

242 MPa

Resistência à tração diametral

16 MPa

37 MPa

Resistência de união por 4,6 MPa cisalhamento ao esmalte bovino

11,3 MPa

Resistência de união por cisalhamento à dentina bovina

8,2 MPa

4,3 MPa

CIMENTOS DE IONÔMERO DE VIDRO E CIMENTOS DE IONÔMERO DE VIDRO MODIFICADOS POR RESINA

Tais materiais se tornaram muito populares e possuem o potencial de substituir os CIVs como materiais restauradores e muitos tipos de bases e forradores cavitários. Se eles são superiores ou não e substituirão os CIVs, apenas o tempo dirá. Contudo, as indicações prévias mostram que esses materiais são mais populares que os CIVs para forramento. Os CIVMRs também têm melhor desempenho que os CIVs tradicionais como materiais restauradores para dentes posteriores na dentição decídua e são comparáveis aos novos CIVs condensáveis. Alguns dos materiais restauradores mais recentes estão listados a seguir. PRODUTO FUJI-II-LC Improved VITREMER PHOTAC-FIL QUICK RESTORE-PF VLC

FABRICANTE GC UK, Ltd, Newport Pagnell, UK 3M/ESPE, Loughborough, UK 3M/ESPE, Loughborough, UK First Scientiﬁc Ltd, Abertillery, UK

Existem diferenças signiﬁcativas na composição e nas propriedades desses materiais. Os CIV modiﬁcados por resina se comportam de modo muito diferente um do outro, dependendo da quantidade e do tipo de elemento resinoso incorporado e dos mecanismos de polimerização empregados. Portanto, cada produto possuirá pro-

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priedades de manipulação que são mais adequadas em função apenas da seleção dos dentistas.

RESUMO Os cimentos de ionômero de vidro tiveram um impacto muito importante na odontologia restauradora. Uma grande variedade de formulações está agora disponível, projetada para uma ampla faixa de aplicações. Os novos CIVMRs são materiais com propriedades superiores. Contudo, essas melhorias são ainda insuﬁcientes para competirem com as resinas compostas em situações de altas tensões mastigatórias, tais como restauração de bordo incisal e restaurações oclusais posteriores na dentição permanente.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Os CIVs são imensamente melhores comparados com os cimentos originais tipo ASPA. Os cimentos de ionômero de vidro mostraram ser materiais dentários restauradores eﬁcazes e ainda são materiais dentários em evolução, como mostra a introdução recente dos CIVs compactáveis e dos CIVMRs, o que sugere que mais melhorias podem ser esperadas.

LEITURA COMPLEMENTAR Billington RW, Williams JA, Pearson GJ (1990) Variation in powder/liquid ratio of a restorative glass–ionomer cement used in dental practice. Br Dent J 169: 164 Chen H et al (2003) Interaction of dendrimers (artiﬁcial proteins) with biological hydroxyapatite crystals. J Dent Res 82: 443 Ellis J, Anstice M, Wilson AD (1991) The glass polyphosphonate cement: a novel glass–ionomer cement based on poly(vinyl phosphonic acid). Clin Mater 7: 41 Espelid I, Tveit AB, Tornes KH, Alvheim H (1999) Clinical behaviour of glass ionomer restorations in primary teeth. J Dent 27: 437 Frankenberger R, Sindel J, Kramer N (1997) Viscous glass– ionomer cements: a new alternative to amalgam in the primary dentition? Quintessence Int 28: 667 Kilpatrick NM, Murray JJ, McCabe JF (1995) The use of a reinforced glass–ionomer cermet for the restoration of

primary molars: a clinical trial. Br Dent J 179: 175 Knibbs PJ (1988) Glass–ionomer cement: 10 years of clinical use. J Oral Rehab 15: 103 Peumans M et al (2005) Clinical effectiveness of contempory adhesives: A systematic review of current clinical trials. Dent Mater 21: 864 Qvist V, Manschert E, Teglers PT (2004) Resin-modified and conventional glass ionomer restorations in primary teeth: 8-year results. J Dent 32: 285 Smales RJ, Ng KK (2004) Longevity of a resin-modified glass ionomer cement and a polyacid-modified resin composite restoring non-carious cervical lesions in a general dental practice. Aust Dent J 49: 196 Smith DC (1968) A new dental cement. Brit Dent J 125: 381 Wilson AD, Kent BE (1972) A new translucent cement for dentistry. Brit Dent J 132: 133–135

Esta pรกgina foi intencionalmente deixada em branco

Capítulo 2.4

MATERIAIS RESTAURADORES INTERMEDIÁRIOS

INTRODUÇÃO Uma grande variedade de materiais restauradores diretos (p. ex., amálgamas, resinas compostas, cimentos de ionômero de vidro e cimentos de ionômero de vidro modificados por resina) é colocada sobre a dentina, em íntima proximidade com a polpa. Já que a presença de uma restauração pode ter um efeito adverso na polpa, uma variedade de materiais, denominados materiais restauradores intermediários (MRIs), foi desenvolvida para ser aplicada na dentina antes da colocação do material restaurador. Estes materiais incluem vernizes cavitários, bases e materiais de forramento, e como eles devem ser mantidos no local permanentemente, estes materiais não devem ser confundidos com os materiais restauradores temporários. A distinção entre as bases e os forradores cavitários é que o primeiro consiste em uma mistura de material espessa que é colocada no corpo da cavidade, enquanto que o último é aplicado apenas como uma camada fina sobre a dentina exposta. A definição de um forrador cavitário é um selante dentinário com espessura menor que 0,5 mm e é capaz de promover a saúde pulpar pela adesão à estrutura dental ou por ação antibacteriana. Em contrapartida, a base é um substituto dentinário usado para minimizar a massa da restauração ou eliminar as irregularidades cavitárias. Seu papel pode ser protetor, paliativo ou terapêutico, quando aplicado sobre a dentina vital. A escolha por um verniz cavitário, base ou material de forramento requer a verificação da necessidade de proteção pulpar e de como o agente poderá interagir com o material restaurador escolhido para uma determinada situação clínica.

PROTEÇÃO PULPAR Para fazer a escolha correta de qual material restaurador intermediário utilizaremos para um determinado proce-

dimento restaurador, é importante entender a natureza e os mecanismos pelos quais os fatores adversos afetam a polpa. Foram identiﬁcadas três possíveis fontes de irritação pulpar: ■ ■ ■

estímulo térmico; estímulo químico; bactérias e endotoxinas.

A importância dos dois primeiros fatores foi reconhecida há algum tempo, porém mais recentemente foi demonstrado que o terceiro fator é provavelmente o mais importante na produção da irritação pulpar.

Estímulo Térmico No dente hígido, as mudanças de temperatura são conduzidas através do esmalte e da dentina até a polpa. Em seguida, as fibras nociceptivas aferentes podem ser termicamente estimuladas, desencadeando uma resposta dolorosa. Como um estímulo térmico direto da polpa é, contudo, improvável exceto quando se prepara uma cavidade ou quando ocorre geração direta de calor de uma reação exotérmica de um material restaurador quando este está muito próximo da polpa. Quando os túbulos dentinários são expostos, é possível que o fluido se movimente para dentro e para fora dos túbulos, denominado efeito hidrodinâmico. Este é o processo responsável pela sensibilidade da exposição radicular e é prontamente resolvido com o selamento da superfície radicular. É quase certo que o efeito hidrodinâmico também seja responsável pela dor de curta latência produzida pelo estímulo térmico de algumas pequenas restaurações de amálgamas. Se os túbulos dentinários estiverem abertos e houver a formação de pequenas fendas sob a restauração de amálgama, possivelmente devido à adaptação inadequada à parede cavitária, poderá ocorrer o movimento do fluido através dos túbulos, por causa da ação de abertura e de fechamento dessa fenda. Isto pode ocorrer como consequência da expansão ou contração do amálgama quando exposto a temperaturas extremas ou a aplicação

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

de cargas oclusais. Portanto, a colocação de um verniz ou de um ﬁno forramento na cavidade é feito com o objetivo de impedir o movimento do ﬂuido pela dentina, e não para atuar como um isolante térmico, como se pensava um tempo atrás.

Estímulo Químico A maioria dos materiais dentários que entra em contato com a dentina pode liberar componentes, que são considerados tóxicos à polpa, tanto pela sua estrutura química quanto pelo seu pH. As resinas acrílicas foram citadas como exemplos de materiais que causam reação pulpar quando colocadas sem um forramento. Contudo, testes de toxicidade sugerem que estes materiais são bem-tolerados pelos tecidos moles. As resinas acrílicas são extensivamente usadas como cimentos ósseos em próteses de quadril sem nenhuma reação inflamatória adversa. Isto sugeriria que outros fatores seriam responsáveis pela reação pulpar associada a esses materiais. Até recentemente, a maioria dos estudos da toxicidade pulpar dos materiais restauradores não considerava a influência da contaminação bacteriana, que agora é considerada como tendo um importante papel na produção da inflamação pulpar, como discutido a seguir. Isto não significa que não precisamos nos preocupar com a toxicidade química, como o baixo pH de alguns materiais, como os cimentos de fosfato de zinco e os de policarboxilato de zinco, que podem apresentar efeitos na polpa.

subjacente por um forramento adequado. No entanto, enquanto no passado pensava-se que o papel principal de um material restaurador intermediário fosse proteger a polpa da ação tóxica dos materiais restauradores, essa visão teve que ser modiﬁcada levando-se em consideração o papel das toxinas bacterianas. O uso dos materiais restauradores intermediários agora é proposto para: ■

■

A abordagem adesiva é agora tão importante que é tratada separadamente no Capítulo 2.5, de maneira que aqui consideraremos apenas os vernizes cavitários, as bases e os materiais para forramento. Primeiro, discutiremos a química desses materiais e, então, consideraremos qual poderá ser mais apropriado para as várias aplicações clínicas.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA O papel principal de um material forrador é proteger a polpa, fornecendo uma barreira contra as bactérias e prevenindo o movimento do ﬂuido pelos túbulos dentinários.

VERNIZES CAVITÁRIOS, BASES E MATERIAIS PARA FORRAMENTO

Bactérias e Endotoxinas Um assunto de considerável interesse e debate é o efeito da microinfiltração. Este termo descreve vagamente a penetração de fluidos orais e pequeno número de bactérias e seus subprodutos tóxicos entre o material restaurador e as paredes cavitárias. Esta percolação tem sido considerada uma fonte potencial de irritação pulpar. Em experimentos usando animais germ-free, foi demonstrado que a resposta pulpar a alguns materiais é consideravelmente diferente do que aquela observada em animais com uma flora microbiana normal. Por exemplo, os cimentos de fosfato de zinco não demonstram inflamação pulpar (e podem até apresentar alguma formação de ponte dentinária) quando colocados em polpas expostas na ausência de bactérias. Por sua vez, os animais do grupo controle mostraram inflamação pulpar grave e formação de abscesso. Outros materiais mostraram uma resposta inflamatória, mesmo nos animais germ-free, demonstrando que a toxicidade química ainda pode ser um fator importante em algumas circunstâncias. O aumento do entendimento do mecanismo da toxicidade pulpar não muda o fato de que alguns materiais danificam a polpa se não forem separados da dentina

eliminar o potencial da microinﬁltração bacteriana pelo uso de técnicas adesivas de forma que nenhuma fenda exista entre o material restaurador e o dente; apresentar uma barreira antibacteriana para as bactérias que inﬁltram de forma a proteger a polpa de suas toxinas.

Os principais grupos de materiais que se enquadram na categoria de bases e materiais de forramento são os seguintes: ■ ■ ■ ■ ■ ■

vernizes; cimentos de hidróxido de cálcio; cimentos à base de óxido de zinco; cimentos de ionômero de vidro; cimentos de ionômero de vidro modiﬁcado por resina; resinas fotopolimerizadas.

Vernizes Cavitários Apresentação e Composição Os vernizes cavitários consistem em um líquido límpido ou amarelado que contém resinas naturais, tais como copal, colofônia e sandáraca, ou resinas sintéticas sandarac, tal como o poliestireno. As resinas são dissolvidas em um solvente, como álcool, éter ou acetona, e são aplicadas no soalho cavitário com um pincel ou bolinha de algodão. O solvente é evaporado, deixando para trás

MATERIAIS RESTAURADORES INTERMEDIÁRIOS

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uma ﬁna camada de resina. Este processo pode ter que ser repetido até três vezes para assegurar uma camada uniforme de resina.

Nesses cimentos odontológicos, existe um excesso de pó, de forma que o material ﬁnal consiste em partículas de pó não reagidas unidas por uma matriz salina.

Aplicações

Cimentos de Óxido de Zinco e Eugenol

Seus principais usos são:

Dentro do grupo dos cimentos de óxido de zinco e eugenol, existe uma ampla variedade de formulações para diferentes aplicações.

■ ■

apresentar uma barreira à penetração de substâncias químicas; agir como uma barreira temporária à perda dos componentes da superfície do material restaurador.

Cimentos de Hidróxido de Cálcio Apresentação e Composição Este material é fornecido em duas pastas, uma branca e outra amarelo-clara. Uma pasta consiste em uma mistura de hidróxido de cálcio (50%), óxido de zinco (10%) e sulfonamida (40%). A outra pasta consiste em dissalicilato de butileno glicol (40%) com quantidades variadas de dióxido de titânio e sulfato de cálcio.

Reação de Presa Volumes iguais das duas pastas são misturados entre si por cerca de 30 segundos; o cimento toma presa em cerca de dois minutos. O processo de presa para estes materiais não foi completamente elucidado, mas se acredita que envolve uma reação de quelação entre o óxido de zinco e o dissalicilato de butileno glicol.

Propriedades Esses materiais possuem uma baixa resistência à compressão, tipicamente 20 MPa, mas é suﬁciente para suportar as pressões de condensação do amálgama dentário. O cimento recém-misturado é altamente alcalino, com um pH de 11-12. Acredita-se que isso seja responsável por uma importante característica dos cimentos de hidróxido de cálcio: sua habilidade de estimular a formação de dentina secundária pela polpa dental. Quando a pasta é colocada em contato com a polpa, possivelmente na presença de uma microexposição, causará uma camada tripla de necrose em torno de 1,5 mm de espessura. Isto em geral dá origem a uma camada calciﬁcada. Quando a ponte adquire o aspecto parecido com a dentina e a polpa é isolada de qualquer irritação, a formação de tecido duro cessa.

Cimentos à Base de Óxido de Zinco Os cimentos à base de óxido de zinco usados na odontologia são sistemas pó-líquido, com os pós sendo básicos, e os líquidos, ácidos. Quando são misturados, ocorre uma reação ácido-base com a fórmula geral: MO + H2A → MA + H2O base

ácido

sal

água

Óxido de Zinco e Eugenol Não Modiﬁcado É apresentado como um pó branco composto basicamente de óxido de zinco, mas contém até 10% de óxido de magnésio, que é misturado com um líquido límpido, composto de eugenol misturado com óleo de oliva ou com semente de algodão. Os óleos são adicionados para mascarar o gosto do eugenol e modiﬁcar a viscosidade.

Processo de Presa O cimento é misturado adicionando o pó ao líquido em pequenos incrementos até se obter uma consistência espessa; isto leva cerca de um minuto, e a proporção de pó:líquido é cerca de 3:1. O óxido de zinco, inicialmente, absorve algum eugenol, que fica confinado na camada superficial das partículas do pó e reage para formar uma matriz de eugenolato de zinco amorfo, como mostrado na Figura 2.4.1. Isso aglutina a porção não reagida do pó. Um traço de água é necessário para iniciar a reação de presa, mas, uma vez iniciada, ela é um subproduto da reação de presa. O material reagido contém também óxido de zinco e eugenol não reagidos. O material está disponível nos cimentos de reação de presa lenta e rápida. O cimento de presa lenta leva em torno de 24 horas para endurecer, e o cimento de presa rápida leva cerca de cinco minutos, embora isto dependa da natureza do pó, do tamanho da partícula e da adição de aceleradores, tais como acetato de zinco ou ácido acético.

Propriedades O cimento reagido possui um pH de 6,6 a 8 e possui praticamente nenhum efeito sobre a polpa quando colocado em cavidades profundas. A presença de eugenol livre possui um efeito sedativo sobre a polpa, e reduz a dor que pode ser associada às propriedades antibacterianas do cimento. Contudo, seu uso não é recomendado quando existe suspeita de exposição pulpar, pois ele é levemente irritante à polpa quando entra em contato direto com ela. Uma das principais desvantagens dos cimentos de óxido de zinco e eugenol é a sua alta solubilidade no ambiente da cavidade oral. O eugenol é constantemente liberado e, conforme vai se dissolvendo, o cimento gradualmente se desintegra. Os cimentos também possuem propriedades mecânicas baixas, com resistência compressiva de apenas 15 MPa. Isto, combinado com a alta solubilidade, torna-o inadequado como base ou material de forramento. O eugenol também é conhecido por inibir a polimerização das resinas, por isso os cimentos contendo eugenol não podem ser usados em conjunto com materiais restauradores resinosos.

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Figura 2.4.1 Reação de quelação do óxido de zinco com eugenol para formar um eugenolato de zinco.

Aplicações A versão de presa lenta é mais usada como material de selamento do canal radicular, com suas variadas modiﬁcações sendo discutidas com mais detalhe no Capítulo 2.6. A versão de presa rápida é usada principalmente nos curativos periodontais.

Óxido de Zinco e Eugenol Modificado Com o objetivo de superar algumas das limitações do cimento já descritas, as versões modificadas foram introduzidas. O objetivo era aumentar a resistência compressiva e reduzir a solubilidade. Essas modificações são apresentadas na forma de resinas adicionadas ao pó e/ou ao líquido, tais como: ■ ■

rosina hidrogenada a 10%, que é adicionada ao pó; poliestireno ou metil metacrilato, que é dissolvido no líquido.

Propriedades e Aplicações A resina adicionada aumenta a resistência compressiva para 40 MPa. Isso é suficientemente grande para o material ser usado como base ou forramento cavitário. O material também pode ser utilizado como material restaurador temporário, já que é menos solúvel na cavidade oral que os cimentos não modificados. Cimento EBA O cimento EBA é outro cimento de óxido de zinco e eugenol modificado, apresentado como um pó branco e um líquido de cor rosado. O pó consiste em óxido de zinco (60%-75%), quartzo fundido ou alumina (20%-35%) e rosina hidrogenada (6%). O líquido é 37% de eugenol e 63% de ácido etoxibenzoico (EBA). O EBA estimula a formação de uma estrutura cristalina, que confere uma maior resistência ao material após o final da presa. Propriedades e Aplicações Com as adições e modificações já descritas, uma melhora considerável na resistência compressiva (60 MPa) e na redução da solubilidade são obtidas. Isto torna os cimentos EBA adequados para o uso como material para forramento ou para restauração temporária.

Cimentos Forradores de Ionômero de Vidro e de Ionômero de Vidro Modiﬁcado por Resina Recentemente, o conceito de se usar cimentos de ionômero de vidro como forramento sob os compósitos ganhou ampla aceitação. O forramento de ionômero de vidro é capaz de aderir à dentina, e o compósito pode ser aderido ao cimento de ionômero de vidro e ao esmalte condicionado. Acredita-se que a capacidade de liberar ﬂúor fornece proteção adicional ao esmalte e à dentina adjacente à restauração. Uma ampla variedade de cimentos forradores de ionômero de vidro está atualmente disponível. Sua composição química foi discutida com detalhes no Capítulo 2.3. Esses materiais são todos radiopacos, o que é especialmente importante quando usados em regiões posteriores. Eles tendem a possuir tempo de trabalho e de presa mais curtos que as versões restauradoras, o que é adequado para a sua aplicação como material de forramento sob compósitos ou amálgamas, pois a presa rápida reduz o tempo de espera antes da colocação do material restaurador. Uma presa lenta seria desvantajosa, especialmente no caso da técnica com o compósito, que já consome muito tempo. É importante saber como a qualidade de adesão entre os cimentos de ionômero de vidro e os compósitos pode ser obtida. Para aqueles materiais de forramento que necessitam de condicionamento ácido da base de ionômero de vidro com ácido fosfórico para obter a adesão com a resina composta, o processo do condicionamento não deve levar mais de 20 segundos. O melhor método de condicionamento é usar um gel ácido viscoso em seringa. Ele pode ser cuidadosamente aplicado na superfície de esmalte por um período de 20 segundos; após, então, toda a superfície (incluindo o cimento de ionômero de vidro) é exposta ao condicionador por um tempo adicional de 20 segundos. Uma exposição excessiva do cimento de ionômero de vidro ao condicionador provoca rachaduras na superfície e penetração do ácido que é impos-

MATERIAIS RESTAURADORES INTERMEDIÁRIOS

sível de se remover com enxágue; isto pode desencadear dor pulpar ou sensibilidade. Isto também pode causar extensa fratura do material e é melhor ser evitado. É preferível usar uma resina de baixa viscosidade com o objetivo de se obter uma boa adesão entre o compósito e o cimento de ionômero de vidro. Os problemas práticos gerados pela necessidade do condicionamento diferencial podem ser completamente evitados usando-se forradores de cimento de ionômero de vidro modiﬁcados por resina, que não necessitam de condicionamento para aderirem à resina composta. Os exemplos típicos desses cimentos disponíveis comercialmente são apresentados a seguir. PRODUTO VITREBOND KETAS BOND VIRAGLASS LINER FUJIBOND LC

FABRICANTE (3M/ESPE, Loughborough, UK) (3M/ESPE, Loughborough, UK) (RULAR VIVADENT, Schaan, Liechtenstein) (GC UK Ltd, Newport Pagnell,UK)

Esses materiais de forramento possuem uma vantagem adicional de fornecer uma adesão mais forte entre o dente e a resina composta devido à sua maior resistência coesiva em relação aos forradores de cimento de ionômero de vidro. Os cimentos de ionômero de vidro modiﬁcados por resina estão se tornando populares, enquanto o uso dos cimentos de ionômero de vidro como forradores está em declínio.

Resinas Fotopolimerizadas Uma variedade de materiais para forramento e bases cavitárias à base de resina apareceu no mercado, entretanto o seu papel é ainda obscuro. O objetivo com esses materiais parece ser combinar as vantagens da fotoativação com alguns dos efeitos terapêuticos da liberação de cálcio ou flúor. Os materiais incluídos nesse grupo são as resinas Bis-GMA contendo hidróxido de cálcio, as resinas fosfonadas contendo vidros que liberam flúor e as resinas Bis-GMA contendo hidróxido de cálcio e vidros que liberam flúor. Como estes materiais diferem dos compósitos fotoativados (outras que não apenas a natureza da carga) não está claro. Como as cargas estão envolvidas na resina, seus efeitos nos tecidos circunjacentes são discutíveis, embora as resinas possam ser suficientemente permeáveis para permitir a liberação de parte do hidróxido de cálcio e de flúor. Ainda assim, esses materiais não mostraram nenhuma vantagem particular sobre as outras tantas bases e forradores disponíveis, e é improvável que os substituam, especialmente porque eles têm sido substituídos pelos cimentos de ionômero de vidro modificados por resina e pelos agentes adesivos dentinários mais atuais.

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ESCOLHA DOS MATERIAIS RESTAURADORES INTERMEDIÁRIOS Amálgamas A escolha do material restaurador intermediário antes da colocação de uma restauração de amálgama depende se a profundidade da cavidade formada pela lesão de cárie é rasa, média ou profunda.

Cavidades de Profundidade Rasa Em cáries de profundidade rasa, a cavidade deve ser preparada apenas na profundidade suficiente para fornecer um corpo de amálgama adequado. A dentina não deve ser removida desnecessariamente (para criar espaço para um material de forramento), pois existe dentina suficiente para atuar como isolante térmico. O material de forramento também não deve ser colocado na cavidade em espessura tal que o amálgama fique em espessuras muito finas, tornando-o propenso a fraturas de corpo. Nessa situação, a polpa necessita de proteção apenas contra o movimento do fluido no interior dos túbulos dentinários originado pela pressão oclusal, pela expansão térmica do metal e pelo ingresso de bactérias pelos túbulos dentinários. O método mais comum é aplicar uma fina camada de verniz sobre toda a superfície dentinária. O verniz sela efetivamente os túbulos dentinários, prevenindo o movimento do fluido e reduzindo o potencial de microinfiltração. Embora o verniz possa por fim se dissolver (possuindo apenas poucos μm de espessura), a deposição gradual dos produtos de corrosão do amálgama ajuda a selar as margens e promover uma barreira antibacteriana. Todavia, a cinética deste processo nunca foi realmente confirmada e os vernizes cavitários foram criticados for oferecer um isolamento deficiente, não fornecendo nem mesmo um filme, falta de atividade biológica, adesão insuficiente e tendo alta solubilidade. Para uma restauração de amálgama bem adaptada com margens apertadas, foi sugerido que qualquer forma de base sob o amálgama é desnecessária.

Cárie Dentinária de Profundidade Média Quando a cárie se estende além do que pode ser considerada uma cavidade rasa, existe a possibilidade de estímulo térmico direto à polpa; isto é especialmente verdade, no caso de uma polpa inflamada quando os limiares de temperatura são reduzidos. Não há necessidade de estimular o crescimento de dentina reparadora, pois isso já deve ter ocorrido em resposta ao ataque carioso. Também, qualquer inflamação diminuirá, se os estímulos irritantes (isto é, bactérias e toxinas da cárie) forem removidos. Um cimento de óxido de zinco e eugenol modificado seria uma boa escolha em tais situações, pois o eugenol possui efeito sedativo sobre a polpa inflamada e elimina qualquer bactéria residual na

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

cavidade. As propriedades térmicas isolantes destes materiais são mais que adequadas. Finalmente, um verniz cavitário é aplicado porque nem toda a dentina exposta será necessariamente coberta pelo material forrador.

Cárie Profunda Em situações em que a exposição pulpar é eminente, geralmente se considerada desejável deixar algum tecido cariado cárie no soalho da cavidade em vez de arriscar uma exposição. No entanto, isto não é possível, se a lesão de cárie tiver progredido para o estágio onde não puder ser remineralizada. É possível distinguir entre a dentina cariosa que remineralizará e a dentina cariada irreversível, porque a primeira é de remoção mais difícil com os instrumentos manuais ou pode ser visualizada usando uma solução evidenciadora de cárie. O cimento de hidróxido de cálcio deve ser colocado primeiro nas partes mais profundas da cavidade. Isto encorajará a formação de dentina reparadora e ajudará a remineralizar a dentina cariosa. A base isolante térmica de óxido de zinco e eugenol pode, então, ser colocada por cima, seguida de um verniz cavitário. Contudo, um problema que existe é que, em dado momento, os fluidos orais podem penetrar através da interface e iniciar a dissolução do cimento de hidróxido de cálcio. A fenda que se forma aumentará o risco de sensibilidade e infiltração marginal. Apesar de tudo que foi dito, o uso de forradores sob amálgama tornou-se um tópico de controvérsia considerável. Nos anos 1980, Osborne sugeriu que as bases e os materiais de forramento sob as restaurações de amálgama são desnecessários. Todavia, muitos estudos demonstraram que a cárie recorrente é um dos principais contribuintes da falha das restaurações de amálgama. É possível que a etiologia da cárie dentária recorrente associada às restaurações de amálgama tenha mudado com o passar do tempo. A ocorrência de qualquer mudança no padrão da cárie dentária seria racionalmente esperada, como resultado da melhor orientação na higiene oral, uso extensivo de flúor tópico e acesso à água fluoretada de abastecimento nos últimos 20 anos. Também, foi relatado por Mahler e Marantz que quase nenhuma cárie recorrente foi observada em torno das restaurações de amálgama com alto teor de cobre. É possível que o padrão da cárie também tenha alterado por causa dos avanços dos amálgamas de alto teor de cobre comparados com os amálgamas tradicionais?

Compósitos Um compósito totalmente polimerizado possui pouca citotoxicidade, e a inflamação pulpar sob as restaurações destes materiais ocorre principalmente devido à infiltração de micro-organismos e endotoxinas. Para superar o problema da microinfiltração, uma variedade de técnicas adesivas foi desenvolvida, três das quais são utilizadas atualmente: ■

condicionamento ácido do esmalte;

■ ■

base adesiva de cimento de ionômero de vidro/cimento de ionômero de vidro modiﬁcado por resina; e agentes adesivos dentinários.

O condicionamento ácido do esmalte assegurará um bom selamento marginal e atualmente é uma rotina na colocação de material restaurador em resina composta. Com o intuito de evitar a sensibilidade pós-operatória, é importante obter não apenas o selamento marginal, mas também a adesão da restauração ao soalho e às paredes cavitárias, pois caso contrário poderá ocorrer à sensibilidade pós-operatória devido à presença da fenda que dará origem ao efeito hidrodinâmico. Isso pode ser superado com a adesão da resina composta à dentina, tanto pelo uso de um cimento de ionômero de vidro ou cimento de ionômero de vidro modiﬁcado por resina na chamada técnica do sanduíche ou pelo emprego de um agente adesivo dentinário.

Restaurações do Bordo Incisal e Selantes de Fissura Se o procedimento restaurador envolve somente o esmalte, assim como em pequenas restaurações de bordo incisal ou selantes de ﬁssura, uma base cavitária ou material de forramento não é necessária. O preparo cavitário envolve apenas o uso da técnica do condicionamento ácido que quase elimina qualquer microinﬁltração e é descrita com mais detalhes no Capítulo 2.4.

Restauração Preventiva de Resina É uma restauração mínima onde pode haver uma pequena quantidade de dentina exposta. Como as margens dessa restauração estão totalmente em esmalte, o uso da técnica do condicionamento ácido assegura um bom selamento marginal. Portanto, parece não haver necessidade de proteger a superfície dentinária dos efeitos da microinfiltração. Além disso, o compósito é um excelente isolante térmico, de forma que não há necessidade de se preocupar com o estímulo térmico da polpa. Contudo, o uso do condicionador de ácido fosfórico na dentina exposta não é recomendado, pois a camada protetora de lama dentinária que é formada na dentina cortada (bloqueando muitos dos túbulos dentinários) é removida pela solução ácida, reabrindo os túbulos. A consequência disso é um grande aumento da permeabilidade dentinária. Portanto, é importante proteger a superfície dentinária do ácido. Uma variedade de opções está disponível para essa finalidade. Os vernizes de resina natural e os cimentos de óxido de zinco e eugenol não devem ser usados, pois interferem com a polimerização da resina composta. Em contrapartida, vernizes sintéticos (tais como o poliestireno) podem ser usados. Se uma cavidade condicionada e biselada é preparada, toda a cavidade e a superfície dentária devem ser cobertas por uma fina camada de verniz. O bisel será, então, realizado deixando somente a superfície desgastada do esmalte para ser exposta ao ácido. Todavia, esse processo deixa uma boa

MATERIAIS RESTAURADORES INTERMEDIÁRIOS

parte da restauração não unida. Como observado, outra opção é o uso de um forrador de cimento de ionômero de vidro ou de cimento de ionômero de vidro modiﬁcado por resina, com o último em geral sendo a escolha mais popular por causa da sua presa controlada. Com os aperfeiçoamentos dos agentes adesivos dentinários, mais e mais dentistas empregam este procedimento como o método preferido. Isso atua de maneira similar aos vernizes (pois protege a dentina do ácido), mas a adesão à dentina também é obtida. A combinação da adesão ao esmalte pela técnica do condicionamento ácido e a adesão dentinária com um agente adesivo dentinário deve eliminar qualquer possibilidade de ocorrência de microinﬁltração nestas restaurações rasas. Os diferentes tipos de agentes adesivos dentinários e os seus mecanismos de ação são tratados com mais detalhe no próximo capítulo.

Lesões Cariosas Proximais e Oclusais Devido ao tamanho dessas restaurações e ao fato de que nem todas as margens podem estar confinadas ao esmalte, existe uma probabilidade maior de microinfiltração levando a uma inflamação pulpar. A provisão de um selamento marginal se torna muito mais difícil quando a margem esta subgengival e envolve a dentina radicular. Enquanto que a técnica do condicionamento ácido para a adesão em esmalte dos compósitos é muito eficaz, o mesmo não pode ser dito para os procedimentos adesivos dentinários. Portanto, não é indicado confiar apenas na união dos agentes adesivos dentinários para fornecer um selamento hermético em torno de todas as margens da restauração. De fato, tem-se que assumir que a microinfiltração ocorrerá e é inevitável. O hidróxido de cálcio é o melhor material de forramento para se usar em tais situações. No entanto, ele deve ser usado economicamente de forma que apenas uma pequena quantidade de dentina seja coberta, deixando a maior quantidade de dentina disponível para adesão. Os materiais de forramento de ionômero de vidro apresentam um problema, pois podem produzir uma leve inflamação pulpar em cavidades recém-preparadas. Atualmente, uma opção mais popular tem sido o uso de um cimento forrador de ionômero de vidro modificado por resina.

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Embora a união adesiva à dentina limite a microinﬁltração, as bactérias foram encontradas em fendas sob o material. Essas bactérias não foram afetadas pelo material, já que ele possui pouca ou nenhuma ação antibacteriana. Portanto, é prudente proteger quaisquer áreas próximas da polpa com um cimento de hidróxido de cálcio antes da colocação do material de forramento de ionômero de vidro e a restauração de resina composta.

Lesões de Abrasão/Erosão Visto que este tipo de lesão envolve uma grande extensão da dentina, a resina composta necessita ser aderida à dentina via um agente adesivo dentinário ou um forrador de cimento de ionômero de vidro. Quando um material de forramento de ionômero de vidro é aplicado à dentina que estava exposta há algum tempo (como nas lesões de abrasão), a dentina secundária que se deposita parece proteger a polpa. Nessa situação, o cimento de ionômero de vidro pode ser aplicado diretamente sobre a dentina e então coberto com resina composta pela técnica do sanduíche. Até recentemente, isso parecia ser o método mais eﬁcaz para aderir a resina composta à dentina do que o uso de um agente adesivo dentinário. Contudo, deve ser observado que tem havido rápidas melhorias nos agentes adesivos dentinários e a qualidade da adesão como indicada pelas taxas de retenção dos agentes dentinários adesivos de 3 passos está começando a atingir aquelas dos cimentos de ionômero de vidro.

Cimentos de Ionômero de Vidro e Cimentos de Ionômero de Vidro Modiﬁcados por Resina Os mesmos argumentos já destacados para os materiais forradores de cimento de ionômero de vidro e de ionômero de vidro modiﬁcado por resina aplicam-se aos materiais de restauração. Como o material de forramento geralmente não é indicado, exceto nos casos em que a cavidade é muito profunda e pode haver a possibilidade de microexposições da polpa, nesse caso um cimento de hidróxido de cálcio pode ser necessário (Cap. 2.6).

LEITURA COMPLEMENTAR Baratieri LN et al (2002) Effect of pulp protection technique on the clinical performance of amalgam restorations: threeyear results. Oper Dent 27: 319 Fisher FJ, McCabe JF (1978) Calcium hydroxide base materials: an investigation into the relationship between chemical structure and antibacterial properties. Brit Dent J 144: 341 Gordan VV, Mjor IA, Hucke RD, Smith GE (1999) Effect of different liner treatments on postoperative sensitivity of amalgam restorations. Quintessence Int 30: 55 Hilton TJ (1996) Cavity sealers, liners and bases: Current philosophies and indications for use. Oper Dent 21: 4

Mahler DB, Marantz RL (1980) Clinical assessments of dental amalgam restorations. Int Dent J 30: 327 Øilo G (1984) Early erosion of dental cements. Scand J Dent Res 92: 539 Osborne JW (1980) Dental amalgam: Clinical behaviour up to eight years. Oper Dent 5: 9 Peumans M et al (2005) Clinical effectiveness of contempory adhesives: A systematic review of current clinical trials. Dent Mater 21: 864 Smith DC (1971) Dental cements. Dent Clin N Am 15: 3 Wilson AD (1978) The chemistry of dental cements. Chem Soc Revs 7: 265

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Capítulo 2.5

ADESÃO AO ESMALTE E À DENTINA

INTRODUÇÃO O desenvolvimento da abordagem adesiva na odontologia restauradora trouxe muitas vantagens, tais como: ■ ■ ■ ■ ■ ■

melhoria da estética; conservação do tecido dentário; reforço da estrutura dental enfraquecida; redução da inﬁltração marginal; redução do potencial para sensibilidade pulpar; e uma grande variedade de técnicas.

Uma grande variedade dos sistemas adesivos foi introduzida nos últimos anos, muitos dos quais não sobreviveram ao teste do tempo. Tais adesivos foram incapazes de satisfazer as exigências estritas que são necessárias para um adesivo dental. O adesivo dental deve: ■ ■ ■ ■ ■

promover alta resistência de união com o esmalte e a dentina; promover uma união imediata e durável; prevenir o ingresso de bactérias; ser de uso seguro; e ser simples de usar.

Os sistemas adesivos que sobreviveram ao teste do tempo incluem: ■

■

a técnica do condicionamento ácido para adesão das resinas ao esmalte que, agora é extensivamente usada na colocação de resinas compostas e compômeros em dentes anteriores e posteriores e compômeros, próteses adesivas, facetas e bráquetes ortodônticos; os cimentos de ionômero de vidro e os cimentos de ionômero de vidro modiﬁcado por resina, com sua capacidade de aderir tanto ao esmalte quanto à dentina em restaurações adesivas diretas, atuando como bases adesivas sob compósitos restauradores e como agentes cimentantes de restaurações indiretas.

Por comparação, os agentes adesivos dentinários possuem uma história turbulenta. Muitos vieram e se

foram, mas em cada estágio do desenvolvimento houve melhoras signiﬁcativas. Provavelmente, alguns dos sistemas adesivos dentinários hoje comercializados sobreviverão ao teste do tempo. O porquê de alguns materiais e técnicas terem sobrevivido e outros desaparecido é devido à necessidade de requisitos que o adesivo precisa ter para ser capaz de aderir a uma variedade de materiais (p. ex., compósitos, metais, cerâmicas) e a dois substratos muito diferentes, denominados esmalte e dentina. Os princípios da adesão já foram discutidos no Capítulo 1.10 e os aspectos da adesão dos cimentos de ionômero de vidro já foram tratados no Capítulo 2.3. Portanto, neste capítulo, apenas serão considerados os métodos de aderir os compósitos e as resinas ao esmalte e à dentina com os sistemas adesivos dentinários.

ADESÃO AO ESMALTE Estrutura do Esmalte O esmalte é o tecido calcificado mais denso do corpo humano e é único, pois é formado extracelularmente. É uma estrutura heterogênea, na qual o esmalte humano maduro consiste de 96% de mineral, 1% de material orgânico e 3% de água por peso (Tabela 2.5.1). A fase mineral é constituída de milhões de pequenos cristais de hidroxiapatita, Ca10(PO4)6(OH)2, que estão intimamente compactados na forma de prismas, mantidos unidos por uma matriz orgânica. Devido à substituição iônica (p. ex., fluoretos), a apatita do esmalte não possui a mesma porcentagem de cálcio: flúor da hidroxiapatita teoricamente pura (1,6:1), sendo em geral na média de 2:1 por peso. Os prismas possuem a forma de bastões alongados de aproximadamente 5 μm de diâmetro, possuindo uma seção transversal típica em forma de buraco de fechadura, com uma cabeça e cauda. Os prismas são alinhados perpendicularmente à superfície dentária, como mostra a Figura 2.5.1.

143

144

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Tabela 2.5.1 Composição típica do esmalte e da dentina Esmalte Peso % Orgânico

Vol. % 2

Dentina Peso % 2

Vol. % 30

Inorgânico

Água

Figura 2.5.1 Estrutura prismática do esmalte.

Os cristais de hidroxiapatita são hexágonos achatados, como mostra a Figura 2.5.2, e, por causa da sua estrutura, não é possível obter uma compactação perfeita. Os espaços deixados entre os cristais são ocupados por água e material orgânico. A maior parte da água está intimamente ligada à estrutura do esmalte e não é facilmente removida com a secagem. A camada superﬁcial do esmalte tende a possuir um conteúdo orgânico maior do que as camadas profundas, e é protegida por uma camada de película, que possui cerca de 1 μm de espessura.

Técnica do Condicionamento Ácido Devido à sua estrutura complexa, a superfície do esmalte pode ser modificada pela aplicação de condicionadores ácidos. A importância e o aproveitamento potencial disto foram propostos primeiramente por Buonocore, em 1995, quando descobriu que poderia tornar a superfície do esmalte mais suscetível às técnicas adesivas modificando-a com a aplicação de uma solução de ácido fosfórico. A partir daí, a técnica do condicionamento ácido para adesão dos compósitos restauradores ao esmalte foi desenvolvida. Seu efeito principal é o aumento da rugosidade superficial do esmalte a nível microscópico (Fig. 2.5.3), aumentando a energia da superfície, que melhora o molhamento (veja a seguir). Um grande defeito dos compósitos é que eles não possuem qualidades adesivas intrínsecas com os tecidos dentários, pois as resinas são essencialmente não polares.

Figura 2.5.2 Estrutura e compactação dos cristais de apatita do esmalte.

A modificação da superfície do esmalte pelo condicionamento ácido permite a formação de uma íntima união micromecânica entre o esmalte e o componente resinoso do compósito, desde que haja uma próxima adaptação no nível molecular. Essa descoberta permitiu a introdução de uma grande variedade de técnicas restauradoras que não eram possíveis anteriormente, tais como selamento de fissuras, adesão direta de bráquetes ortodônticos, próteses adesivas de resina e facetas laminadas. Muitos estudos contribuíram para a compreensão da relação entre o esmalte condicionado e as resinas, de forma que atualmente a técnica do condicionamento ácido é parte integrante dos procedimentos restauradores com os compósitos. Como mencionado, a aplicação de uma solução muito ácida (como o ácido fosfórico) ao esmalte possui o efeito de modificar as características da superfície, por meio de duas formas importantes. 1. O processo do condicionamento aumenta a rugosidade da superfície do esmalte. Quando o ácido fosfórico é aplicado na superfície do esmalte, uma reação ácido-base é iniciada, que causa da dissolução da hidro-

ADESÃO AO ESMALTE E À DENTINA

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Figura 2.5.3 Micrograﬁa eletrônica de varredura da superfície do esmalte após o condicionamento por 40 segundos com solução de ácido fosfórico a 35%.

Periferia condicionada

é na faixa de 34-38 mJ.m–2. O esmalte não tratado possui energia de superfície menor que esse valor e, portanto, não possuindo as condições ideais para promover um adequado molhamento. Normalmente, a superfície do esmalte é coberta por uma camada de película que possui uma energia de superfície muito baixa (28 mJ.m–2). Essa camada é removida pelo ácido e expõe a superfície subjacente do esmalte com sua alta energia de superfície e, portanto, alta reatividade (42 mJ.m–2). A resina se adaptará bem a essa superfície com alta energia superﬁcial, desde que ela esteja completamente seca. O embricamento micromecânico assegurará que a resina não se separará do esmalte. Desta forma, a adesão ao esmalte com a técnica do condicionamento ácido é de natureza essencialmente mecânica.

Núcleo condicionado

Figura 2.5.4 O efeito do ácido fosfórico no esmalte na remoção da periferia ou núcleo dos prismas.

xiapatita e diferentes fenômenos tópicos podem surgir. Eles incluem a perda predominante da periferia dos prismas de esmalte, como mostra a Figura 2.5.3; a perda predominante do núcleo dos prismas; e um padrão no qual não existe evidência específica de estrutura prismática. Estes padrões de condicionamento são mostrados esquematicamente na Figura 2.5.4. O efeito geral é o aumento da rugosidade superficial e, portanto, da área de união, tornando possível aderir a essa superfície por um processo de embricamento micromecânico. A rugosidade superficial aumentada oferece como vantagem adicional a melhoria da adesão por meios químicos por causa do aumento da área da superfície, embora sejam ligações secundárias. 2. O ácido possui o efeito de aumentar a energia da superfície do esmalte pela remoção dos contaminantes superficiais. Isso promove um melhor molhamento do adesivo na superfície do esmalte (Cap. 1.10). Tipicamente, a tensão superficial de uma resina adesiva

Procedimento Clínico As características do aumento da rugosidade superficial e a aumentada molhabilidade da resina usando a técnica do condicionamento ácido do esmalte superficial combinam a oportunidade de oferecer uma excelente união entre o compósito e o esmalte. Todavia, assim como em qualquer técnica aparentemente simples, enganos são facilmente cometidos, a menos que o operador siga estritamente as regras para se obter a adesão. As várias etapas da técnica do condicionamento ácido podem ser identificadas como as seguintes: ■ ■ ■

seleção do paciente; proﬁlaxia do esmalte; e aplicação do condicionador.

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Seleção do Paciente A primeira regra para se obter uma boa união é que as superfícies a ser aderidas devem estar livres de contaminantes. Se a superfície estiver contaminada por água ou saliva, uma boa adesão entre o compósito e o esmalte não será obtida. A natureza altamente polar dos contaminantes superﬁciais evitará que a resina não polar se adapte intimamente à superfície do esmalte. A melhor abordagem para a prevenção da contaminação da superfície do esmalte é usar o isolamento absoluto. Isto nem sempre será possível e, naqueles casos em que o isolamento absoluto não puder ser usado, não é aconselhável adotar uma abordagem adesiva. A seleção adequada do paciente pode evitar esses problemas. Em particular, a técnica do condicionamento ácido do esmalte não deve ser usada em pacientes mentalmente deﬁcientes, crianças de difícil controle e pacientes muito idosos.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A técnica do condicionamento ácido não deve ser utilizada em pacientes que não suportam procedimentos muito demorados.

Profilaxia do Esmalte Assim como em qualquer junta adesiva, é importante que a superfície do substrato esteja completamente limpa. A superfície do esmalte é coberta com uma camada de película e, possivelmente, também por uma camada de placa. Tais camadas precisam ser removidas antes do processo do condicionamento. Enquanto que a fina camada de película pode ser removida pelo ácido, não é possível remover os depósitos espessos de placa dessa maneira. Se esta limpeza não for realizada, a resina aderirá efetivamente aos contaminantes superficiais e não ao esmalte. A limpeza do esmalte superficial é mais bem-realizada com uma pasta de pedrapomes e água, aplicada com escova rotatória por uns 30 segundos. É bom evitar o uso de pastas profiláticas comerciais, pois elas podem conter alguns componentes, tais como óleos, que podem permanecer na superfície do esmalte. Isto reduzirá o molhamento da resina na superfície do esmalte. Uma vez que a superfície esteja limpa, ela deve ser completamente lavada e seca para remover todos os resíduos.

Aplicação do Condicionador Diversas pesquisas foram realizadas para avaliar o melhor método de condicionar a superfície do esmalte. Com o dente seco e apropriadamente isolado da saliva, a solução aquosa do condicionador de ácido fosfórico pode ser aplicada no esmalte com uma bolinha de algodão. Uma observação interessante e importante é

que existe uma relação inversa entre a eﬁciência do condicionamento e a concentração do ácido fosfórico. Altas concentrações de ácido fosfórico não são tão efetivas em produzir o padrão ideal de condicionamento como as baixas concentrações. A concentração ótima parece estar na faixa de 30%-50%. Concentrações excessivamente altas de ácido fosfórico tendem a apresentar uma mínima alteração na superfície do esmalte, possivelmente porque a baixa concentração de água causa a rápida saturação da solução pelos subprodutos da reação, diminuindo a taxa de dissolução. Logo, as soluções de ácido fosfórico fornecidas com os cimentos de fosfato de zinco não devem ser utilizadas, pois a concentração é muito alta (concentração aproximada do ácido é de 65%). É importante que a superfície do esmalte não seja esfregada durante o processo do condicionamento, pois os prismas de esmalte que se apoiam na superfície são muito friáveis ou frágeis e se quebram sob a menor carga. A ação de esfregar leva a fratura de todos esses prismas, inviabilizando a formação dos sulcos e das ﬁssuras para compor os prolongamentos de resina. Também é importante que todo o ácido fosfórico e os subprodutos gerados da reação durante o processo do condicionamento sejam removidos. Frequentemente, isto é realizado de forma negligente ou apressada. O procedimento a ser adotado é lavar a superfície do esmalte com quantidade abundante de água, seguida de spray de água-ar por pelo menos 20 segundos. Se forem usados roletes de algodão para isolar os dentes, estes deverão ser substituídos para assegurar um campo seco. O processo de secagem é igualmente crítico, já que o objetivo é atingir uma superfície de esmalte perfeitamente seca.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Como a água é altamente polar, a resina não polar não se adaptará a uma superfície de esmalte umedecida.

A remoção dos grupamentos de hidroxila da superfície no procedimento de secagem melhora o molhamento da resina no esmalte e permite que ela escoe facilmente pela superfície e por dentro de todas as ﬁssuras e sulcos produzidas pelo processo do condicionamento. É importante assegurar-se de que a mangueira de ar que é usada para secagem esteja livre de qualquer contaminante como óleo e égua. O esmalte condicionado e seco deve ter uma aparência opaca, esbranquiçada e levemente áspera.

Aplicação de Resinas Sem Carga Quando a resina é aplicada a uma superfície de esmalte seca e bem-condicionada, ela facilmente penetrará por

ADESÃO AO ESMALTE E À DENTINA

todas as irregularidades superﬁciais e formar prolongamentos de resina que penetram o esmalte numa profundidade de até 30 μm. Isto produz uma união muito efetiva, pelo mecanismo de embricamento micromecânico. Embora as opiniões sejam divididas, é recomendável, no consenso, que seja aplicada uma resina de baixa viscosidade (isto é, uma resina Bis-GMA sem carga ou algum dos muitos sistemas adesivos dentinários disponíveis) à superfície do esmalte antes da colocação do compósito. A razão para o uso de tal resina adesiva intermediária é que a baixa viscosidade do agente adesivo facilita a melhor penetração nos espaços microscópicos do esmalte condicionado comparativamente à alcançada com a inserção direta do compósito. A molhabilidade da resina composta é tão boa quanto a da resina de baixa viscosidade, porém a alta viscosidade do compósito impede o seu fácil espalhamento pela superfície do esmalte. Além disso, a viscosidade do compósito é suﬁcientemente alta de modo que pode causar uma ponte entre os picos condicionados do esmalte, causando o enclausuramento de ar. Isso possui o duplo efeito de criar uma zona de inibição da polimerização da resina e um defeito interfacial, que pode ser uma subsequente fonte de uma falha adesiva.

Resistência de União Se o procedimento anterior for realizado com diligência, uma adesão eficiente entre o esmalte e o compósito será criada. Naquelas situações em que ocorre a falha da união, ela pode ser geralmente atribuída a uma técnica clínica deficiente. Clinicamente, a adesão ao esmalte não representa um problema. O íntimo embricamento micromecânico entre o esmalte condicionado e a resina é tal que se torna impossível separar a resina do esmalte sem causar fratura de um ou outro. Contudo, isso não significa que o fracasso das restaurações aderidas em esmalte não ocorrerá, visto que a falha coesiva do adesivo ou da restauração pode ainda ocorrer. Igualmente, as restaurações metálicas ou cerâmicas podem falhar na adesão devido à falta de união entre a resina e tais materiais restauradores. Quando ocorre uma falha adesiva, é muito importante estabelecer onde a fratura teve origem, já que isso indica qual componente foi o mais frágil neste sistema de união.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Se ocorrer uma falha de união na interface adesiva entre o esmalte e a resina, então, é mais que provável que tenha havido contaminação da superfície do esmalte antes da colocação da resina.

147

ADESÃO À DENTINA Estrutura da Dentina A dentina é composta de aproximadamente 70% de matéria inorgânica, 20% de material orgânico e 10% de água por peso (Tabela 2.5.1). O material inorgânico é principalmente a hidroxiapatita, e o material orgânico é predominantemente colágeno. Um aspecto característico da dentina é o arranjo dos túbulos dentinários que atravessam toda a espessura. A presença desses túbulos torna a dentina permeável às drogas, substâncias químicas e toxinas, que podem se difundir pela dentina e lesionar a polpa. A composição heterogênea da dentina torna-a um substrato particularmente difícil para união com um adesivo. Um segundo problema é que a pressão diferencial entre a polpa e o soalho dentinário causa o bombeamento do fluido para fora dos túbulos dentinários, de forma que não é possível criar uma superfície dentinária seca. A secagem vigorosa da dentina pode provavelmente resultar em dano irreversível da polpa vital e, portanto, não é uma opção. No caso de uma lesão de abrasão/erosão, a superfície dentinária em geral consiste em dentina esclerótica coberta por uma camada de película, placa e possivelmente cálculo. É importante que esses contaminantes superficiais sejam removidos antes do procedimento adesivo. Tal remoção é facilmente conseguida com a aplicação de pedra-pomes e água. Verifica-se então se a superfície está livre de qualquer contaminante e pronta para o procedimento adesivo. No entanto, a superfície dentinária ainda está coberta por uma camada de dentina desorganizada conhecida como camada de lama dentinária (Fig. 2.5.5). A lama dentinária consiste essencialmente em uma camada gelatinosa superficial de proteína coagulada, de espessura em torno de 0,5 a 5 μm. Ela é, via de regra, altamente contaminada por bactérias do processo carioso e contém resíduos dos instrumentos cortantes. Portanto, os problemas com a adesão dentinária podem ser resumidos da seguinte maneira: ■ ■ ■ ■

a dentina é hidrofílica, enquanto que a maioria dos adesivos é hidrofóbica; a dentina é um tecido vital; a dentina consiste tanto em material inorgânico como em orgânico; e a dentina é coberta por uma camada de lama dentinária.

Componentes dos Sistemas Adesivos Dentinários Com base nos conceitos dos primers e agentes de união, como discutido no Capítulo 1.10, pode-se considerar que os sistemas adesivos dentinários possuem três componentes essenciais:

148

■ ■ ■

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

um primer; um agente de união; um selante.

Na literatura odontológica, os primers normalmente são chamados de condicionadores dentinários e consistem em uma variedade de ácidos que alteram a aparência superﬁcial e as características da dentina. Os agentes de união são na realidade os componentes que realizam a união, mas são geralmente descritos na literatura odontológica e pelos fabricantes como primers. A função do selante é escoar pelos túbulos dentinários e selar a dentina por meio da produção de uma camada superﬁcial rica em metacrilatos, que promoverá a união com a resina do compósito. Esse componente é muitas vezes denominado resina ou adesivo. Este último termo é especialmente confuso já que é o agente de união que promove a união. Essa mistura de terminologia dos vários componentes dos agentes adesivos dentinários contribui para a confusão geral em torno deles. Nas discussões seguintes sobre os sistemas adesivos dentinários, usaremos a terminologia que é comumente usada na literatura odontológica, condicionadores dentinários, primers e selantes, com a intenção de não aumentar a confusão. Posteriormente, discutiremos como estes vários componentes podem ser misturados com o objetivo de produzir formulações mais fáceis de usar.

Papel do Condicionador Dentinário, Primer e Selante Condicionadores Dentinários O papel do condicionador dentinário é modiﬁcar a camada de lama dentiná-

ria que é formada na dentina pela ação de corte da broca durante o preparo cavitário ou por exposição aos abrasivos, tais como creme dental, em lesão de cárie de superfície lisa e lesões de abrasão/erosão. Uma das principais características diferenciais dos sistemas adesivos dentinários é a variedade dos condicionadores dentinários que tem sido usada no decorrer do tempo. Nela estão incluídos o ácido maleico, EDTA, ácido oxálico, ácido fosfórico e ácido nítrico. O que eles têm em comum é que todos são ácidos e modificam a camada da lama dentinária em graus variados. A aplicação de um ácido na superfície dentinária produz uma reação ácido-base com a hidroxiapatita. Isto causa a dissolução da hidroxiapatita e resulta na abertura dos túbulos dentinários e na criação de uma camada superficial desmineralizada de dentina, em geral de até 4 μm de profundidade (Fig. 2.5.6). Quanto mais forte o ácido, mais pronunciados são estes efeitos. Desta forma, para o EDTA, que é um ácido leve, ocorre apenas uma abertura parcial dos túbulos (Fig. 2.5.7), enquanto que para o ácido nítrico, que é um ácido forte, ocorre uma extensiva abertura dos túbulos dentinários (Fig. 2.5.8). O efeito disto é mostrado esquematicamente numa vista transversal da dentina na Figura 2.5.9. Alguns condicionadores dentinários podem conter glutaraldeído. A incorporação do glutaraldeído também é almejada para a modificação da dentina. O glutaraldeído é um conhecido agente de ligação cruzada do colágeno e é amplamente usado no curtimento de peles para produção de couro. Ao processo de reação cruzada é atribuída à produção de um substrato dentinário mais forte pela melhoria da resistência e estabilidade da estrutura do colágeno. Uma ressalva sobre o uso do glutaraldeído é

Figura 2.5.5 Micrograﬁa eletrônica de varredura da camada de lama dentinária sobre a dentina.

ADESÃO AO ESMALTE E À DENTINA

que tem sido observada a necrose tecidual em outras áreas onde ele foi utilizado.

Primers O papel do primer é atuar como adesivo nos sistemas adesivos dentinários, já que ele promove um meio

Dentina desmineralizada

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de aderir os compósitos hidrofóbicos e os compômeros à dentina hidrofílica. Assim, os primers atuam como um agente intermediário e consistem em monômeros bifuncionais dissolvidos num solvente adequado. O monômero bifuncional é de fato um agente de união que é

Dentina mineralizada

Figura 2.5.6 Micrograﬁa eletrônica de transmissão da dentina após a aplicação de primer de ácido nítrico na superfície.

μm Figura 2.5.7 Micrograﬁa eletrônica de varredura da superfície dentinária após aplicação do primer de EDTA.

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Figura 2.5.8 Micrograﬁa eletrônica de varredura da superfície dentinária após aplicação do primer de ácido nítrico.

Dentina desmineralizada Dentina não desmineralizada

Figura 2.5.9 Vista da seção transversal da dentina após a aplicação de um primer ácido.

capaz de se combinar com dois materiais distintamente diferentes. A situação é análoga àquela da união da resina ao vidro nos compósitos, onde é usado o agente de união silano (Cap. 1.10). A fórmula geral para o agente de união dos primers dentinários é a seguinte: Grupo metacrilato – grupo espaçador – grupo reativo M–S–R O grupo metacrilato (M) possui a habilidade de se ligar à resina composta e fornecer uma forte ligação covalente. O grupo metacrilato deve ser capaz de promover um meio satisfatório para a polimerização com a resina do compósito.

O grupo espaçador (S) deve ser capaz de fornecer ﬂexibilidade necessária ao agente de união para melhorar o potencial de adesão dos grupos reativos. Se a molécula for excessivamente rígida (devido à hidrância estérea), a capacidade do grupo reativo em encontrar um arranjo conformacional satisfatório pode ser prejudicada, levando, na melhor das hipóteses, a um arranjo deformado da união e, na pior, à disponibilidade limitada de locais para união. Os grupos reativos (R) são grupos polares pendentes ou terminais. Uma variedade de grupos polares funcionais é mostrada na Tabela 2.5.2. A polaridade da união é uma consequência da distribuição eletrônica assimétrica na ligação. As reações polares ocorrem como resultado das forças atrativas entre as cargas positivas e negativas nas moléculas (Cap. 1.3). Portanto, os grupos polares pendentes e terminais do agente de união podem se combinar com as moléculas polares similares da dentina, tais como os grupamentos hidroxila na apatita e os grupamentos amino no colágeno. A atração pode ser puramente física, mas em alguns casos pode resultar na formação de uma ligação química. A natureza desse grupo reativo determinará se a adesão será na apatita da dentina ou no colágeno. Em alguns casos ambos podem ser envolvidos. Embora todos os agentes de união usados nos primers dentinários possuam grupos polares reativos, eles variam de um sistema adesivo dentinário para outro. Todos possuem o objetivo de produzir uma forte união à dentina, mas os fabricantes e os pesquisadores não concordam em qual é o melhor agente de união. Uma

ADESÃO AO ESMALTE E À DENTINA

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Tabela 2.5.2 Padrões de polaridade de alguns grupos funcionais usuais Tipo de componente

Estrutura do grupo funcional δ+

Álcool

OH δ –

δ+

Amina

NH2δ– Dentina desmineralizada Penetração do agente de união dentinário Dentina não desmineralizada

Oδ– Ácido carboxílico

Cδ+ Figura 2.5.10 A penetração do agente de união na dentina desmineralizada.

OHδ– O δ– Aldeído

facial fraca. Com o objetivo de obter uma boa profundidade de penetração, o agente de união é, portanto, dissolvido num solvente, como o etanol ou a acetona. Os solventes são muito eficazes na busca por água e no seu deslocamento (“captura da água”), levando junto o agente de união conforme o solvente penetra na dentina desmineralizada. No entanto, é importante que a dentina não seja excessivamente desmineralizada, pois a profundidade da desmineralização pode se tornar excessiva para que ocorra a completa penetração do primer. Com o objetivo de saturar a dentina desmineralizada, é importante que seja aplicada quantidade suficiente de agente adesivo dentinário na superfície dentinária. Isso pode exigir a aplicação de algumas camadas, e também deve ser permitido que o material fique por tempo suficiente para o primer penetre e seja absorvido. A redução da espessura do adesivo com jato de ar excessivo também deve ser evitada, pois o que se quer é a evaporação suave do solvente.

C δ+ H

pequena seleção desses agentes de união é mostrada na Tabela 2.5.3, com o hidroxietil metacrilato (HEMA), sendo particularmente uma escolha muito popular. O HEMA é capaz de penetrar na dentina desmineralizada e unir-se ao colágeno via hidroxila e grupos amino do colágeno. A ação do agente de união na solução do primer é, portanto, criar uma rede de entrelaçamento molecular de poli (HEMA) e colágeno (Fig. 2.5.10). É muito importante que o primer seja capaz de penetrar totalmente e saturar a camada de colágeno desmineralizado. Se isso não ocorrer, então uma ﬁna camada de colágeno permanecerá desmineralizada. Essa camada não será reforçada pela resina e formará uma região inter-

Tabela 2.5.3 Agentes de união utilizados na adesão dentinária

Hidroxietil metacrilato (HEMA)

CH3

Dimetacriloxietil fenol fosfato (MEP-P)

CH 3

CH2

O C

CH2

CH3

C O

NPG-GMA

CH2

CH OH

CH2

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

IMPORTÂNCIA CLÍNICA

A técnica de aplicação do primer é determinante no desenvolvimento ou não da microinﬁltração.

Embora ocorra alguma penetração do selante para dentro dos túbulos dentinários, fornecendo adesão micromecânica adicional, é o primer que determina a qualidade da adesão ﬁnal.

Selante Os primeiros selantes dentinários eram simplesmente resinas Bis-GMA ou UDMA sem carga, ativadas por luz ou de dupla ativação. Embora a aplicação de uma resina sem carga, tal como a Bis-GMA, diretamente em uma superfície dentinária condicionada por ácido resulte na formação de prolongamentos de resina, foi mostrado que este procedimento não resultava numa união adequada entre a resina e a dentina. A diferença principal é que sem o uso do primer, a resina hidrofóbica se adapta fracamente à dentina hidrofóbica. Quando um primer é empregado, sua ação torna a superfície dentinária mais hidrofílica, impedindo então a resina de se retrair das paredes dos túbulos dentinários e assegurando a formação de uma trama de prolongamentos resinosos altamente adaptados. Por exemplo, os terminais metacrilato do agente de união HEMA ﬁcam disponíveis para aderir ao selante quando esse for aplicado depois na superfície dentinária preparada. A superfície dentinária é então intimamente selada com a resina, que é aderida à dentina à custa do agente de união contido no primer. Esse selante se unirá facilmente à resina composta. A camada resultante da interpenetração de dentina e resina é normalmente chamada de camada híbrida, como mostra esquematicamente a Figura 2.5.11. A maioria dos selantes dentinários mais recentes é uma mistura de Bis-GMA e HEMA. Isto ajuda a melhorar a adaptação do selante à superfície dentinária.

Técnica de Adesão Úmida à Dentina O agente de ligação dos agentes adesivos dentinários é transportado num solvente volátil, tal como o etanol ou a acetona. Tais solventes são muito eficazes no deslocamento da água na dentina, e no processo levam com eles o adesivo para dentro da dentina. Portanto, não é necessário, e pode até ser prejudicial a desidratação excessiva da superfície dentinária. Se a dentina for excessivamente seca, a consequência disto é que a camada de colágeno desmineralizado colapsará na superfície de dentina mineralizada, produzindo uma estrutura densa e de difícil penetração pelo primer (Fig. 2.5.12). Se a dentina estiver excessivamente desidratada, o colágeno colapsado pode ser reidratado com água. Por sua vez, se a camada de colágeno desmineralizado for mantida úmida, a estrutura porosa será mantida, e o primer poderá infiltrar essa camada facilmente, formando uma união de entrelaçamento molecular (Fig. 2.5.13). Por isso, é necessário remover apenas a umidade superficial excessiva. Todavia, as instruções do fabricante variam dependendo da composição do primer. Alguns primers contêm água como veículo e, para eles, é possível que o colágeno desmineralizado se reidrate suficientemente após secagem, permitindo a penetração do primer pela estrutura colágena.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA

Zona híbrida

A eﬁcácia do primer dos sistemas adesivos dentinários em produzir uma camada híbrida depende não apenas dos monômeros bifuncionais usados e dos solventes incorporados, mas também do conteúdo de água na dentina.

Selante/adesivo Dentina desmineralizada Penetração do agente de união dentinário Dentina não desmineralizada

Figura 2.5.11 A camada híbrida criada pelo sistema adesivo dentinário.

Técnica do Condicionamento Ácido Total Quando os sistemas adesivos dentinários foram inicialmente introduzidos houve uma preocupação sobre o condicionamento da superfície dentinária. Antes do advento dos sistemas adesivos dentinários, a experiência clínica mostrava que quando o ácido fosfórico usado no processo de condicionamento do esmalte escorria para a dentina, os pacientes voltavam queixando-se de

ADESÃO AO ESMALTE E À DENTINA

153

1 μm Figura 2.5.12 Superfície desmineralizada da dentina após secagem com ar.

sensibilidade pós-operatória. Acreditava-se que isso era devido à permeabilidade aumentada da dentina após o condicionamento, resultando no efeito hidrodinâmico e possível penetração do ácido na polpa. Então havia relutância em se condicionar a dentina. O desenvolvimento dos sistemas adesivos dentinários signiﬁcou que a superfície dentinária podia ser selada, e a sensibilidade pós-operatória devido ao efeito hidrodinâmico poderia ser evitada, desde que fosse alcançada uma união entre a dentina e a restauração. Gradualmente, também se observou que o uso de uma solução de ácido fosfórico a 35% resultava numa mínima penetração dentinária (4 a 5 μm) e era improvável que o ácido entrasse em contato com a polpa. Foi introduzida uma técnica diferenciada de condicionamento que envolvia o condicionamento dentinário em separado com uma concentração menor de ácido fosfórico ou o uso de um ácido leve como o EDTA. Contudo, o processo era muito complicado e demorado. Finalmente, surgiu o conceito da técnica do condicionamento ácido total, que consiste no condicionamento ácido simultâneo do esmalte e da dentina, por 20 segundos, com uma solução de ácido fosfórico a 35%. Esse procedimento é aplicável apenas em esmalte recém-cortado e o esmalte intacto necessita ser condicionado de forma convencional.

APRESENTAÇÃO DOS SISTEMAS ADESIVOS DENTINÁRIOS Três Passos Os adesivos dentinários antigos tentaram aderir diretamente à camada de lama dentinária. Contudo, a lama dentinária é uma camada rompida de dentina, que não é um substrato ideal para a adesão direta do adesivo. Os primeiros sistemas adesivos dentinários que mostraram efetividade razoável foram aqueles que formaram uma camada híbrida na adesão e foram criados na metade da década de 1980. Eles foram apresentados como sistemas de três passos, compostos de um condicionador dentinário, um primer e um selante dentinário, e funcionava como descrito. Alguns exemplos dos sistemas disponíveis comercialmente estão apresentados na Tabela 2.5.4. O condicionador dentinário é geralmente uma solução de ácido fosfórico a 35%; o primer pode ter de ser composto de um monômero único, bifuncional fotoativado em um solvente ou pode exigir a mistura de dois componentes para a ativação química. O selante dentinário pode ter também um componente, composto por uma resina com ativação química ou por luz, geralmente de dupla polimerização. Portanto, o número de seringas/frascos pode chegar a cinco.

154

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

1 μm Figura 2.5.13 Superfície desmineralizada da dentina que foi mantida úmida para impedir o colapso da estrutura colágena.

Tabela 2.5.4 Componentes de alguns sistemas adesivos dentinários de três passos disponíveis comercialmente Produto

Fase 1 Condicionador dentinário

Fase 2 Primer

Fase 3 Selante

No de etapas

Scotchbond multipurpose (3M/ESPE)

35% H3PO4

PCA Copolímero

Bis-GMA

HEMA

Optibond FL (Kerr Corp)

35% H3PO4

Água GPDM

Bis-GMA

HEMA

Etanol All-Bond 2 (Bisco)

32% H3PO4

Frasco 1: NTG-GMA

Bis-GMA

Acetona, etanol, água

UDMA

Frasco 2: BPDM

HEMA

CQ, acetona PCA, ácido policarboxílico; HEMA, hidroxietilmetacrilato; GPDM, ácido glicerofosfórico dimetacrilato; NTG-GMA, n-toliglicina-glicidil metacrilato; CQ, canforquinona; BPDM, bifenil dimetacrilato.

O problema com tais sistemas adesivos de três passos é que além de envolver um grande número de frascos, que pode gerar confusão, também requer muitas etapas para o procedimento adesivo, tipicamente de 8 a 10. Tanto os clínicos como os fabricantes almejavam a redução do número de etapas envolvidas no procedimento adesivo.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA É uma premissa razoável esperar que a simpliﬁcação do processo adesivo produzirá resultados mais consistentes e, portanto, mais conﬁáveis.

ADESÃO AO ESMALTE E À DENTINA

O desenvolvimento dos novos sistemas adesivos dentinários produziu uma ampla variedade de sistemas que visava simpliﬁcar o procedimento enquanto mantinha uma boa adesão entre a dentina e os materiais restauradores. Isto resultou na profusão de sistemas adesivos dentinários de dois passos.

Dois Passos Já que os sistemas adesivos de três passos consistiam em um condicionador dentinário, um primer e um selante, um meio de reduzir o número de componentes e possivel-

155

mente o número de etapas era combinar a ação de alguns desses componentes. Com o objetivo de simpliﬁcar a apresentação e o uso dos sistemas adesivos dentinários, essencialmente duas abordagens diferentes foram adotadas. Novos sistemas adesivos dentinários de dois passos foram desenvolvidos; em alguns casos combinando o primer e o selante (Tabela 2.5.5), e em outros combinando o condicionador dentinário e o primer (Tabela 2.5.6). O primeiro caso é normalmente chamado de sistemas adesivos de frasco único, enquanto que o último é denominado primer autocondicionante.

Tabela 2.5.5 Componentes de alguns sistemas adesivos dentinários de dois passos disponíveis comercialmente, da variedade de frasco único Produto

Fase 1 Condicionador dentinário

Fase 2 Primer/selante

No de etapas

Scotchbond One (3M/ESPE)

35% H3PO4

PCA copolímero

HEMA Bis-GMA Etanol & Água

Optibond Solo Plus (Kerr Corp)

35% H3PO4

GPDM

HEMA Bis-GMA Etanol

One-Step (Bisco)

32% H3PO4

BPDM

HEMA Bis-GMA Acetona Abreviações: consulte Tabela 2.5.4.

Tabela 2.5.6 Componentes de dois sistemas adesivos dentinários de dois passos disponíveis comercialmente, contendo primer autocondicionante Produto

Fase 1 Condicionador dentinário/ primer dentinário

Fase 2 primer/selante

Clearﬁl Liner Bond II (Kuraray Dental)

LB-Primer A:

Fenil-P 5-NMSA CQ

LB-Bond:

LB-Primer B:

HEMA água

SE-Primer:

MDP HEMA Dimetacrilato hidrofílico CQ N,N-dietanol p-toluidina Água

Clearﬁl SE Bond (Kuraray Dental)

No de etapas

MDP HEMA Bis-GMA

Sílica coloidal silanizada Fotoiniciadores SE-Bond:

6 MDP Bis-GMA HEMA Dimetacrilato hidrofílico CQ N,N-dietanol p-toluidina Sílica coloidal silanizada Fotoiniciadores

Fenil-P, 2-metacriloxietil-fenil hidrogênio fosfato; MDP, 10-metacriloxil metacrilato; 5-NMSA, ácido N-metacriloxil 5-aminosalicílico (consulte também a Tabela 2.5.4).

156

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Os sistemas adesivos de frasco único continuam a usar separadamente a etapa do condicionamento ácido antes da inﬁltração com primer/adesivo. Neste caso, o objetivo é que o processo da hibridização da dentina desmineralizada e o selamento dos túbulos dentinários ocorram simultaneamente. Para essa ﬁnalidade, muitos sistemas adesivos de frasco único requerem múltiplas aplicações do primer/adesivo. Isto assegurará a completa saturação da dentina desmineralizada com a mistura de resinas fornecidas no primer/adesivo.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A redução no número de etapas dos sistemas adesivos de dois passos, comparando com os sistemas adesivos dentinários de três passos, pode não ter sido tão drástica como se esperava.

Os benefícios dos sistemas de frasco único são: o clínico apenas precisa considerar um componente, comparado com a miríade de frascos geralmente associada aos sistemas adesivos de três passos; ■ não existe confusão na ordem de aplicação dos componentes; ■ o controle do estoque é feito de forma simples. Uma limitação dos sistemas adesivos de frasco único é que eles não podem ser usados em situações onde o acesso da luz do fotopolimerizador seja comprometido, tais como no caso dos pinos cimentados por resina ou dos amálgamas adesivos. Alguns fabricantes propuseram que estes materiais fossem empregados sem a etapa de condicionamento ácido quando usado em conjunto com os compômeros em áreas de baixas tensões, usando então o sistema de frasco único diretamente no esmalte e na dentina. Embora tal abordagem possa não ser prejudicial para a adesão à dentina, ela comprometerá a adesão ao esmalte. Pelo menos um fabricante (Dentsply) produziu um condicionador dentinário para ser usado com os compômeros. O condicionador consiste em uma solução aquosa de ácido itacônico e maleico e não precisa ser lavada. Esse sistema de dois passos possui a vantagem de reduzir as etapas envolvidas, mas tem a desvantagem de ainda ter que competir com outros adesivos dentinários de fase ■

única usados com os compômeros (veja a seguir). Além disso, não está claro quando o adesivo pode ser usado sozinho, quando poderá ser usado com um condicionador sem enxágue e quando o condicionador ácido deve ser usado. Os primers autocondicionantes trabalham sob a premissa de promover o processo da desmineralização e o da inﬁltração simultaneamente, formando então a camada híbrida. Isso possui a vantagem de se evitar a etapa ambígua da secagem da dentina. A segunda etapa, aplicação da(s) resina(s) sem carga, assegurará que os túbulos dentinários sejam selados e uma camada superﬁcial rica em metacrilato seja formada.

Etapa Única O adesivo mais simples seria aquele aplicado num procedimento de etapa única. Os fabricantes ainda não chegaram a esse ponto de simpliﬁcação de colocar todos os componentes num frasco único. Embora isso possa parecer o próximo passo lógico, a falta de compatibilidade entre os componentes não o permite. O mais próximo que eles conseguiram no desenvolvimento de um sistema adesivo dentinário de um passo foi apresentar o adesivo em dois componentes que precisam ser misturados antes da aplicação na superfície do esmalte e da dentina sem a necessidade de nenhum tratamento prévio do esmalte ou da dentina (Tabela 2.5.7). O procedimento adesivo envolve quatro passos, consistindo em (1) dispensa e/ou mistura dos dois componentes, (2) aplicação na superfície do esmalte e da dentina, (3) secagem e (4) fotopolimerização. A vantagem dessa abordagem não é apenas a sua simplicidade, mas também evita a etapa ambígua da secagem da dentina. Os agentes adesivos dentinários de um passo geralmente são indicados para uso apenas com compômeros e em áreas de baixas tensões, porque a resistência de união ao esmalte, em particular, e em menor grau à dentina, provavelmente não é tão boa quanto a obtida com os sistemas adesivos dentinários de dois ou três passos. Os sistemas adesivos dentinários de um passo também podem ser usados para superar a sensibilidade simplesmente com a sua aplicação na superfície afetada.

Leia as Instruções do Fabricante Uma classiﬁcação completa dos agentes adesivos dentinários é fornecida na Tabela 2.5.8. Deve ser enfatizado

Tabela 2.5.7 Componentes dos sistemas adesivos dentinários de um passo disponíveis comercialmente Produto

Fase 1 Condicionador dentinário, primer e selante

No de etapas

Prompt-L-Pop (3M/ESPE)

Parte um: fosfatos metacrilados, fotoiniciadores e estabilizadores

Parte dois: complexo de ﬂuoretos, água e estabilizadores i-Bond (Heraeus Kulzer)

UDMA, 4-META, glutaraldeído, acetona, água, fotoiniciadores, estabilizadores

ADESÃO AO ESMALTE E À DENTINA

157

Tabela 2.5.8 Classiﬁcação dos sistemas adesivos dentinários Passos/tipo Três passos

Dois passos

Tipo 1

Tipo 2

Descrição

Marca

1. Aplicação do ácido e lavagem para criar uma camada de dentina desmineralizada

All-Bond 2 (Bisco)

2. Aplicação do primer

Optibond FL (Kerr)

3. Aplicação do selante

Scotchbond Multipurpose (3M/ESPE)

1. Aplicação do ácido e lavagem para criar uma camada de dentina desmineralizada

Excite (Ivoclar/Vivadent)

2. Aplicação do primer e selante numa única solução

Gluma Comfort Bond (Heraeus Kulzer) One-Step (Bisco) Optibond Solo Plus (Kerr) Prime & Bond NT (Dentsply) Scotchbond One (3M/ESPE)

Tipo 3

1. Aplicação do primer autocondicionante 2. Selante aplicado separadamente

Clearﬁl Liner Bond 2V (Kuraray Dental) Clearﬁl SE Bond (Kuraray Dental) AdheSe (Ivoclar-Vivadent)

Etapa única

Tipo 4

1. Primer autocondicionante e selante aplicados em uma única solução

One-Bond F (J.Morita) Prompt-L-Pop (3M/ESPE) G-Bond (GC) Xeno III (Dentsply) I-Bond (Heraeus Kulzer)

que os diferentes agentes possuem diferentes instruções detalhadas de uso para se obter o melhor resultado. Não é possível contemplar cada uma das sutilezas e todas as nuances do procedimento de aplicação de cada um deles. Não obstante, deve ﬁcar claro, pela descrição anterior dos agentes adesivos dentinários, que não existe uma técnica universal para a produção da adesão dentinária e que cada sistema possui seu próprio procedimento.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA É de extrema importância que as instruções de uso dos agentes adesivos dentinários sejam observadas cuidadosamente, já que elas diferem muito, dependendo dos componentes usados e das apresentações disponíveis para o consumidor.

Seleção de um Agente Adesivo Dentinário Biocompatibilidade Uma consideração importante é como a polpa poderá reagir ao procedimento adotado (particularmente à aplicação de ácido na dentina). É evidente a conﬁança que os adesivos dentinários depositam nos vários graus de formação dos prolongamentos de resina como forma de garantir a adesão dentinária. Um problema potencial é que a abertura dos túbulos dentinários pode causar extra-

vasamento dos fluidos para a superfície, devido à pressão pulpar. Isto impedirá uma boa adesão, já que previne que o adesivo penetre nos túbulos dentinários e se adapte à superfície dentinária. Embora isso possa ser superado por uma vigorosa secagem da superfície dentinária, o ressecamento excessivo da dentina provavelmente resultará em sensibilidade pulpar pós-operatória e em uma adesão deficiente. Ressalvas consideráveis entre os dentistas sobre o uso dos sistemas adesivos têm sido feitas, já que a abertura dos túbulos dentinários e o consequente aumento da permeabilidade dentinária podem representar um problema, como observado. Preocupações têm sido expressas sobre a possível resposta pulpar à aplicação dos ácidos na superfície dentinária. Algumas considerações a esse respeito são feitas no Capítulo 2.6 sobre o capeamento pulpar direto. No caso da dentina esclerótica, como a encontrada em lesões cervicais de abrasão em pacientes idosos, a aplicação de ácidos na dentina parece ser aceitável, já que a dentina é altamente mineralizada e não é criado um trajeto aberto até a polpa. Isto não ocorre no caso da dentina cariada, embora vários estudos tenham indicado que os sistemas adesivos dentinários e seus ácidos condicionadores associados não possuem efeito adverso na polpa. Portanto, a inflamação pulpar apenas ocorrerá se houver uma falha adesiva, resultando em infiltração bacteriana. Se isso pode acontecer ou não, depende da resistência e durabilidade da união à dentina, da facili-

158

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

dade em se obter essa adesão clinicamente e do material restaurador usado. Os sistemas adesivos dentinários não possuem nenhuma atividade antibacteriana intrínseca para conter a invasão bacteriana, embora algumas tentativas tenham sido feitas para incorporar agentes antibacterianos nestes materiais.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Um ponto muito importante a apreciar é que, se a união adesiva falhar, haverá um acesso fácil para a invasão bacteriana através da dentina permeável.

Para todos os sistemas adesivos dentinários é importante evitar o contato direto da pele com os líquidos do primer/adesivo, já que o contato regular pode resultar numa sensibilização do tipo IV (reação alérgica tardia) ou dermatite de contato.

Resistência e Durabilidade A fratura da junta adesiva pode ter sérias consequências já que ela permite a nova introdução de bactérias e resíduos nas margens cavitárias. Isto causará a descoloração marginal e pode resultar no desenvolvimento de sensibilidade pulpar. De maneira alternativa, a restauração pode simplesmente ser perdida devido à falta de adesão, a menos que tenha sido utilizada alguma forma de retenção. Existe um grande número de causas potenciais responsáveis pela falha da união entre a restauração e a dentina: ■ ■ ■ ■

contração de polimerização; expansão e contração térmica diferencial; tensões internas pela carga oclusal; ataque químico, tal como a hidrólise.

As possíveis consequências da contração de polimerização dos compósitos já foram discutidas (Cap. 2.2). Como pode levar até 24 horas para se obter a resistência de união total dos sistemas adesivos dentinários, a contração de polimerização pode causar a ruptura antes mesmo de a adesão ter tido chance de se estabelecer.

tário. Isso é definido pelo tão chamado fator-C, que é a proporção da área de superfície aderida em relação à área de superfície livre. Se a superfície livre para contração for muito pequena quando comparada com a área da interface entre o dente e a restauração, então a falha da união compósito/dentina tende a ocorrer por causa da contração em direção à superfície. Isso significa que uma adesão somente poderá ser obtida numa superfície plana ou em cavidades muito rasas, a menos que a adesão seja suficientemente forte para resistir as tensões geradas pela contração de polimerização da resina. Se esse for o caso, então as cúspides do dente deverão se deformar para compensar o efeito da contração. Em situações de cúspides seriamente comprometidas, como pode ser o caso de cavidades MODs amplas, isso pode resultar na fratura na base da cúspide. Mesmo que não ocorra, a tensão gerada na coroa dental pode dar origem à sensibilidade pulpar. Em situações de lesões induzidas por tensões, como lesões de abfração cervical, a aplicação de forças excêntricas ou forças oclusas em excesso pode causar a ruptura da adesão da restauração e finalmente ocasionar o seu deslocamento. Foi sugerido que esse problema pode ser superado em algum grau pelo emprego de um material restaurador com um baixo módulo de elasticidade (p. ex., resinas com micropartículas), pois isso impede a transferência de tensões para a interface dente-restauração. Esse conceito é essencialmente a mesma ideia de aplicar uma camada espessa de uma resina com módulo de elasticidade relativamente baixo (tal com um selante dentinário) na superfície dentinária antes da aplicação da resina composta. Se essa camada tiver espessura suficiente, então ela atuará como um “coxim elástico”, absorvendo a tensão de contração de polimerização com a deformação elástica por alongamento. Todavia, isso significa que as tensões deverão ser suportadas em outro lugar da estrutura dental e isto pode não ser a situação mais benéfica.

Número de Etapas Adesivas Se a escolha do sistema adesivo dentinário for baseada simplesmente na complexidade da sua aplicação, então os sistemas de um passo são a opção preferida. No entanto, menos etapas não signiﬁcam necessariamente um melhor desempenho.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA

É prudente recomendar aos pacientes que tentem colocar o mínimo de tensões sobre as restaurações adesivas recentemente confeccionadas pelo menos nas primeiras 24 horas.

A eﬁcácia clínica dos sistemas adesivos dentinários com um número reduzido de etapas ainda necessita ser estabelecida.

A falha da união à dentina devido à contração de polimerização é também dependente do preparo cavi-

Existem também situações em que alguns agentes adesivos dentinários seriam inapropriados. Por exemplo, quando forem usados em conjunto com uma restauração

ADESÃO AO ESMALTE E À DENTINA

indireta, aqueles que precisam ser fotoativados imediatamente podem dar origem a problemas no assentamento da restauração, já que existe uma tendência da resina em se concentrar nos ângulos internos. Nessas situações um sistema adesivo de dois componentes com primer de ativação química seria indicado. Como mencionado, em situações em que o acesso da luz é problemático, como nos pinos metálicos cimentados com resina e nos amálgamas adesivos, um primer de ativação química também é indicado.

Desempenho Clínico Para restaurações pequenas com margens totalmente em esmalte, os compósitos diretos com sistemas adesivos dentinários são aceitáveis, desde que sejam adotadas técnicas adequadas para minimizar os efeitos da contração de polimerização. Para restaurações maiores envolvendo áreas extensivas de dentina exposta, e especialmente onde a cavidade se estende subgengivalmente, o uso de compósitos diretos em conjunto com os sistemas adesivos dentinários é contraindicado. O problema da contração de polimerização pode ser contornado, de alguma forma, pelo uso de inlays de compósito. No entanto, a divergência do coeﬁciente de expansão ainda representa um problema, e as restaurações cerâmicas unidas com resina podem ser as preferidas, pois elas concentram menos tensões na adesão realizada na região de dentina. É na durabilidade a longo prazo da adesão, em particular, que os novos sistemas adesivos dentinários de dois e um passo ainda precisam provar a sua eﬁcácia clínica. Infelizmente, a mensuração da resistência à tração ou ao cisalhamento em testes in vitro mostrou ser um fraco indicador do desempenho clínico. Apenas poucos adesivos dentinários anunciados foram adequadamente avaliados clinicamente e nem todos os sistemas adesivos dentinários podem ser recomendados para uso clínico geral. Uma

159

ampla revisão do desempenho dos sistemas adesivos dentinários em relação a suas taxas de retenção foi realizada por Peumans e colaboradores (2005), que mostraram que os sistemas adesivos dentinários de três passos possuem uma taxa média de falha de 4,8 ± 4,2%, quando comparados com os sistemas de dois passos (6,2 ± 5,5%), os sistemas autocondicionantes de dois passos (4,7 ± 5,0%) e os agentes adesivos dentinários um passo (8,1 ± 11,3%). Ainda, o resultado mais notável foi aquele dos cimentos de ionômero de vidro e dos cimentos de ionômero de vidro modiﬁcados por resina com taxas de 1,9 ± 1,8%. Portanto, o uso dos cimentos de ionômero de vidro e os cimentos de ionômero de vidro modiﬁcados por resina como base (aderida à dentina) sob os compósitos parece ainda ser uma abordagem alternativa altamente aceitável ao uso dos sistemas adesivos dentinários.

CONCLUSÕES Existem vários adesivos dentinários diferentes e cada um exibe características peculiares em relação a suas propriedades. A última geração de sistemas adesivos dentinários é muito promissora, de tal forma que a falta de retenção não é mais um fator importante no insucesso do material. No entanto, ainda não é possível garantir um selamento marginal com os sistemas adesivos dentinários em todas as situações clínicas.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA O desempenho clínico dos sistemas adesivos dentinários melhorou signiﬁcativamente, de forma que o sucesso clínico com restaurações adesivas tem se tornado muito mais previsível.

LEITURA COMPLEMENTAR Armstrong SR, Keller JC, Boyer DB (2001) The influence of water storage and C-factor on the dentine-resin composite microtensile bond strength and debond pathway utilizing a filled and unfilled adhesive resin. Dent Mater 17: 268–276 Bouillaguet S et al (2001) Bond strength of composite to dentine using conventional, one-step, and self-etching adhesive systems. J Dent 29: 55–61 Choi KK, Condon JR, Ferracane JL (2000) The effect of adhesive thickness on polymerization contraction stress of composite. J Dent Res 79: 812–817 Davidson CL et al (1984) The competition between the composite-dentine bond strength and the polymerisation contraction stress. J Dent Res 63: 1396–1399 Erickson RL (1992) Surface interactions of dentine adhesive materials. Oper Dent 5: 81–94

Finger WJ, Balkenhol M (1999) Rewetting strategies for bonding to dry dentine with an acetone-based adhesive. J Adhes Dent 2: 51 McLean JW (1996) Dentinal bonding agents versus glass– ionomer cements. Quintessence Int 27: 659 Moll K, Haller B (2000) Effect of intrinsic and extrinsic moisture on bond strength to dentine. J Oral Rehabil 27: 150–165 Nakabayashi N, Kojima K, Masuhara E (1982) The promotion of adhesion by the inﬁltration of monomers into tooth substrates. J Biomed Mater Res 16: 265–273 Nakabayashi N, Watanabe A, Arao T (1998) A tensile test to facilitate identiﬁcation of defects in dentine bonded specimens. J Dent 26: 379–385 Pashley DH, Carvalho RM (1997) Dentine permeability and dentine adhesion. J Dent 25: 355–372

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Perdigão J et al (2000) New trends in dentine/enamel adhesion. Am J Dent 13: 25D–30D (special issue) Peumans M et al (2005) Clinical effectiveness of contempory adhesives: A systematic review of current clinical trials. Dent Mater 21: 864 Tay FR et al (2000) An ultrastructural study of the inﬂuence of acidity of self-etching primers and smear layer

thickness on bonding to intact dentine. J Adhesive Dent 2: 83–98 Van Meerbeek B et al (1998) The clinical performance of adhesives. J Dent 26: 1–20 van Noort R et al (1989) A critique of bond strength measurements. J Dent 17: 61–67

Capítulo 2.6

MATERIAIS ENDODÔNTICOS

INTRODUÇÃO A Endodontia ocupa-se da morfologia, ﬁsiologia e patogênese dos tecidos pulpares e perirradiculares dos dentes humanos. O tratamento endodôntico objetiva salvar o dente quando ocorreu dano na polpa e nos tecidos perirradiculares associados. Os tratamentos envolvendo o uso de materiais dentários incluem o capeamento de uma polpa vital exposta, o selamento do espaço do canal radicular quando a polpa teve que ser removida e, no caso de dentes muito deteriorados, a reconstrução com sistemas de pinos e núcleos endodônticos (Fig. 2.6.1).

CAPEAMENTO PULPAR VITAL As duas principais causas de exposição pulpar são: ■ ■

lesões de cáries e desgaste dentário; exposição acidental durante procedimentos operatórios ou devido a traumatismo.

Em cada um dos casos mencionados, o tratamento restaurador é necessário para salvar o dente. A natureza deste tratamento depende da causa da lesão pulpar mencionada.

Capeamento Pulpar Indireto Sir John Tomes estabeleceu em 1859 que “é melhor permitir que uma camada de dentina pigmentada permaneça para a proteção da polpa do que correr o risco de sacriﬁcar o dente”. Ele observou que a dentina pigmentada e desmineralizada poderia ser deixada nas cavidades profundas do dente antes da restauração, sempre com resultados altamente satisfatórios. Isto se aplica especialmente se há suspeita da existência de microexposições da polpa. A remoção desta dentina pode levar à exposição da polpa, prejudicando assim seu prognóstico. Já foi demonstrado que a dentina desmineralizada, se estiver livre de bactérias,

se remineralizará uma vez que a fonte de infecção tiver sido eliminada. O diagnóstico da presença de dentina desmineralizada livre de cárie pode ser auxiliado pelo uso de uma solução evidenciadora de cárie. A colocação de um material adequado diretamente sobre a dentina desmineralizada é chamada de capeamento pulpar indireto (CPI) e deve-se comentar que não há até o momento nenhum claro consenso para a aceitação deste procedimento clínico. O CPI foi definido como as etapas realizadas para proteger um dente vital no qual a remoção de todos os tecidos afetados resultaria em exposição pulpar. Neste contexto uma polpa não exposta é aquela que não exibe nenhum sinal de hemorragia na câmara pulpar ou próxima dela. Quando se realiza tal procedimento é muito importante que a infecção seja removida e que não encontre condições para recomeçar. Isto pode ser obtido com a colocação de um material de forramento com propriedades antibacterianas como o hidróxido de cálcio ou o cimento de óxido de zinco eugenol, os quais têm por objetivo estimular a formação de dentina secundária. Obviamente, as resinas compostas não devem ser colocadas diretamente sobre os forradores que contêm eugenol já que interferem na polimerização da resina. Com o surgimento de materiais dentários adesivos, outra possível opção restauradora foi a colocação de cimento de hidróxido de cálcio e depois a aplicação de um material de forramento adesivo, como o cimento de ionômero de vidro ou um cimento de ionômero de vidro modificado por resina. Ainda, outra opção é o uso das resinas compostas em associação de um adesivo dentinário. O objetivo é fornecer uma combinação de uma barreira antibacteriana e um selamento adesivo contra a entrada adicional de bactérias, removendo assim os adversários da polpa e permitindo que ela alcance a cura. Quando o hidróxido de cálcio é usado desta maneira, deve ser aplicado com moderação a fim de garantir a maior quantidade possível de dentina para a futura adesão com o cimento de ionômero de vidro/cimento de ionômero de vidro modificado por resina ou resina composta unida à dentina.

161

162

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

μm

Figura 2.6.1 Esquema de dente cuja raiz foi preenchida. Figura 2.6.2 MET mostrando a extensão da penetração do ácido dentro da dentina.

Mais recentemente foi proposta uma abordagem adesiva envolvendo a aplicação direta de um adesivo dentinário. O objetivo é selar a dentina remanescente pela criação da zona híbrida, evitando a sensibilidade pós-operatória imediata e protegendo o dente da entrada de bactérias. Há proﬁssionais com sérias considerações no que diz respeito ao condicionamento ácido dentinário tão próximo à polpa, mas como a Figura 2.6.2 mostra, a desmineralização da dentina pela penetração do ácido é de apenas poucos micrometros. Existem evidências adicionais que dão suporte à posição de que o condicionamento ácido da dentina não matará a polpa adjacente. Com relação à estimulação de dentina secundária, mais evidências foram observadas e sugerem que isto não é uma característica especial do cimento de hidróxido de cálcio.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Pontos importantes a serem observados com relação a muitos materiais dentários: ■ são biologicamente compatíveis com a polpa para capeamento pulpar indireto desde que não estejam presentes bactérias e que a microinﬁltração coronária seja impedida; e ■ estimularão a formação de dentina reparadora.

Capeamento Pulpar Direto O capeamento pulpar direto pode ser descrito como o curativo de uma polpa exposta com o objetivo de manter a vitalidade pulpar. Caso ocorra uma exposição pulpar como consequência do preparo do dente ou de traumatismo, é importante que sejam realizadas etapas para evitar a contaminação bacteriana. Se o proﬁssional pode ter certeza de que isto está ocorrendo, então o procedimento de capeamento pulpar direto apresenta um bom prognóstico para que a polpa seja salva; embora as visões

variem, o consenso geral é de que o cimento de hidróxido de cálcio é o material de escolha para capeamento pulpar em tais situações. Porém, muitos clínicos acreditam que a taxa de sucesso em longo prazo com o tratamento endodôntico não justifica o tratamento das exposições pulpares traumáticas com procedimentos de capeamento pulpar que são mais imprevisíveis, especialmente porque o capeamento pulpar malsucedido pode levar à reabsorção, calcificação, pulpite, necrose pulpar ou envolvimento periapical. Entretanto, as vantagens de um procedimento de capeamento pulpar bem-sucedido são que dentes jovens vitais podem ter uma oportunidade de continuar a se desenvolver e que os efeitos de enfraquecimento dentário causados pelo tratamento endodôntico são evitados. Se o capeamento pulpar direto como procedimento clínico é controverso, da mesma maneira é controversa a escolha de materiais para o capeamento pulpar. Um material para capeamento pulpar pode ser considerado como um curativo de uma ferida da polpa exposta. Tal material tanto pode isolar passivamente a polpa do ambiente externo de maneira a impedir a invasão bacteriana e/ou pode induzir alguma mudança na polpa. Há evidências que sugerem que a polpa possui a capacidade de se autoisolar pela formação de uma barreira de tecido conectivo que por fim se transforma em tecido duro. A indução da formação de tecido duro precisa ser precedida por uma irritação de baixo grau que resulta em necrose por coagulação superficial. Com base nisso, um material para capeamento pulpar deve: ■

■ ■

ter um efeito superﬁcial sobre o tecido pulpar, induzindo, portanto, um processo de encapsulamento biológico que resulta na formação de tecido duro; não causar efeitos adversos, sistêmica ou localmente, de maneira que a polpa seja mantida viva; proteger a polpa da entrada de bactérias pela coroa.

MATERIAIS ENDODÔNTICOS

Em outras palavras, um material para capeamento pulpar precisa ser capaz de interagir com a polpa para iniciar a formação de tecido duro e, uma vez que este processo tenha sido desencadeado, deve adotar um papel passivo. Se a polpa for exposta devido à presença de lesões de cáries, o procedimento para capeamento pulpar é contraindicado; a inﬁltração de bactérias que terá ocorrido para dentro da polpa não pode ser revertida e a única solução é uma pulpectomia total.

Materiais para Capeamento Pulpar Até recentemente, o único material que parecia satisfazer aos requisitos para o capeamento pulpar era o cimento de hidróxido de cálcio que foi usado pela primeira vez com esta ﬁnalidade nos anos 1930. Entretanto, sua posição de domínio como material para capeamento pulpar preferido está agora sendo desaﬁada pelos adesivos dentinários.

Cimentos de Hidróxido de Cálcio A primeira aplicação do Ca(OH)2 foi sob a forma de uma pasta semilíquida, consistindo em nada mais que uma mistura de hidróxido de cálcio em água. Esta foi modificada para uma pasta com metilcelulose, tornando-se mais fácil para manipular. Nos primórdios dos anos 1960, foram introduzidos os cimentos de hidróxido de cálcio que tomam presa nos quais o hidróxido de cálcio reage com um agente quelante éster salicilato na presença de um plastificante tolueno sulfonamida (Cap. 2.4). Os cimentos que tomam presa apresentam-se tanto como sistemas de duas pastas quanto como de uma pasta, consistindo em dimetacrilatos preenchidos por hidróxido de cálcio, polimerizados por luz. O problema com as versões que não tomam presa é que se dissolverão gradualmente e desaparecerão sob a restauração, o que pode diminuir as funções restauradoras. As versões que tomam presa são, portanto, em geral preferidas já que são menos solúveis. A dificuldade para o fabricante é obter um equilíbrio entre um material que seja suficientemente solúvel para ser terapêutico e não tão solúvel que se dissolva continuamente, embora seja discutível se o material para capeamento pulpar precise liberar algo para estimular a formação da ponte de dentina. Quando a pasta é colocada em contato com a polpa, causa a formação de uma camada de tecido necrótico de cerca de 1,0-1,5 mm de espessura que por fim desenvolve uma camada calcificada. Experimentos usando cálcio radioativo na pasta demonstraram que os sais de cálcio necessários para a mineralização da ponte não são derivados do cimento, mas fornecidos pelos fluidos teciduais da polpa. Uma vez que a ponte tenha obtido uma aparência semelhante à da dentina e que a polpa tenha se isolado da fonte de irritação, a formação de tecido duro cessa. Acredita-se que o alto pH do cimento de hidróxido de

163

cálcio é responsável por este tipo de resposta pulpar e que isto também está fortemente associado a suas propriedades antibacterianas.

Adesivos Dentinários O uso de adesivos dentinários é ainda mais controverso que o uso de hidróxido de cálcio como agente de capeamento pulpar direto, mas esta é uma área que vem sendo extensamente pesquisada. Como determinado por Stanley (1998), os dados de pesquisas sobre capeamento pulpar são, às vezes, inadequados, confusos, enganosos ou mesmo incorretos e diminuem a confiança dos clínicos na realização do capeamento pulpar. Na melhor das hipóteses, a situação é confusa e mais pesquisas são necessárias para estabelecer qualquer declaração definitiva. A hemostasia parece ser essencial e, para isso, foi recomendada a limpeza com uma solução diluída de hipoclorito de sódio (1,0% ou menos). Se o sangramento não pode ser controlado dentro de um minuto, indica-se o tratamento endodôntico. O que permanece controverso é a prática do condicionamento ácido total direto com adesivos dentinários e mais pesquisas precisam ser direcionadas para esta área. Alguns casos de sucesso com capeamento pulpar direto usando adesivos dentinários foram demonstrados, quando a etapa do condicionamento ácido é omitida ou então com o uso de sistemas adesivos que não requerem uma etapa separada do passo de condicionamento ácido, como os primers autocondicionantes, apesar da observação que o ácido fosfórico pode atuar como um agente hemostático eficaz. Desta maneira, os resultados obtidos com um adesivo dentinário podem ser diferentes daqueles obtidos com outro adesivo dentinário de forma que a experiência clínica não pode ser extrapolada de um para outro. Por isso, não surpreende que a maioria dos cirurgiões-dentistas continue a usar uma quantidade mínima de hidróxido de cálcio antes da colocação de um adesivo dentinário.

Fracassos após o Capeamento Pulpar Direto Os fracassos após capeamento pulpar direto podem ocorrer devido a três razões: 1. Polpa cronicamente inﬂamada. Não ocorre nenhum efeito cicatrizante sobre a polpa inﬂamada e, em tais situações, indica-se uma pulpectomia total. 2. Coágulo extrapulpar. Tal coágulo impede o contato entre o tecido pulpar saudável e o cimento e interfere com o processo de cicatrização da ferida. 3. Falha na restauração. Se a restauração não consegue proporcionar selamento bacteriano, então, a entrada de bactérias pela coroa pode ocasionar o fracasso. É importante distinguir esta última falha das demais, pois ela não está relacionada estritamente a uma falha do capeamento pulpar.

164

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

IMPORTÂNCIA CLÍNICA O sucesso em longo prazo do capeamento pulpar direto não depende apenas das reações induzidas localmente na polpa pelo material de capeamento pulpar, mas é também crucial a dependência da habilidade do clínico em ter certeza de que uma microinﬁltração não ocorrerá e que o selamento das margens está mantido.

CH3 C

Isopreno CH2

CH 3 C

Isopreno cis-isômero

MATERIAIS PARA OBTURAÇÃO DO CANAL RADICULAR Os objetivos do tratamento endodôntico não cirúrgico moderno são: ■ ■

■

Proporcionar limpeza do canal. O objetivo é produzir uma redução das bactérias até um nível não patogênico. Proporcionar “selamento apical”. Isto impede a entrada de ﬂuidos que fornecerão nutrientes para bactérias no canal e também impede que agentes irritantes saiam do canal e entrem nos tecidos periapicais. Proporcionar “selamento coronário”. Isto impede recontaminação pela entrada de micro-organismos bucais.

Uma ampla variedade de materiais tem sido usada na tentativa de produzir um selamento impermeável do ápice dentário radicular. Os materiais de selamento do canal radicular mais amplamente usados são uma combinação de cones obturadores e cimentos seladores do canal.

Cones Obturadores Guta Percha A guta percha é uma borracha retirada da árvore taban. Foi introduzida no Reino Unido em 1843 e tem sido usada em Endodontia por mais de 100 anos. As borrachas são polímeros de isopreno (2-metil-1,3-butadieno) que é um isômero geométrico; isto significa que ele pode ter diferentes arranjos estruturais embora tenha a mesma composição, como retratado na Figura 2.6.3. Quando o grupo CH3 e o átomo H estão posicionados do mesmo lado do isômero isopreno, a estrutura é chamada de cis e o polímero resultante, cis-isopreno, é conhecido como borracha natural. Quando o grupo CH3 e o átomo H situam-se no lado oposto do isômero do isopreno, esta estrutura é chamada de trans e o polímero trans-isopreno é comumente chamado de guta percha (Fig. 2.6.4). Os efeitos das propriedades destas diferentes configurações do polímero são bastante profundos. Na forma cis, o átomo de hidrogênio e o grupo metil impedem o encaixe preciso de maneira que a borracha natural é amorfa e, portanto, macia e altamente flexível, enquanto a guta percha se cristaliza, em geral cerca de 60% cristalina, formando um polímero duro e rígido.

CH2

H C

CH 2

CH 3

CH2

Isopreno trans-isômero

CH 2

C H

Figura 2.6.3 A estrutura do isopreno e o isopreno cis-isômero e trans-isômero nos quais estão baseadas a borracha natural e a guta percha.

As borrachas naturais são macias e pegajosas a não ser que seja endurecida por vulcanização, um processo descoberto por Charles Goodyear em 1839 (Cap. 1.1). A vulcanização envolve o aquecimento do polímero com uma pequena porcentagem por peso de enxofre. O endurecimento ocorre devido à formação de pontes de enxofre ou formação de ligações cruzadas entre as cadeias de polímeros, impedindo que as moléculas do polímero passem umas sobre as outras. Esta borracha com ligações cruzadas é usada para produzir lençóis e luvas de borracha. A guta percha é um material termoplástico que amolece a 60-65°C e derrete ao redor de 100°C de maneira que não pode ser esterilizada com calor. Se necessário, a desinfecção pode ser realizada com uma solução de hipoclorito de sódio (5%). O uso de solventes como a acetona ou o álcool deve ser evitado, já que estes são absorvidos pela guta percha, causando sua dilatação. Por fim, a guta percha retornará a seu estado não dilatado, comprometendo assim o selamento apical. Quando exposta à luz, a guta percha oxida e torna-se friável. Portanto, é importante verificar que os cones mantêm sua flexibilidade antes de usá-los. A guta percha pode assumir duas conformações diferentes. Em altas temperaturas, as cadeias de guta percha assumem uma forma estendida que pode ser preservada se resfriada rapidamente de maneira a formar a fase β cristalina, enquanto sob resfriamento mais lento, uma fase α mais densa é formada (Fig. 2.6.4). A guta percha em fase α apresenta melhores características termoplásticas e é, portanto, preferida para uso em sistemas de

MATERIAIS ENDODÔNTICOS

165

cis-isopreno CH3 C

CH3

C CH2

CH2

CH3

CH2

C CH2

H C

CH3 C

CH 2

CH3

CH 2

CH2

trans-isopreno CH2

CH3 fase α

CH2 C

CH2

CH3

CH 2

CH2

H fase β

CH2

C C

CH2 CH2

CH3

CH2 CH2

C CH3

C n

CH 3

Figura 2.6.4 A estrutura do cis-isopreno (borracha natural) e a fase α e fase β do trans-isopreno da guta percha.

aplicação de guta percha quente nos quais a guta percha amolecida pelo calor é injetada dentro do canal radicular. Esta técnica foi inicialmente desenvolvida por Johnson em 1978 e progressos adicionais da técnica original incluem o uso de carregadores plásticos (Thermoﬁl) e pistolas injetoras (Obtura) para a colocação da guta percha amolecida. Entretanto, na presença de um forame apical aberto, pode haver uma predisposição para extrusão do material de obturação através do ápice. Uma abordagem alternativa é dissolver a guta percha em um solvente químico como o clorofórmio ou xileno. Isto amolece a guta percha e permite que ela seja adaptada intimamente à parede do canal e copie a intricada morfologia do canal. Entretanto, à medida que o solvente é liberado, a estabilidade dimensional pode ﬁcar comprometida e já foram relatadas preocupações com relação aos possíveis efeitos citotóxicos do uso destes solventes. Um dos principais usos é através dos cones de guta percha que são amolecidos e compactados pela condensação vertical e lateral a quente. A composição dos cones obturadores de guta percha comercialmente disponíveis variará de produto para produto, mas os valores comuns são mostrados na Tabela 2.6.1. Os ingredientes adicio-

Tabela 2.6.1 Composição dos cones de guta percha Componente

Quantidade (%)

Função

Guta percha

19-22

Borracha

Óxido de zinco

59-75

Partículas de carga

Sais metálicos pesados

1-17

Radiopaciﬁcador

Cera ou resina

1-4

Plastiﬁcante

nais são acrescidos para superar a característica friável inerente à borracha e para torná-la radiopaca.

Cones Metálicos Os metais, incluindo o ouro, o estanho, o chumbo, o amálgama de cobre e a prata, têm sido usados por muito tempo como materiais para obturação dos canais radiculares. Os cones de prata foram durante certo tempo extensivamente usado devido ao seu efeito bactericida. A prata é um material mais rígido e inﬂexível que a guta percha e era usada quando o acesso e instrumentação eram difíceis devido a uma pequena secção transversa ou

166

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

à anatomia difícil. Infelizmente, a rigidez da prata tornou impossível sua adaptação com exatidão às paredes do canal e criava-se maior dependência dos cimentos usados para fornecer o selamento. Outras desvantagens dos cones de prata eram que apresentavam tendência à corrosão, fato que poderia dar lugar à descoloração apical dos tecidos moles, e que eles são difíceis de remover. A corrosão pode ser limitada pelo selamento completo do cone dentro do canal radicular, de forma que ele esteja completamente circundado pelo cimento selador. Entretanto, agora estão disponíveis os cones de acrílico e titânio, como alternativa aos cones de prata, a ﬁm de evitar os problemas de corrosão e talvez agora exista apenas um interesse histórico pelos cones de prata.

CIMENTOS SELADORES DO CANAL RADICULAR As propriedades ideais de um selador de canal radicular são que ele deve: ■ ■ ■ ■ ■ ■ ■ ■ ■

ser fácil de usar; ﬁcar livre de bolhas de ar e homogêneo quando misturado; escoar para formar uma película de espessura ﬁna; ser insolúvel; se adaptar bem à parede do canal e ao cone obturador; ser radiopaco; ser biocompatível; ser bactericida ou, pelo menos, bacteriostático; e ser fácil de remover em caso de fracasso.

É bem-aceito que as propriedades de selamento de uma guta percha aplicada convencionalmente ou condensada lateralmente são tais que se torna essencial que ela seja usada em associação de um cimento selador do canal radicular. A função do cimento é preencher os espaços entre o cone obturador e a parede do canal radicular, produzindo um selamento antibacteriano. Ele também lubriﬁca os cones de guta percha durante a compactação e preencherá irregularidades do canal principal lateral. Ao contrário, o uso de cimentos para canais radiculares sem cones obturadores também é contraindicado. Quando usado em uma única porção, os cimentos são muito solúveis ou contraem excessivamente durante a presa. Além disso, é difícil mensurar quando, ou se, o canal está adequadamente preenchido e há risco de que o cimento possa extravasar para além do ápice radicular, para dentro dos tecidos circundantes. É interessante observar que um enfoque similar com os seladores de canais radiculares foi adotado tal como com os forradores cavitários. Agora se aceita que o cimento selador do canal radicular não pode proporcionar um selamento impermeável e a maior parte da atenção foi direcionada à incorporação de propriedades

antibacterianas, com ênfase na obtenção de um selamento antibacteriano. Uma ampla variedade de materiais é usada como seladores dos canais radiculares e estes incluem: ■ ■ ■ ■ ■ ■

cimentos de óxido de zinco eugenol (p. ex., Tubliseal, Kerr); resinas (p. ex., AH Plus, Dentsply; Diaket, 3M/ESPE); cimentos contendo hidróxido de cálcio (p. ex., Apexit, Ivoclar; Sealapex, Kerr); cimentos de ionômero de vidro (p. ex., Ketac Endo, 3M/ESPE; Endion, Voco); polidimetil siloxanos (p. ex., RSA RoekoSeal, Roeko); e agregado trióxido mineral (p. ex., Pro-Root MTA, Dentsply).

Em primeiro lugar, será descrita a composição do selador mais usado, os cimentos de óxido de zinco e eugenol. Depois, as características que os tornam adequados como seladores serão discutidas e, ﬁnalmente, os dados clínicos sobre seu desempenho serão avaliados.

Cimentos de Óxido de Zinco Eugenol Há muitos cimentos contendo óxido de zinco, usados com eugenol, aos quais é adicionada uma variedade de outras substâncias para modiﬁcar estes cimentos para uso como seladores de canais radiculares (Cap. 2.4). Há três razões principais para o uso de aditivos nos seladores de canais radiculares: ■ ■ ■

fornecer propriedades bactericidas; aumentar sua radiopacidade; e melhorar a adesão à parede do canal radicular.

À semelhança dos cimentos de óxido de zinco eugenol usados para forramento de cavidades e restaurações temporárias, alguns dos seladores consistem em um pó que é misturado com um líquido. A lista completa de ingredientes de um material amplamente usado (baseado em uma formulação originalmente proposta por Rickert em 1931) é apresentada na Tabela 2.6.2. O pó é predominantemente óxido de zinco ao qual é adicionada prata a ﬁm de aumentar a radiopacidade. A resina atua como um plastiﬁcante e o iodeto como um agente antisséptico. O problema com esta formulação é que a prata tende a causar descoloração da dentina. Isto é particularmente problemático no acesso cavitário da coroa e afeta a aparência do dente. Formulações como o cimento de Grossman (Tabela 2.6.3) substituíram a prata por compostos de bário ou bismuto. O tamanho das partículas das preparações já mencionadas é bem-maior e tende a produzir uma textura arenosa à mistura resultante a não ser que seja completamente espatulada. Para superar isto, sistemas pasta-pasta foram desenvolvidos e se tornaram muito populares. Os constituintes típicos de tal selador de canais radiculares são apresentados na Tabela 2.6.4.

MATERIAIS ENDODÔNTICOS

Tabela 2.6.2 Composição de um cimento de óxido de zinco e eugenol baseado na formulação de Rickert

Tabela 2.6.5 Composição do AH Plus (Dentsply De Trey GmbH, Alemanha)

Pó

Pasta A

Pasta B

34-41

Óleo de cravos

78-80

Resina epóxica

1-amino adamantano

Prata

25-30

Bálsamo do Canadá

20-22

Oleoresina

16-30

Tungstato de cálcio Óxido de zircônio

N,N - dibenzil-5oxanonandiamina-1,9

Iodeto de ditimol

11-13

Aerosil

TCD-Diamina

Óxido de ferro

Tungstato de cálcio

Óxido de Zinco

Líquido

167

Óxido de zircônio Tabela 2.6.3 Composição de um Cimento de Grossman (Grossman) Pó

Líquido

Óxido de Zinco

Eugenol

100

Resina hidrogenada

Subcarbonato de bismuto

Sulfato de bário

Borato de sódio

Tabela 2.6.4 Composição do Tubliseal (Kerr Mf. Co., EUA) Base

Catalisador

Óxido de zinco

57-59

Eugenol

Oleoresina

18-21

Resina polimerizada

Trióxido de bismuto

7,5

Anidalina

Iodeto de timol

3-5

Óleos e ceras

Resinas A atração dos sistemas de resinas é que estes materiais podem ser facilmente formulados de tal forma que tenham tempo de presa rápido e ainda mantenham um tempo de trabalho suficientemente longo. Também, estes produtos não contêm nenhum pó espesso de maneira que apresentam textura muito lisa. Há dois sistemas de resina que estão no mercado por um tempo suficiente longo para que alguns dados clínicos tenham sido coletados sobre eles. Estes são uma resina epóxica de amina (AH Plus, De Trey, Alemanha) e uma resina de polivinil (DIAKET, 3M/ESPE, Seefeld, Alemanha). Ambas possuem formulações muito complexas e a composição do AH Plus é mostrada na Tabela 2.6.5. A resina toma presa por uma reação de polimerização por adição após a mistura de duas pastas. O diepóxido, um éter diglicidil de bisfenol A, e uma amina, ou o 1-amino adamantano ou a N,N-5-dibenzil-oxanonandiamina-1,9, reagem para formar oligômeros com grupos finais epóxica e amina, que podem reagir com outros monômeros ou oligômeros, como demonstrado de forma simplificada na Figura 2.6.5. Isto produz um polímero

Aerosil Óleo de silicone

termoplástico altamente flexível e de alta estabilidade dimensional embora ainda esteja sujeito à contração de polimerização. A reação de polimerização por adição leva várias horas, proporcionando assim um tempo de trabalho longo. As cargas radiopacas asseguram que o material tenha alta radiopacidade, mesmo quando aplicado em finas camadas. A viscosidade é controlada pela quantidade (>76% por peso) e tipo de carga. O tamanho das partículas de carga alcança, em média, menos que 10 μm para garantir uma película de espessura fina e fornecer uma consistência lisa. O problema principal com estas resinas é a quantidade de contração que ocorre durante a presa a qual pode comprometer o selamento apical.

Cimentos Contendo Hidróxido de Cálcio Os cimentos contendo hidróxido de cálcio apresentam-se sob a forma de uma pasta base e uma pasta catalisadora as quais são misturadas em porções iguais. Eles contêm uma resina semelhante a que é usada nas resinas compostas de duas pastas às quais é adicionado hidróxido de cálcio como carga em substituição ao vidro, carga mais utilizada. A composição de um destes materiais é apresentada na Tabela 2.6.6. Até o momento, pouco se sabe sobre o desempenho clínico destes materiais. Estes materiais apresentam tempos de trabalho longos e pH alto, o que cria um ambiente altamente alcalino no qual a maioria das bactérias morrerá. A biocompatibilidade é excelente com a formação de cemento sobre o forame apical. Um inconveniente é sua alta solubilidade o que gerou preocupações sobre possíveis microinﬁltrações coronárias ou apicais após algum tempo.

Cimentos de Ionômero de Vidro Os cimentos de ionômero de vidro consistem em um vidro de ﬂúor-alumínio-silicato, o qual reage com um ácido policarboxílico. Uma vez que os cimentos de ionômero de vidro apresentam baixa contração durante a presa e possuem a capacidade praticamente única para aderir diretamente à dentina e ao esmalte, estes materiais

168

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

OH n

NH2

R' N n

A reação de presa do AH Plus é baseada em uma reação de adição térmica da epóxica-amina

Figura 2.6.5 A reação de presa do AH Plus, que é baseada em uma reação de adição epóxica-amina.

Tabela 2.6.6 Composição do Sealapex (Kerr Mf.Co., EUA) Pasta base

Pasta catalisadora

Hidróxido de cálcio

Sulfato de bário

Sulfonamida

Resina

Óxido de zinco

Salicilato de isobutil

Estearato de zinco

Sílica coloidal

Sílica coloidal Dióxido de titânio Óxido de ferro

6 4 <1

devem gerar bons seladores de canais radiculares. O surpreendente é que apenas nos anos 1990 os cimentos de ionômero de vidro foram desenvolvidos especificamente como seladores de canais radiculares. Os cimentos de ionômero de vidro usados para finalidades restauradoras e como materiais de forramento precisaram ser modificados para enfrentar uma série de problemas. Estes incluíam: tempo de trabalho muito curto, dificuldades para transportar o material para o canal radicular, adaptação às paredes do canal radicular, ausência de uma película de fina espessura, falta de radiopacidade e questões relacionadas à biocompatibilidade quando em contato com os tecidos apicais. Estes problemas já foram agora superados pela incorporação de um agente que contrasta com os raios X e pela redução do tamanho das partículas de vidro para menos de 25 μm. Alguns resultados promissores foram obtidos com os cimentos seladores de ionômero de vidro, embora os tempos de trabalho ainda tendam a ser curtos e o retratamento seja um problema já que o material após endurecer é muito duro quando comparado a outros seladores de canal radicular.

Polidimetil Siloxanos Este selador de canais radiculares é na essência uma variante dos materiais para impressão de polivinilsiloxano com polimerização por adição, consistindo em polidimetilsiloxano, óleo de silicone, óleo a base de paraﬁna, Pt como catalisador e dióxido de zircônio (veja Capítulo 2.7 para detalhes da química de presa). O sistema de inserção garante uma mistura homogênea, livre de bolhas de ar e

a reologia pode ser cuidadosamente calculada pela adição da quantidade adequada de carga. O tamanho pequeno das partículas de carga garante que este material tenha excelentes propriedades de escoamento e possa alcançar uma espessura de película de 5 μm, o que permite ao selador escoar para dentro de pequenas fendas e túbulos. Assim como os materiais de moldagem, o selador de canais radiculares é insolúvel, estável dimensionalmente e tem excelente biocompatibilidade. Uma preocupação é que este selador de canais radiculares não possui nem a capacidade de aderir à dentina nem qualquer propriedade antibacteriana. Seu selamento é relacionado a sua capacidade de adaptação à parede do canal radicular e, de acordo com o fabricante, à discreta expansão que sofre (0,2%) durante a presa. Estudos adicionais, especialmente dados clínicos, são necessários para conﬁrmar que este produto seja adequado como selador de canais radicular.

Agregado Trióxido Mineral O agregado trióxido mineral é um cimento composto de silicato tricálcico, silicato dicálcico, aluminato tricálcico, alumínioférrico tetracálcico, sulfato de cálcio e óxido de bismuto. Sua composição não é diferente da composição do cimento de Portland exceto pela adição de óxido de bismuto. Este último é adicionado a ﬁm de aumentar a radiopacidade. O agregado trióxido mineral possui pH muito alcalino (ao redor de 12,5) e propriedades biológicas e histológicas parecidas com as do cimento de hidróxido de cálcio. Demonstrou-se que o agregado trióxido mineral pode induzir a deposição óssea com mínima resposta inﬂamatória já que é menos citotóxico que os cimentos de óxido de zinco e eugenol reforçados. O material é misturado com água estéril para obter uma mistura arenosa, granulada que possa então ser cuidadosamente colocada na área desejada. O material é difícil de manipular e a relação pó:líquido (3:1) é fundamental para obter hidratação adequada do pó. O agregado trióxido mineral requer umidade para tomar presa de maneira que o ressecamento absoluto não é apenas desnecessário como contraindicado. Ocasionalmente, pode ser necessário colocar uma bolinha de algodão

MATERIAIS ENDODÔNTICOS

úmida diretamente em contato com o material a ﬁm de permitir presa adequada; entretanto, o excesso de umidade amolece o material. Leva cerca de 4 horas para que o material se solidiﬁque completamente e, uma vez que o cimento tenha tomado presa, ele apresenta resistência à compressão comparável a do cimento de óxido de zinco eugenol reforçado. Deve-se observar que um ambiente com pH baixo pode impedir que o material tome presa. O agregado trióxido mineral foi recomendado como material de obturação apical, e como material para obturação retrógrada, para vedar perfurações ou ápices abertos e para capeamento de polpas com vitalidade.

ASPECTOS CLÍNICOS DOS MATERIAIS PARA CANAIS RADICULARES Os materiais endodônticos estão em contato com tecidos biológicos vivos que não estão protegidos por nenhuma camada epitelial; portanto, a biocompatibilidade deles é de considerável importância. Suas propriedades físicas, relevantes para a produção de selamento apical, também são assuntos importantes.

Biocompatibilidade Em geral, acredita-se que para que o material seja biologicamente aceitável, ele deve ser o mais inerte possível. Entretanto, isto não ocorre sempre. O que realmente se deseja é uma interação entre o material e o ambiente biológico que seja benéfico a este ambiente e que não tenha efeito adverso sobre o material. Isto é muito diferente da completa ausência de interação, como é o caso de um material inerte. A preocupação está relacionada à maneira como a interação ocorre. Quando um selador é colocado no ápice do canal radicular, ele estará em contato com tecido vital. É importante que o material não provoque resposta inflamatória nos tecidos, uma vez que isto pode induzir irritação, dor e necrose tecidual. Todas estas respostas podem levar à perda do dente o que é exatamente o resultado oposto ao que se intenciona. Uma possível resposta benéfica seria a formação de uma camada intermediária de tecido duro que não apenas isole o corpo estranho do tecido vital, mas que também ajude a melhorar a qualidade do selamento apical. Um eterno problema no tratamento endodôntico é a probabilidade de infecções recorrentes devido à presença de bactérias no ápice do dente. Assim, outra característica buscada em um selador de canais radiculares é a capacidade para destruir bactérias. Como se pode imaginar é difícil conciliar estes dois requisitos já que eles exigiriam um alto nível de seletividade na resposta biológica. Em geral, os materiais que apresentam propriedades antibacterianas também

169

induzem alguma resposta inflamatória nos tecidos locais, embora aqueles que não provocam resposta inflamatória são, na melhor das hipóteses, bacteriostáticos. Caso se aceite que um selamento perfeito não pode ser alcançado, os materiais usados devem possuir atividade antibacteriana suficiente para evitar que bactérias infiltrem no espaço do canal e proliferem. Entretanto, a propriedade antibacteriana do material não deve ser alcançada à custa da biocompatibilidade. A guta percha é um material altamente biocompativel, com uma citotoxicidade tão baixa que os cimentos usados com ela é que determinarão a resposta tecidual. Todos os cimentos com óxido de zinco eugenol tendem a induzir alguma reação inflamatória nos tecidos, provavelmente devido à presença de eugenol livre. Portanto, é importante que medidas sejam tomadas para garantir que o cimento não extravase através do ápice e para dentro dos tecidos vitais. Algumas formulações devem ser evitadas porque contêm paraformaldeído o qual pode causar grave resposta inflamatória, levando à necrose tecidual e reabsorção óssea. Alguns cimentos possuem um esteroide incorporado e, mais uma vez, seu uso é contraindicado. Comparativamente, os sistemas resinosos devem possuir excelente biocompatibilidade, já que nenhum deles contém o eugenol que contribui para a deficiente biocompatibilidade dos cimentos de óxido de zinco. Sabe-se que as resinas são levemente tóxicas durante o período de presa, mas uma vez que tenha polimerizado completamente, qualquer inflamação diminui rapidamente. A moderada resposta citotóxica do AH26 recentemente manipulado pode estar associada à liberação de formaldeído que é produzido como subproduto do processo de presa. Uma vez que o AH26 leva algum tempo para tomar presa, certo grau de sensibilidade pode estar associado ao uso deste selador. Foi demonstrado que o AH Plus libera apenas uma pequena quantidade de formaldeído (3,9 ppm) em comparação ao AH26 (1.347 ppm). Contudo, foi demonstrado que o AH26 é citotóxico, embora isto diminua muito após a presa do material. Em comparação, o Diaket mantém um nível de citotoxicidade mesmo após a presa. Afirma-se que as resinas contendo hidróxido de cálcio, além da excelente biocompatibilidade, promovem a formação de cemento semelhante ao que se observa nos agentes para capeamento pulpar à base de hidróxido de cálcio.

Propriedades de Selamento Uma das diﬁculdades na interpretação da informação disponível sobre as propriedades de selamento é a ausência de uma abordagem padronizada aos métodos de mensuração adotados, limitando o valor dos dados disponíveis. Isto é particularmente verdade para os estudos sobre propriedades de selamento, in vivo ou in vitro, nos quais tantos métodos já foram usados que a comparação direta não é conﬁável e apenas uma avaliação geral é possível.

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Primeiro, é perceptível que não há nenhuma diferença direta entre os cimentos de óxido de zinco eugenol e os materiais à base de resina. Pode parecer que alguns cimentos de óxido de zinco eugenol são melhores que um ou outro sistema de resina e que outros são piores. Entretanto, deve-se observar que isto depende tanto da técnica adotada que um resultado aceitável provavelmente pode ser obtido com qualquer um deles. Como já notado, provavelmente é mais importante que seja obtido selamento antibacteriano que selamento físico embora ambos fossem desejados. Um selamento físico por si só pode não ser bom o suﬁciente se o selador não proporcionar uma barreira antibacteriana.

Propriedades Físicas Uma vez que os resultados do tratamento endodôntico dependem tanto do operador, é importante escolher um material que possua as características de manipulação que mais se adaptam ao indivíduo em particular. Os tempos de trabalho e de presa e o escoamento dos cimentos determinam suas características de manipulação, embora a espessura da película, a solubilidade e a estabilidade dimensional sejam fatores importantes na determinação de sua capacidade de selamento. O cimento de Rickert possui tempo de trabalho de até 15 minutos; ele escoa facilmente, mas tende a formar uma película espessa devido à natureza arenosa do pó. O cimento de Grossman apresenta tempo de trabalho de uma hora e também mostra bom escoamento; sua solubilidade é mais baixa que a do cimento de Rickert. O Tubli-seal é um cimento de duas pastas; ele tem tempo de trabalho curto (20 minutos), combinado a um bom escoamento e uma ﬁna espessura de película. O selador resinoso Diaket tem presa muito rápida, é grudento, viscoso e difícil de manipular. Em comparação, o AH Plus possui tempo de trabalho muito mais longo, melhor escoamento e menor espessura de película. Uma vez que tenha tomado presa, ambos os materiais são praticamente insolúveis. As resinas à base de hidróxido de cálcio apresentam boas características de manipulação, mas ainda requerem alguma avaliação clínica antes que possam ser recomendadas para uso geral. O mesmo se aplica ao selador de canais radiculares à base de ionômero de vidro e de polivinil siloxano.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA

RESUMO Para a maioria dos seladores de canais radiculares, abandonou-se o ideal de um selamento hermético do ápice radicular em favor de um selamento antibacteriano. Talvez apenas o cimento de ionômero de vidro, com sua capacidade intrínseca de união à dentina, possa possivelmente alcançar um selamento hermético. Atualmente, a visão é que um selamento antibacteriano pode ser alcançado apenas pelo uso combinado de cones obturadores de guta percha e cimentos seladores de canais radiculares. Há muitos cimentos para escolher e os sistemas pasta-pasta são os mais populares. Fracassos podem ocorrer devido à presença de bactérias residuais resultantes de debridamento químico-mecânico inadequado, especialmente em canais inacessíveis de dentes multirradiculares e em canais laterais não selados ou devido à entrada de bactéria pela coroa. Com os materiais disponíveis hoje, deve ser possível obter um selamento antibacteriano adequado.

SISTEMAS DE PINOS E NÚCLEOS A perda considerável de estrutura dental frequentemente requer tratamento endodôntico e, como consequência, sobra pouca estrutura dental na região da coroa. Em geral, acredita-se que para reconstruir um dente assim seja necessário algum tipo de reforço para o núcleo. Os métodos mais usados para reforçar dentes gravemente destruídos e tratados endodonticamente são os núcleos retidos por pinos ou os sistemas de pinos e coroas (Fig. 2.6.6). Entretanto, no que diz respeito aos sistemas de pinos e coroas tem ocorrido uma aceitação passiva de conceitos tradicionais que, surpreendentemente, possuem pouco respaldo e, cada vez mais, o status quo está sendo desaﬁado e alguns cirurgiões-dentistas estão agora se perguntando se um pino é realmente necessário. O fator que enfraquece o dente é simplesmente a extensa remoção de tecido dentário. Não é uma consequência da fragilização

Núcleo de preenchimento

Pino metálico pré-fabricado

Apesar da introdução de uma ampla variedade de seladores de canais radiculares, o material preferido entre os endodontistas continua sendo o cimento selador de óxido de zinco e eugenol. Figura 2.6.6 Um dente restaurado com pino e núcleo.

MATERIAIS ENDODÔNTICOS

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da dentina como já se pensou, uma vez que a dentina radicular não muda significativamente no que tange as suas propriedades. As fraturas com frequência associadas aos dentes tratados endodonticamente são apenas uma consequência da remoção de tecido dentário, enfraquecendo a estrutura dental de maneira que ela já não pode resistir às forças aplicadas sobre ela. Embora se encontrem referências aos sistemas de pino e núcleo como métodos para fortalecer o dente, isto provavelmente só ocorre quando eles estão efetivamente unidos aos tecidos dentários de maneira que a integridade da estrutura do dente seja melhorada. Agora são discutíveis quantos, se é que algum, dos sistemas atuais podem afirmar que proporcionam este benefício. Portanto, a função de um sistema de pino e núcleo não é fundamentalmente fortalecer o dente, mas fornecer suporte para a retenção da coroa ou de outra estrutura apoiada na coroa, quando uma quantidade significativa de estrutura dental coronária foi perdida. Se restar estrutura dental coronária suficiente, então realmente não há necessidade para um pino e um núcleo de preenchimento. Entretanto, se a maior parte da estrutura dental acima da gengival estiver ausente, então um pino e um núcleo tornam-se prérequisitos essenciais para o preparo coronário de dentes anteriores, embora nos posteriores ainda se possa usar um núcleo retido por pino. As características desejadas em um sistema de pino e núcleo são que:

a produção de restaurações provisórias. Entretanto, os sistemas de pino e núcleo fundidos atuam como uma peça única e podem ser fundidos a um arco de metal (Fig. 2.6.7), que suporta o dente contra forças de cunha e ajuda a evitar fraturas dentárias. Os tipos de pinos pré-fabricados disponíveis são:

■

É impossível abranger com detalhes todos os modelos diferentes de sistemas de pinos que estão disponíveis em um livro texto como este. Brevemente, o pino deve ser tão longo quanto seja possível sem violar os últimos 4-5 mm apicais do selador do canal radicular. O diâmetro do pino deve ser tão ﬁno quanto possível para minimizar a remoção de tecido dentário, mas também suﬁciente-

■ ■

o sistema proporcione máxima retenção com mínima remoção de tecido dentário; o núcleo forneça recursos para transferir as tensões da restauração para o pino e para o dente; o pino seja capaz de transferir as tensões para a estrutura dental remanescente sem criar tensões elevadas que possam causar fraturas dentárias; o pino seja recuperável em caso de fracasso; e o sistema de pino e núcleo seja esteticamente compatível com a restauração.

■ ■ ■

pinos metálicos; pinos de resina reforçados por ﬁbra; pinos cerâmicos.

Pinos Pré-fabricados Pinos Metálicos Os pinos metálicos pré-fabricados são feitos com aço inoxidável, níquel-cromo ou titânio. A escolha destes metais reﬂete o desejo de usar metais que possuem boa resistência à corrosão e alto limite de proporcionalidade. Os pinos apresentam-se sob uma ampla variedade de desenhos, que incluem: ■ ■ ■ ■

pinos com paredes paralelas não rosqueáveis (p. ex., Para-Post, Whaledent); pinos cônicos não rosqueáveis (p. ex., Endo-Post, Kerr); pinos com paredes paralelas rosqueáveis (p. ex., Kurer Anchor System, Teledyne); e pinos cônicos rosqueáveis (p. ex., Dentatus Screw Post, Dentatus).

Tipos de Sistemas de Pinos Os pinos tanto podem ser pré-fabricados como fundidos. No caso do pino pré-fabricado, o núcleo pode ser construído com um dentre vários materiais para núcleos (amálgama, compósito, cimento de ionômero de vidro ou cimento de ionômero de vidro modiﬁcado por resina). Para o pino fundido, é comum usar um pino de plástico branco pré-fabricado e o núcleo pode ser incorporado ao pino plástico de maneira que o pino e o núcleo sejam fundidos como uma peça única. Embora em certa época um pino e núcleo fundidos tenham sido os sistemas de escolha, atualmente muitos cirurgiões-dentistas preferem algum tipo de pino pré-fabricado. A vantagem é que o procedimento é muito mais rápido, simples e barato que o fornecido por um sistema fundido. Este último leva duas consultas para ser concluído e também requer

Figura 2.6.7 Um pino e núcleo fundidos com férula, que é uma borda de metal estendida sobre o preparo.

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

mente forte para não fraturar. Ao mesmo tempo, o pino deve ser firme o bastante para não se flexionar já que isto comprometerá o selamento marginal. O aumento da espessura do pino enfraquecerá o dente e o tornará mais propenso a fraturas. Características retentivas como roscas ou superfície rugosa podem ajudar, mas deve-se notar que as roscas podem dar lugar a concentrações de tensões localizadas, as quais podem contribuir para fraturas dentárias. Neste contexto, os pinos autorrosqueáveis possuem excelente retenção, mas também estão associados à alta incidência de fratura dentária. Os pinos cônicos são os menos retentivos e quanto mais finos forem, maior a possibilidade de fratura dentária devido ao efeito de cunha.

Pinos de Resina Reforçados com Fibra Cada vez mais, os materiais compósitos de resina epóxica reforçada por fibra estão encontrando um lugar cada vez maior na Dentística Restauradora e a Endodontia não foge a esta regra. As fibras são alinhadas no longo eixo do pino, proporcionando resistência e não comprometendo a flexibilidade do pino. Atualmente, há dois tipos de sistemas de pinos de resina reforçados por fibra: ■

■

pinos reforçados por ﬁbra de carbono (p. ex., Composipost e Aestheti Post da RTD, Meylon, França; Carbonite da Harald Nordon sa, Montreux, Suíça); pinos reforçados por ﬁbra de vidro (p. ex., Snowpost da Carbotech, Ganges, França; Parapost Fiber White da Coltene/Whaledent, Nova Jérsei, EUA; Aestheti Plus Post da RTD, Meylon, França; Glassix da Harald Nordon sa, Montreux, Suíça).

O uso de uma matriz de resina significa que o pino possui o potencial de ser unido à estrutura dental remanescente e o núcleo pode, por sua vez, ser unido ao pino. Alega-se que isto melhorará a integridade estrutural da raiz dentária e, assim, diferente dos pinos metálicos, proporcionará uma estrutura de suporte mais forte para a coroa com menos chance de fraturas radiculares. Isto altera os requisitos dos pinos comparados aos pinos metálicos, já que o sistema atua como uma peça única para suportar a coroa. Enquanto no caso dos pinos metálicos é importante que haja alta rigidez a fim de prevenir curvaturas, como observado, no caso dos pinos de resina composta reforçados por fibra, o objetivo é produzir uma restauração que, estando unida, atua como uma unidade homogênea. A maneira de obter isto é usando um material com módulo de elasticidade semelhante ao da dentina. Isto permitiria uma distribuição de tensões mais uniforme e deveria reduzir a incidência de fraturas dentárias. Os pinos reforçados com fibra de carbono são negros, a não ser que especificamente revestidos para encobrir esta coloração, como no caso do Aestheti Post (RTD, Meylon, França). Os pinos reforçados com fibra de vidro possuem a vantagem de, sendo geralmente branco ou

branco/translúcido, poderem produzir resultados estéticos superiores quando usados em associação a restaurações de cerâmica pura.

Pinos Cerâmicos Do ponto de vista estético, os pinos cerâmicos seriam uma promessa considerável. Daí, os fabricantes começaram recentemente a produzir pinos cerâmicos como uma alternativa aos pinos brancos reforçados por ﬁbra. Um dos materiais que se tornou popular para tais pinos é a zircônia devido a sua presumida alta resistência e tenacidade e aparência branca. Os sistemas atuais incluem o Cosmopost (Ivoclar-Vivadent, Liechtenstein), o Biopost (Incermed, Lausanne, Suíça) e o Cerapost (Brassler, Lemgo, Alemanha). Entretanto, a inércia química da zircônia é um problema potencial no que diz respeito à retenção e estes sistemas devem contar com métodos mecânicos de retenção. O deslocamento dos pinos pode ocorrer devido à rotação da coroa, resultando em tensões de torção. Os pinos de zircônia sofrem com a falta de resistência à torção devido à falta de adesividade, enquanto a ausência de resistência à torção de um pino reforçado por ﬁbra tem origem na ausência de rigidez do pino. Até o momento, as informações sobre estes sistemas de pinos ainda são muito escassas.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Com o aumento do uso das restaurações de cerâmica pura, é provável que a demanda por sistemas de pinos e núcleos estéticos aumente signiﬁcativamente.

RESUMO Com relação aos pinos metálicos, tanto os pinos reforçados por ﬁbra como os cerâmicos são aquisições relativamente novas para o tratamento de dentes gravemente destruídos. É necessário consideravelmente mais conhecimento e experiência, tanto in vitro como in vivo, com o uso destes materiais antes que possam ser aceitos tão facilmente como os sistemas de pinos metálicos.

LEITURA COMPLEMENTAR Anon (2000) New developments in ﬁber post systems. Am J Dent 13: special issue p1B–24B Asmussen E, Peutzfeldt A, Heitmann T (1999) Stiffness, elastic limit, and strength of newer types of endodontic posts. J Dent 27: 275–278 Browne RM (1988) The in vitro assessment of the cytotoxicity of dental materials – does it have a role? Int Endod J 21: 50–58 Camillera J et al (2005) The constitution of mineral trioxide aggregate. Dent Mater 21: 297

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Pitt-Ford TR, Rowe AHR (1989) A new root canal sealer based on calcium hydroxide. J Endod 15: 286–289 Stanley HR (1998) Criteria for standardizing and increasing credibility of direct pulp capping studies. Am J Dent 11: Spec No: S17–34 Tobias RS (1988) Antibacterial properties of dental restorative materials – a review. Int Endod J 21: 155–160 Watts A et al (1994) Pulp response to a novel adhesive calcium hydroxide based cement. Eur J Prosthodont Rest Dent 3: 27–32

Esta pรกgina foi intencionalmente deixada em branco

Capítulo 2.7

MATERIAIS DE MOLDAGEM

INTRODUÇÃO Os materiais de moldagem são usados para produzir uma réplica detalhada dos dentes e dos tecidos da cavidade oral. Desta réplica, ou moldagem, pode ser feito um modelo que será utilizado na confecção de próteses totais, próteses parciais, coroas, pontes e inlays. Ao longo dos anos, uma grande variedade de materiais de moldagem e técnicas associadas foi desenvolvida, todas almejando obter a otimização das características desejáveis. Os materiais de moldagem podem ser classificados em materiais rígidos e elásticos (Tabela 2.7.1). Os materiais de moldagem rígidos não podem envolver retenções que podem estar presentes nos dentes ou no osso. Portanto, seu uso está restrito a pacientes edêntulos sem áreas de rebordo retentivas. Os materiais de moldagem elásticos são subdivididos em materiais de moldagem hidrocoloides e elastômeros. Ambos são capazes de moldar áreas retentivas e podem ser usados em pacientes edêntulos, parcialmente edentados e totalmente dentados. A escolha dependerá das exigências particulares de cada caso. A escolha do material de moldagem também pode ser afetada pela técnica a ser adotada, sendo a seleção de uma moldeira de estoque ou moldeira especial aspectos importantes. Estas moldeiras são necessárias para apoiar o material de moldagem (especialmente quando ele ainda está fluido), de forma que ele possa ser levado ao paciente, inserido na boca e removido depois de ter reagido. As moldeiras também fornecem suporte quando o modelo é vazado da moldagem. A variedade de aplicações e técnicas usadas com os materiais de moldagem é apresentada na Tabela 2.7.2. A escolha do tipo de moldeira é determinada de certa forma pela viscosidade do material de moldagem. Um material de moldagem que está muito fluido quando é inicialmente misturado não pode ser usado com uma moldeira de estoque, e uma moldeira individual bem-ajustada necessita ser produzida. Isso pode

ser feito pela construção de uma moldeira individual de acrílico de um modelo preliminar, ou pelo uso de um material de alta viscosidade, que é colocado numa moldeira de estoque e, uma vez tomado presa, uma moldeira individual é produzida. Alguns materiais de moldagem não estão disponíveis numa versão com viscosidade suﬁcientemente alta para uso em moldeira de estoque, e estes incluem a pasta zinco-enólica, o poliéter e os elastômeros de polissulfetos. Outros, como a godiva, o gesso Paris, o alginato e as siliconas, estão disponíveis em formulações que podem ser usadas com uma moldeira de estoque. Embora a godiva possa ser usada em uma moldeira de estoque, a moldagem obtida não reproduz os detalhes da superfície adequadamente, a menos que seja utilizada uma camada ﬂuida da pasta zinco-enólica. De maneira similar, os alginatos, quando usados numa moldeira de estoque, nem sempre fornecem o grau necessário de precisão, sendo então mais bem utilizados em moldeiras especiais.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A escolha do material de moldagem e do tipo de moldeira a ser usado dependerá da ﬁdelidade e da reprodução de detalhes superﬁciais que se deseja.

REQUISITOS DE UM MATERIAL DE MOLDAGEM Alguns dos requisitos de um material de moldagem já foram citados na discussão anterior e agora devem ser deﬁnidos mais explicitamente. As características importantes dos materiais de moldagem podem ser identiﬁcadas do ponto de vista do paciente ou do dentista (Tabela 2.7.3).

Reprodução Fiel dos Detalhes Superﬁciais A precisão da reprodução dos detalhes superﬁciais depende da viscosidade da mistura e da habilidade do

175

176

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Tabela 2.7.1 Classiﬁcação dos materiais de moldagem Rígido Gesso Godiva/pasta zinco-enólica Elástico Hidrocoloide Ágar (reversível) Alginato (irreversível) Elastômero

Se o material de moldagem for muito rígido, ele pode deslocar tais tecidos e produzir uma moldagem distorcida. Quando isto é reproduzido na prótese, os tecidos moles necessitarão se adaptar à prótese, e não o contrário, senão o paciente pode sentir desconforto. Tais materiais de moldagem são classificados como sendo mucocompressivos. O ideal é que o material de moldagem a ser empregado deve ser suficientemente fluido durante sua inserção para prevenir o deslocamento dos tecidos moles; tais materiais são considerados mucostáticos.

Polissulfeto Poliéter

Fidelidade Dimensional e Estabilidade

Silicona (de condensação)

Elas são dependentes dos fatores descritos a seguir.

Silicona (de adição)

Tipo de Moldeira material de moldagem em se adaptar intimamente aos tecidos moles e duros. Portanto, um material com baixa viscosidade é desejável, mas ela não deve ser tão baixa que o material não possa ser contido na moldeira de moldagem. Alguns materiais são hidrofóbicos (repelente de água) e serão repelidos pela umidade da superfície. Se isso acontecer numa área crítica, então, um detalhe superﬁcial importante pode ser perdido pela formação de bolhas na superfície de moldagem devido ao aprisionamento de ar. Um campo seco é essencial para esses materiais. Se isso não for possível, um material alternativo, que seja compatível com umidade e saliva, deve ser empregado. Existem ocasiões em que o paciente terá tecidos moles e móveis. Isto ocorre particularmente com os pacientes edêntulos, que podem apresentar um rebordo frouxo.

Se a moldeira for propensa à distorção, então, o modelo vazado desta moldeira também será distorcido. Logo, moldeiras altamente ﬂexíveis devem ser evitadas. Uma boa adesão entre a moldeira e o material de moldagem é muito importante. Se o material de moldagem extravasar da moldeira, isto distorcerá novamente a moldagem. Os fabricantes dos materiais de moldagem fornecerão um adesivo adequado para o seu material para assegurar uma boa adesão com a moldeira. É importante que as instruções dos fabricantes sejam seguidas rigorosamente, pois caso contrário poderá resultar em falha da união adesiva. Retenções adicionais podem ser obtidas com o uso de moldeiras perfuradas.

Contração do Material de Moldagem Quando o material de moldagem toma presa por meio de uma reação química ou por alguma mudança no estado

Tabela 2.7.2 Técnicas de moldagem indiretas Aplicação Próteses totais

Próteses parciais Coroas, pontes e inlays

Material de escolha

Técnica de moldagem

Viscosidade de escolha

Tipo de moldeira

Gesso Paris

Etapa única

⎯

Estoque/individual

Pasta zinco-enólica

Etapa única

⎯

Individual

Godiva/pasta zincoenólica

Duas etapas

⎯

Estoque

Alginato

Etapa única

⎯

Estoque/individual

Alginato

Etapa única

⎯

Estoque/individual

Elastômeros

Etapa única

Média

Individual

Godiva

Anel de cobre

⎯

Elastômero

Etapa única

Média

Individual

Mistura simultânea

Pesada/leve

Individual

Massa densa/massa ﬂuida (leve)

Estoque

Pesada/leve

Individual

Massa densa/massa ﬂuida (leve)

Estoque

Duas etapas

MATERIAIS DE MOLDAGEM

177

Tabela 2.7.3 Requisitos de um material de moldagem

Deformação Permanente

Do paciente

Do dentista

Gosto e odor neutros

Fácil mistura

Tempo de presa curto

Tempo de trabalho curto

Quando é feita a moldagem de um paciente dentado, haverá retenções devido às formas bolhosas das coroas dentárias. Nesse caso, o material de moldagem deve ser suficientemente flexível para permitir a remoção das regiões retentivas sem causar distorção; desta forma os materiais de moldagem rígidos não são adequados para esta finalidade. Devem ser empregados nestes casos os materiais de moldagem elásticos, mas como a grande maioria é, na verdade, viscoelástico (Cap. 1.7), existe a possibilidade de ocorrer algum grau de deformação permanente.

Moldeira pequena

Fácil remoção

Boa qualidade de moldagem

Não tóxico

Baixo custo Fácil desinfecção

físico, ambas geralmente resultam em alguma contração do material de moldagem. Uma vez que o material está firmemente aderido à moldeira, esta contração aumenta o espaço previamente ocupado pelos tecidos duros e moles. No caso de um preparo de coroa unitária, o resultado é um molde que é levemente maior que o preparo do dente original (Fig. 2.7.1). Se a contração do material de moldagem for excessiva, isto resultará numa coroa frouxamente adaptada. Se o material de moldagem expandir com a presa, ocorrerá então o problema inverso, com uma coroa muito apertada, com pouco espaço para o cimento que é necessário para fixar a peça no lugar. Além das alterações nas dimensões durante a presa, existe também uma leve contração térmica do material de moldagem na medida em que ele resfria da temperatura da boca para a temperatura ambiente. Os coeficientes de expansão térmica tanto da moldeira quanto do material de moldagem devem ser pequenos. O ideal é que um material de moldagem deve apresentar uma contração muito pequena (<0,5%), pois isto resultará na produção de uma coroa que é levemente maior que o preparo confeccionado ⎯ isto fornecerá o espaço necessário para o cimento a ser usado.

Estabilidade de Armazenagem Geralmente, existe uma demora signiﬁcante entre a realização da moldagem e a sua chegada ao laboratório de prótese onde o modelo será vazado. É importante que o material de moldagem não contraia, não expanda e nem distorça durante este período de tempo.

Técnica de Moldagem No caso dos materiais de moldagem de silicona, em particular, existe uma variedade de técnicas de moldagem que pode ser empregada. É importante que a técnica apropriada seja usada para cada material. Isso será tratado posteriormente, na discussão sobre os materiais de moldagem de silicona.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Os materiais de moldagem devem atender a uma grande variedade de requisitos, não surpreendendo que existam tantos no mercado.

MATERIAIS DE MOLDAGEM RÍGIDOS Espaço do dente

Moldeira

Godiva para Moldagem A godiva de moldagem é um material termoplástico com uma temperatura de transição vítrea em torno de 55-60° C. Acima da temperatura de transição vítrea, ela se torna macia e toma uma nova forma. Com o resfriamento da temperatura na boca, ela endurece e pode ser removida, retendo a forma (moldagem) da cavidade oral. Portanto, não existe reação química envolvida no uso deste material.

Material de moldagem

Figura 2.7.1 Contração do material de moldagem em direção à moldeira, resultando na produção de um modelo que é levemente maior que o preparo original.

Composição A composição das godivas para moldagem tende a variar de produto para produto e é em geral um segredo de mercado. Elas consistem em uma combinação de resinas e ceras, plastiﬁcadores e cargas, cada um possuindo uma função especíﬁca: ■

Resinas e ceras. As resinas são substâncias orgânicas amorfas que são insolúveis em água. As resinas típicas

■

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

de ocorrência natural usadas na godiva de moldagem são goma-laca, dammar, breu ou sandáraca. Alguns produtos recentes usam resinas sintéticas (p. ex., cumerineindeno) para promover maior controle e consistência da composição. As ceras são hidrocarbonetos de cadeia linear de fórmula geral CH3(CH2)n CH3, e o n está entre 15 e 42. Elas são caracteristicamente sem sabor, inodoras, sem cor e grudentas ao toque. As ceras usadas nas godivas para moldagem incluem a cera de abelha e a colofônia. Plastificadores. As ceras e as resinas, se usadas isoladamente, tendem a produzir um material frágil com tendência à pegajosidade. A fragilidade é superada pela adição de plastificadores, tais como a guta percha e agora é mais comum o uso do ácido esteárico. Cargas. Para superar a pegajosidade, controlar a fluidez e minimizar a contração devido à contração térmica, adiciona-se carga ao material. As cargas mais utilizadas são o carbonato de cálcio e a pedra-pomes. As cargas também melhoram a rigidez deste material de moldagem.

Propriedades A godiva para moldagem é mucocompressiva, já que é o material de moldagem utilizado mais viscoso empregado. Isso pode representar problemas, especialmente, naqueles pacientes que possuem rebordo mandibular frouxo. A godiva se torna rígida quando resfriada e, portanto, não pode ser usada para moldar áreas retentivas. Ela possui uma alta viscosidade, de forma que a reprodução dos detalhes superficiais não é muito boa. No entanto, a reprodução pode ser melhorada pelo reaquecimento da superfície do material de moldagem após a primeira moldagem, reposicionando-o na boca do paciente. Mesmo assim, a qualidade de cópia dos detalhes superficiais não é tão bom quanto o que é conseguido com todos os outros materiais de moldagem. Portanto, é melhor usar a godiva como uma maneira simples e rápida de se produzir uma moldeira individual e, então, usar uma camada fluida de pasta zinco-enólica para fornecer os detalhes das superfícies. Os coeficientes de expansão térmica das resinas e ceras são muito altos, como indicado na Tabela 2.7.4, e são altamente não lineares na faixa de temperatura de interesse odontológico (Fig. 2.7.2). A contração é na ordem de 1,5%, e é devido à contração térmica da temperatura da boca para a do ambiente. O material possui pouca estabilidade dimensional e o modelo deve ser vazado o mais rápido possível, tão logo a moldagem seja realizada; isto deve ocorrer dentro de uma hora. A condutividade térmica da godiva de moldagem é muito baixa, significando que durante o amolecimento o lado externo sempre amolecerá primeiro. Isto pode dar a impressão de que o material está pronto para uso, quando

Tabela 2.7.4 Coeﬁciente de expansão das ceras Origem

Nome

Variação de temperatura (°C)

Mineral

Paraﬁna

20-28

307

28-34

1.631

Planta

Carnaúba

22-52

156

Inseto

Cera de abelha

Coeﬁciente de expansão (ppm/°C)

22-41

344

41-50

1.048

Parafina

Cera de abelha

Cera para escultura

Expansão

178

Carnaúba

Temperatura Figura 2.7.2 Expansão térmica das ceras.

a parte interna ainda pode estar rígida. O diferencial de expansão causa o surgimento de pressões internas, que se aliviam no curso devido à distorção da moldagem. Portanto, o material deve ser colocado em banho-maria para permitir um tempo necessário para se alcançar uma temperatura uniforme. Mesmo assim, as pressões internas inevitavelmente se formarão durante o resfriamento, e ﬁnalmente originar distorções, motivo pelo qual o modelo deve ser vazado o mais cedo possível.

Aplicação Sua principal aplicação é para o registro de moldagens preliminares de arcadas edentadas. Isto fornece um modelo no qual uma moldeira individual pode ser construída, e que depois será usada com um material de moldagem de baixa viscosidade (tal como a pasta zinco-enólica) para registro do ﬁno detalhamento superﬁcial (veja a seguir). O material é relativamente pouco usado nos dias de hoje, pois outros materiais são preferidos.

Pasta Zinco-Enólica Enquanto muitos produtos de óxido de zinco e eugenol são apresentados em sistemas de pó-líquido, o material

MATERIAIS DE MOLDAGEM

de moldagem é na forma de duas pastas. Existe tipicamente uma pasta base, consistindo em óxido de zinco, óleo de oliva, óleo de linhaça, acetato de zinco e um traço de água, e uma pasta catalisadora, consistindo em eugenol e cargas, como caulim e talco. O óxido de zinco e eugenol são os componentes reativos que participam da reação de presa (Cap. 2.4). A água inicia a reação de presa, e o acetato de zinco está presente para acelerar o processo de presa. Os óleos e as cargas são substâncias inertes, que permitem que o material seja usado numa formulação pasta-pasta e auxilia à alcançar características de manipulação adequadas.

Propriedades O líquido é muito ﬂuido, isto é, mucostático, e, sendo um sistema à base de água, rapidamente se adapta aos tecidos moles. Portanto, ele fornece uma reprodução detalhada dos tecidos moles sem causar o seu deslocamento. No entanto este material é rígido após reação de presa e, desta forma, é inadequado para registrar áreas retentivas. Isso limita sua aplicação às bocas edentadas, onde é usado com uma moldeira individual. Ele possui a vantagem de ser dimensionalmente estável e apresenta pouca contração de presa. Contudo, como o material é usado com uma moldeira individual, ela pode impor limitações na estabilidade dimensional de toda a moldagem. Embora o material seja atóxico, o eugenol pode causar uma sensação de queimação na boca e deixar um gosto persistente que pode ser desagradável ao paciente. A pasta tende a aderir à pele, por isso, a pele em torno dos lábios deve ser protegida com vaselina.

Gesso para Moldagem

179

para as moldagens, a expansão deve ser mantida em um mínimo. Como o sulfato de potássio também age como um acelerador da presa, o bórax é necessário para compensar esta aceleração. O tempo de trabalho é na ordem de 2 a 3 minutos, assim como o tempo de presa. O material misturado possui viscosidade muito baixa e, por isso, é mucostático. Ele é hidrofílico e, portanto, adapta-se facilmente aos tecidos moles, registrando seu detalhamento superﬁcial com precisão. O material é mais bem-usado numa moldeira individual, feita de acrílico ou placa-base, numa espessura de 1,0-1,5 mm. De maneira alternativa, ele pode ser usado como uma camada ﬂuida em uma moldeira individual de godiva. A estabilidade dimensional do gesso de moldagem é muito boa, de modo que a demora no vazamento do modelo não traz consequência, embora extremos de temperatura devam ser evitados. Um meio isolante (usualmente uma solução de alginato de sódio) deve ser usado entre o gesso de modelo e o gesso de moldagem. O material é rígido após a presa e, portanto, incapaz de registrar áreas retentivas, o que limita a sua aplicação aos pacientes edêntulos. Do ponto de vista do paciente, não é um material desagradável, embora exista a tendência de ele deixar uma sensação de secura na boca por algum tempo após a realização da moldagem.

MATERIAIS DE MOLDAGEM ELÁSTICOS O primeiro material de moldagem elástico foi o hidrocoloide, que foi introduzido na odontologia em 1925. Desde então, muitos outros materiais de moldagem elastoméricos se tornaram disponíveis, como indicado na linha de tempo a seguir:

Apresentação e Composição O gesso para moldagem consiste em um pó ao qual é adicionada água para produzir uma pasta macia. A composição do pó e reação de presa é similar àquela dos materiais de modelo, discutidos com mais detalhes no Capítulo 3.1. O material de moldagem consiste tipicamente em sulfato de cálcio β-hemi-hidratado (CaSo4)2·H2O, sulfato de potássio para reduzir a expansão, bórax para reduzir a velocidade da reação de presa, e amido para auxiliar na desintegração da moldagem na separação do gesso para moldagem do gesso-pedra para modelo.

Propriedades O gesso para moldagem é de fácil mistura, mas deve-se tomar muito cuidado para evitar o aprisionamento de bolhas de ar, pois elas dão origem a defeitos superﬁciais. O material possui características de trabalho e de presa bem-controladas, que são governadas pelas quantidades relativas de bórax e sulfato de potássio. A quantidade de sulfato de potássio é em geral maior que a encontrada num gesso para modelo, uma vez que,

Hidrocoloide |1920

|1930

Polisulfeto

Poliéter

|1940

|1950

|1960 |

Silicona de Adição Hidrofílica |1970

|1980

|1990

|2000

Silicona de condensação Silicona de adição

Coloides A palavra coloide é derivada da palavra kola, que significa cola, e oide, que significa como. Portanto, o coloide possui a característica física parecida com uma cola. O estado coloidal representa uma fase de partículas finas altamente dispersas dentro de uma outra fase, algo entre uma solução e uma suspensão: ■ ■ ■

Uma solução é uma mistura homogênea composta de apenas uma fase. Uma suspensão é uma mistura de duas fases distintas. Um coloide é uma mistura heterogênea de duas fases, em que as duas fases não são facilmente diferenciadas.

180

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

A diferença entre um coloide e uma suspensão é que num coloide a fase dispersa não é prontamente detectável microscopicamente. Exemplos de coloide de uso odontológico são: ■ ■ ■

sílica coloidal na resina; gotículas de óleo no sistema de água das turbinas; cargas nos materiais de moldagem.

O tamanho da fase finamente dispersa não pode ser definida precisamente, mas é levemente maior que o tamanho molecular simples, em geral na faixa de 1 a 500 nm. O coloide pode existir na forma de um líquido viscoso, conhecido como sol, ou um sólido, descrito como um gel. Se as partículas estão suspensas em água, então, a suspensão é chamada de hidrocoloide, com o líquido sendo um hidrosol, e o sólido, um hidrogel. No caso do hidrogel, existe uma trama entrelaçada das partículas sólidas com o líquido aprisionado nos interstícios. As partículas sólidas estão na forma de fibrilas ou cadeias de moléculas. Os materiais hidrocoloides para moldagem se apresentam de duas formas: ■ ■

reversível, por exemplo, ágar; irreversível, por exemplo, alginato.

gel

sol aquecimento

gel resfriamento

Esses materiais são análogos aos termoplásticos e possuem a vantagem de poder ser utilizados repetidamente. O ágar é aquecido em banho-maria até se tornar um ﬂuido. Ele é colocado numa moldeira metálica especial pela qual a água circula quando a moldeira é levada à boca do paciente. A água resfria o ágar, que então se solidiﬁca novamente como um gel, adquirindo a forma dos tecidos orais.

Composição A composição e a indicação dos vários ingredientes de um ágar de moldagem típico são mostradas na Tabela 2.7.5. Como pode ser observado pela sua composição, somente uma pequena quantidade de ágar é necessária para formar um gel.

Apresentação e Aplicação O material é fornecido em sachets na forma de tubo para carregar a moldeira ou em seringa para fácil adaptação aos dentes. O conteúdo de ágar no material fornecido

Ágar Tabela 2.7.5 Composição de um material de moldagem à base de ágar

O ágar é um sulfato galactose, que forma um coloide com a água. Ele se liquefaz entre 71°C e 100°C e se torna gel novamente entre 30°C e 50°C. Ele é uma molécula de cadeia longa, com peso molecular de aproximadamente 150.000. A estrutura desse polissacarídeo é demonstrada na Figura 2.7.3. Os grupamentos hidroxilas (OH) formam pontes de hidrogênio, levando à formação de uma estrutura helicoidal. Quando aquecido, essas pontes de hidrogênio são quebradas, a hélice é desenroscada e o gel é transformado num ﬂuido viscoso. Esse processo é, portanto, reversível na maneira mostrada a seguir:

OH OH

H H

H O

H OH C

Figura 2.7.3 Estrutura de um polissacarídeo.

12,5 0,2

Gel reforçador

Sulfato de potássio

1,7

Acelerador do modelo

Alquil benzoato

0,1

Preserva a forma

Corantes e aromatizantes

Traço

Aparência e gosto

Água

85,5

Fase contínua

H OH

C H

H O

Propósito Fase dispersa

Bórax

Quantidade (%)

Ágar

Componente

CH 2SO4 H

MATERIAIS DE MOLDAGEM

em seringas é menor que aquele do material empregado para carregar a moldeira, de forma a se tornar mais fluido e mais fácil de ejetar da seringa para aplicar em volta do dente. Quando imergidos em banho-maria com temperatura controlada, ambos os materiais tornam-se líquidos viscosos depois de aproximadamente 8 a 12 minutos e pode permanecer assim por várias horas. É importante que o material não seja superaquecido, pois isso causará a ruptura do polímero. O banho-maria usualmente consiste em três compartimentos, cada um com uma temperatura diferente. Um compartimento contém água próxima ao seu ponto de ebulição e é usado para a liquefação do ágar. Um segundo compartimento é mantido a 63°C-66°C para armazenagem do ágar. O terceiro compartimento é mantido a 46°C e é usado para o temperamento do ágar, depois que ele é colocado na moldeira especial com refrigeração à água. Esse compartimento é necessário para assegurar que o ágar seja resfriado a uma temperatura aceitável ao paciente e que não queime os tecidos. Devido à quantidade relativamente pequena do material de seringa a ser utilizada, este não necessita ser temperado e pode ser mantido no compartimento de armazenagem. Os conteúdos do tubo são espremidos dentro da moldeira de moldagem e colocado no banho-maria. Uma vez que o ágar é suficientemente resfriado, o que leva cerca de dois minutos, a moldeira é colocada na boca do paciente. O suprimento de água é conectado na moldeira apenas nessa etapa. A temperatura da água para o resfriamento da moldeira deve ser em torno de 13°C, de forma a ser confortável ao paciente; se estiver muito fria, o choque térmico resultante pode causar dor considerável e desconforto. É feita a circulação da água pela moldeira e, após cinco minutos, o ágar terá solidificado. A moldeira pode ser então retirada da boca do paciente, obtendo-se uma reprodução fiel dos tecidos. Se por qualquer motivo, o material não for usado, ele poderá ser utilizado novamente numa data posterior. O tempo necessário para a nova liquefação do material pode ser maior, de modo que o processo pode demorar em até quatro minutos a mais. Cada vez que o material é aquecido, ele sofre alguma ruptura da estrutura polimérica, o que torna o ágar consideravelmente mais rígido. Portanto, ele não deve ser reaquecido mais que quatro vezes.

Propriedades Como ele é um líquido altamente fluido quando colocado na boca ele adapta-se rapidamente aos contornos dos tecidos duros e moles por causa da sua natureza hidrofílica; assim esse material fornece uma reprodução muito precisa do detalhamento superficial. Além disso, o material mais próximo da moldeira resfriada se geleifica primeiro, enquanto que o material em contato com os tecidos permanece líquido por mais tempo e pode com-

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pensar quaisquer imperfeições devido à contração ou ao movimento sem intenção da moldeira. O modelo deve ser vazado na moldagem imediatamente, e se isso não for possível, o material de moldagem deve ser mantido em umidade relativa de 100% envolvido em uma toalha molhada. Em qualquer caso, o modelo precisa ser vazado dentro de uma hora, pois o material sofre de dois problemas potenciais: 1. Sinérese. Este é um processo pelo qual a água é forçada para fora da superfície da moldagem na medida em que as moléculas do gel se aproximam umas das outras, com o objetivo principal de aliviar as tensões internas. A água evapora da superfície causando a contração do material de moldagem. 2. Embebição. Refere-se à absorção de água que ocorre se o material se torna seco, possivelmente devido à técnica inadequada de armazenamento. Se isso ocorrer, haverá a distorção da moldagem, por causa do alívio das tensões internas que estão sempre presentes durante o processo. O material pode ser facilmente removido das retenções, mas muito cuidado deve ser tomado já que ele se rasga muito facilmente e não adere à moldeira de estoque. Apesar de a moldeira ser perfurada, existe sempre a possibilidade de que alguma separação ocorra quando se trabalha com uma anatomia oral com grandes áreas retentivas. O material é altamente viscoelástico, por isso é importante que a moldeira seja removida em movimento rápido e instantâneo, de forma que ocorra uma resposta quase elástica. Isso se aplica igualmente a muitos outros materiais de moldagem à base de polímeros. É necessário que o material de moldagem possua uma espessura razoável para limitar a extensão da deformação que surge durante a remoção de áreas retentivas. O bórax no material, que está presente para controlar o pH, possui o efeito adverso de reagir com o material do modelo retardando a sua reação de presa; isto pode resultar numa superfície amolecida do modelo. O sulfato de potássio é adicionado no intuito de evitar esta ocorrência. O material é atóxico e não irritante aos pacientes desde que o procedimento recomendado seja cuidadosamente seguido. Ele é relativamente barato, e é utilizado em alguns laboratórios para duplicar modelos, já que pode ser reciclado por até quatro vezes. Os materiais de ágar para moldagem possuem algumas desvantagens, pois há necessidade de equipamento especial, tais como as moldeiras refrigeradas à água e o banho-maria de temperatura controlada, e existe um custo inicial para obter este equipamento. Além disto, a moldeira refrigerada à água é muito pesada, o que pode causar algum desconforto ao paciente. Apesar de o material poder, em princípio, ser reciclado, a preocupação decorrente da infecção cruzada inviabiliza este procedi-

182

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

mento nos dias atuais. Também se deve tomar cuidado para assegurar que os banhos-maria não se contaminem. Por esses motivos, este material de moldagem é relativamente pouco usado hoje em dia.

Alginatos Os alginatos são baseados no ácido algínico, que é derivado de uma alga marinha. A estrutura do ácido algínico é um tanto complexa e é mostrada na Figura 2.7.4. Algumas das moléculas de hidrogênio dos grupos carboxílicos são substituídas pelo sódio, formando então um sal solúvel, com peso molecular de 20.000 a 200.000. A reação de presa desse material ocorre pela criação de ligações cruzadas entre as cadeias poliméricas do alginato de sódio. A composição de um alginato típico é apresentada na Tabela 2.7.6.

Reação de Presa Quando misturada com a água, ocorre uma reação química que leva à formação de ligações cruzadas entre as cadeias poliméricas, formando uma estrutura reticulada tridimensional. Como essas reações cruzadas não podem ser quebradas uma vez formadas, isto é um processo irreversível, de modo que o material só pode ser usado uma vez: sol

gel reação química

Reação de Presa O sulfato de cálcio di-hidratado fornece os íons de cálcio para a formação de ligações cruzadas que convertem o sol

Tabela 2.7.6 Composição de um alginato para moldagem Componente

Quantidade (%)

Propósito

Alginato de sódio

Formador de hidrogel

Sulfato de cálcio di-hidratado

Fornece íons de cálcio

Fosfato de sódio

Controla o tempo de trabalho

Sulfato de potássio

Presa do modelo

Cargas (terra diatomácea)

Controla a consistência

Silicoﬂuoreto de sódio

Controla o pH

em um gel. Os íons de cálcio são liberados do sulfato de cálcio di-hidratado, que é parcialmente solúvel em água: (CaSO4)·2H2O → 2Ca2+ + 2SO42 + H2O –

O mecanismo de formação das ligações cruzadas é mostrado na Figura 2.7.5 e pode ser descrito pela seguinte reação geral: Nan Alg + n/2 CaSO4 → alginato + sulfato → de de sódio cálcio di-hidratado

n/2 Na2SO4 sulfato de sódio

+ Can/2 Alg + gel de alginato de cálcio

Os tempos de trabalho e de presa são determinados pela velocidade de liberação dos íons de cálcio e pela sua disponibilidade para a formação das ligações cruzadas.

Ácido algínico

Alginato de sódio

Figura 2.7.4 Estrutura do alginato de sódio com os íons de hidrogênio do ácido algínico sendo substituído pelos íons sódio.

MATERIAIS DE MOLDAGEM

183

Figura 2.7.5 Formação de ligações cruzadas no alginato de sódio na presença de íons cálcio.

A dissolução rápida do sulfato de cálcio daria ao material um tempo de trabalho inadequado, portanto, para superar isto, o fosfato de sódio é adicionado para regular a rápida liberação inicial de íons de cálcio. O fosfato de sódio age como um retardador, e a quantidade incluída pode ser variada para produzir versões de presa regular e rápida desse material de moldagem. Os íons de sódio são produzidos pela seguinte reação: Na3PO4 → 3Na+ + PO43

–

Os íons de cálcio reagem preferencialmente com os íons fosfato para formar um fosfato de cálcio insolúvel: 3Ca2+ + 2PO43 → Ca3(PO4)2 –

Portanto, os íons de cálcio que são liberados inicialmente do sulfato de cálcio di-hidratado não estão disponíveis para formação de ligações cruzadas, pois eles reagem com os íons de fosfato. Só quando íons de cálcio suﬁcientes tiverem sido liberados para reagir com todo o fosfato de sódio que foi adicionado é que haverá íons de cálcio livres e disponíveis para formação das ligações cruzadas. Durante a reação de presa ocorre uma alteração considerável do pH que passa de 11 para aproximadamente 7. Esta alteração no pH é utilizada por alguns fabricantes em algumas formulações para permitir uma percepção visual do tempo de trabalho e da reação de presa, pela incorporação de indicadores de pH.

Propriedades Esses materiais são fornecidos na forma de pó livres de poeira para superar qualquer irritação potencial devido às pequenas partículas de poeira que entram na atmosfera e são inaladas. O pó deve ser misturado completamente antes do uso, para eliminar a segregação dos componentes que pode ocorrer durante a armazenagem e para incorporar a camada superﬁcial, que em geral é contaminada com umidade da atmosfera. A embalagem deve ser fechada logo após a remoção da quantidade desejada. A proporção correta de pó e água é importante, e os fabricantes fornecem uma colher-medida adequada. A mistura é feita mais facilmente numa cuba de borracha com uma espátula semelhante à usada para misturar gesso-pedra.

Esse material possui um tempo de trabalho controlado, mas ele varia de um produto para outro. Podem ser alterados os tempos de trabalho e de presa com o uso de água morna, mas é preferível optar por um produto com tempo de trabalho e de presa adequado para as necessidades individuais e usar água em temperatura entre 18°C e 24°C. Os valores típicos para os alginatos de presa regular e rápida estão mostrados na Tabela 2.7.7. O tempo de presa clínico pode ser detectado pela perda da pegajosidade da superfície. A moldagem deve permanecer no lugar por dois a três minutos depois da perda da pegajosidade superﬁcial. A reprodução de detalhes da superfície obtida com estes materiais não é tão boa como aquela alcançada com ágar ou com elastômeros, portanto, eles não são recomendados para trabalhos de coroas e pontes. No entanto, estes materiais são muito populares para trabalhos de próteses totais e parciais. Os alginatos sofrem dos mesmos problemas do ágar, pois são suscetíveis a sinérese e embebição, resultado em baixa estabilidade dimensional. Assim como com o ágar, o modelo deve ser vazado dentro de uma hora e mantido úmido durante tal período, enrolando uma toalha molhada no modelo. Como o ágar, o alginato é altamente viscoelástico, e é necessário o emprego de uma técnica de remoção rápida e instantânea com o objetivo de obter uma resposta elástica. A quantidade de deformação compressiva que o material pode experimentar durante sua remoção das áreas retentivas pode ser tão alta quanto 10%. A deformação permanente em tais circunstâncias pode ser na ordem de 1,5%, que é aceitável para o tipo de aplicações no qual esses materiais são usados. A deformação perma-

Tabela 2.7.7 Comparação dos alginatos de presa regular e rápida Presa regular

Presa rápida

Tempo de mistura (minutos)

0,75

Tempo de trabalho (minutos)

3–4,5

1,25–2

Tempo de presa (minutos)

1–4,5

1–2

184

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

nente é um tanto maior que a do ágar de moldagem, que, nas mesmas condições, seria na ordem de 1%. A deformação permanente pode ser minimizada, assegurando-se que não exista nenhuma área retentiva profunda, já que quanto mais profunda a retenção, maior a quantidade de deformação compressiva. Utilizar uma técnica de remoção instantânea assegurará que o material será mantido por compressão pelo menor tempo possível, o que é uma vantagem porque quanto mais tempo o material for mantido sob compressão, maior a quantidade de deformação permanente devido à natureza viscoelástica dos alginatos. Parte da deformação será recuperada assim que a moldagem é retirada e a carga compressiva removida. Contudo, embora tempos de recuperação maiores resultem em menor deformação permanente, essa vantagem não deve ser utilizada em função da instabilidade dimensional do material. Os alginatos possuem uma resistência ao rasgamento menor que o ágar.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Embora o emprego de uma maior velocidade de remoção conseguida com o uso de uma técnica de remoção instantânea aumente levemente a resistência ao rasgamento, os alginatos não podem ser usados para a moldagem de coroas e pontes, pois ocorrerá ruptura excessiva durante a remoção.

dos detalhes de superfície; o ágar é dimensionalmente instável e adequado somente se os recursos laboratoriais estiverem próximos; e os materiais rígidos de moldagem não podem ser removidos de áreas retentivas mais profundas. Portanto, ainda existe a necessidade de um material de moldagem que seja preciso, que apresente uma recuperação de deformação ampla e que possua uma longa estabilidade dimensional. Estes requisitos podem ser todos alcançados com os materiais elastoméricos. Os materiais de moldagem elastoméricos são caracterizados como polímeros que são usados numa temperatura acima da sua temperatura de transição vítrea, Tg. Tais materiais tornam-se mais e mais ﬂuidos, conforme sua temperatura aumenta acima da temperatura de transição vítrea. A viscosidade dos polímeros, que são usados nos materiais de moldagem, são governadas principalmente pelo peso molecular do polímero (isto é, o comprimento da cadeia polimérica) e pela presença de aditivos, como as cargas. Portanto, podemos ter um material que é ﬂuido à temperatura ambiente, mas que pode se tornar sólido à medida que as longas cadeias poliméricas se unam. Este processo de união das cadeias para formar uma cadeia tridimensional é conhecido como formação de ligações cruzadas (Cap. 1.6) e forma a base da transição líquido-sólido de todos os materiais de moldagem elastoméricos. Existem, essencialmente, três grupos principais de materiais de moldagem elastoméricos: ■

A moldagem deve ser lavada após a remoção da boca do paciente para remover qualquer resíduo de saliva, pois ela interferirá com a reação de presa do modelo de gesso. Qualquer água na superfície deve ser removida antes do vazamento do modelo, pois a água residual diluirá o material do modelo, resultando numa superfície amolecida, que é facilmente daniﬁcada. O alginato não deve permanecer no modelo por muito tempo, pois a separação se torna difícil se o molde de alginato estiver ressecado. Isso resultaria num modelo com superfície deﬁciente, pois remanescentes de alginato são deixados na superfície do modelo. A aceitabilidade do paciente não é problema com esse material de moldagem. O material é barato, mas possui tempo de validade curto, provavelmente relacionado à contaminação com água.

MATERIAIS DE MOLDAGEM ELASTOMÉRICOS Os materiais de moldagem discutidos até aqui não são bons o suﬁciente para a realização de moldagens precisas de pacientes dentados. Os alginatos são materiais inerentemente fracos e fornecem reprodução deﬁciente

■ ■

polissulfetos; poliéteres; siliconas.

Em primeiro lugar, será descrito a química desses materiais de moldagem elastoméricos e, então, serão considerados os seus méritos relativos.

Polissulfetos O polímero de polissulfeto, mostrado a seguir, possui um peso molecular de 2.000 a 4.000, com grupamentos terminais e pendentes de mercaptana (–SH) (Fig. 2.7.6). Os subscritos x e y na Figura 2.7.6 denotam os números das unidades repetidas. Estes materiais também são conhecidos como borrachas tiocol, pois elas são derivadas dos tióis, que são análogos sulfúricos de álcoois (p. ex., etanotiol, CH3CH2SH, em vez de etanol, CH3CH2OH). Os grupamentos de mercaptanas são oxidados por um acelerador para permitir tanto o alongamento da cadeia como a formação de ligações cruzadas, como mostra a Figura 2.7.7. Esta reação causa um rápido aumento do peso molecular do polímero, que faz com que a pasta seja convertida em borracha. A água é um subproduto da reação.

MATERIAIS DE MOLDAGEM

185

Figura 2.7.6 Um polissulfeto típico.

Alongamento da cadeia

Ligação cruzada

Figura 2.7.7 Formação de ligações cruzadas e alongamento da cadeia de um polissulfeto para moldagem.

A reação de polimerização é exotérmica, e o aumento de temperatura típico é de 3°C-4°C, embora isto dependa da quantidade de polissulfeto usada.

Apresentação Os polissulfetos são apresentados como uma pasta base (contendo polissulfeto e uma carga inerte, como o dióxido de titânio TiO2 em partículas de 0,3 μm) e uma pasta ativadora (contendo dióxido de chumbo, que dá uma coloração marrom característica, enxofre e dibutil ou dioctil ftalato).

Poliéteres Uma característica interessante dos materiais de moldagem à base de poliéter é que eles são desenvolvidos especificamente para a profissão odontológica. Eles foram introduzidos no final da década de 1960. Uma versão simplificada da estrutura polimérica é mostrada na Figura 2.7.8. O polímero toma presa pela reação com os grupamentos terminais imina. A reação de presa é mostrada na Figura 2.7.9. Não existe nenhum subproduto asso-

ciado a esta reação, que é uma razão pela qual o material possui boa estabilidade dimensional. Contudo, ele tende a absorver água durante a armazenagem e, portanto, deve ser mantido em ambiente seco; certamente, não se deve nunca colocar o polímero num mesmo pacote com uma moldagem em alginato.

Apresentação Os poliéteres são comercializados num sistema de duas pastas: uma pasta base (consistindo em poliéter, um plastiﬁcador como o glicoéter ou ftalato, e sílica coloidal como carga inerte), e uma pasta ativadora (consistindo em um éster sulfonato aromático, um plastiﬁcador e uma carga inerte).

Siliconas Existem dois grupos importantes de siliconas para moldagem. Um grupo é conhecido como silicona com reação de presa por condensação e o outro como silicona com reação de presa por adição. Ambos são baseados no polímero de polidimetil siloxano, mas possuem grupamentos terminais diferentes, dando origem a diferentes mecanismos de reação.

Siliconas de Condensação

Figura 2.7.8 Estrutura de um poliéter.

Esses materiais são baseados em um polímero de polidimetil siloxano com grupamentos terminais de hidroxila, como mostrado na Figura 2.7.10. A formação de ligações cruzadas é obtida pelo uso de um tetraetil silicato (TES), de forma que três cadeias poliméricas podem ser unidas, como mostrado na Figura 2.7.11. Três grupamentos funcionais são necessários para formar uma cadeia de reações cruzadas, já que a funcionalidade de

186

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Figura 2.7.9 Formação de ligação cruzada por meio dos grupamentos pendentes imina de um poliéter.

Figura 2.7.10 Polidimetil siloxano com terminação hidroxila.

Figura 2.7.12 Polidimetil siloxano com grupamentos terminais vinilícos.

de TES promove uma reação de presa incompleta, deixando o material com propriedades mecânicas reduzidas, tais como alta deformação permanente. Ao contrário, o excesso de TES também promove reação de presa incompleta, deixando muitos grupamentos terminais etil não reagidos.

Siliconas de Adição

Figura 2.7.11 Formação de ligações cruzadas em uma silicona de condensação para moldagem.

dois apenas dá origem ao alongamento da cadeia. O subproduto desta reação é um álcool (R-OH).

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A liberação de um álcool compromete a estabilidade de armazenamento.

Apresentação O material vem na forma de uma pasta base contendo silicona ﬂuido e uma carga, e uma pasta ativadora de tetraetil silicato (agente de ligação cruzada). É importante que a quantidade de pasta ativadora usada seja cuidadosamente controlada. Quantidade insuﬁciente

Esses materiais são similares às siliconas de condensação, pois também são baseados em um polímero de polidimetil siloxano. No entanto, neste caso, os grupamentos terminais são vinis, como mostrados na Figura 2.7.12. A reação de presa ocorre por meio de um catalisador de platina e um silanol, como representados na Figura 2.7.13. Uma característica importante desta reação de presa é que não existe subproduto.

Apresentação As siliconas de adição apresentam-se como uma pasta base (de polivinil siloxano, silanol e uma carga) e uma pasta catalisadora (de polivinil siloxano, catalisador de platina e uma carga).

MÉRITOS RELATIVOS AOS MATERIAIS DE MOLDAGEM ELASTOMÉRICOS Características de Manipulação A reação de presa dos polissulfetos é altamente suscetível às alterações das condições do ambiente, tais como: temperatura e variação da umidade; e a menos que essas

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Platina catalisador

Figura 2.7.13 Formação de ligações cruzadas em uma silicona de adição para moldagem.

condições sejam cuidadosamente controladas, os tempos de trabalho e de presa podem ser muito irregulares. Tipicamente, os tempos de trabalho e de presa são 6 e 13 minutos, respectivamente, e são bastante longos comparados com os outros materiais de moldagem, que possuem tempos de presa entre 4-5 minutos. Uma temperatura ambiente alta combinada com alta umidade pode reduzir os tempos de trabalho e de presa, sendo o contrário também verdadeiro. A reação de presa das siliconas de condensação também pode apresentar um comportamento irregular, não apenas em função de uma mistura não uniforme, mas também porque o TES é suscetível à hidrólise. Se o TES se contaminar com a umidade, ele pode se tornar inativo, o que resultaria em momentos embaraçosos. O comportamento de presa do poliéter e das siliconas de adição é mais regular. Contudo, foi observado que a reação de presa da massa densa das siliconas de adição pode ser inibida caso o operador utilize luvas de látex. A mistura das siliconas de adição de baixa viscosidade foi consideravelmente facilitada com a introdução do sistema de pistolas de dispensamento. Elas evitam tanto a mistura incompleta como a introdução de bolhas de ar. Os materiais de moldagem elastoméricos estão disponíveis numa variedade de viscosidades, dependendo da quantidade de carga que é incorporada, e inclui uma pasta-base de baixa viscosidade (ﬂuida), média, pesada e uma massa densa. Os materiais de baixa viscosidade (leve) são usados na técnica de moldagem de dupla mistura (etapa única, duas fases) em combinação com um material de alta viscosidade e alta quantidade de carga (massa pesada) em uma moldeira individual. O outro uso é na técnica de moldagem com a massa densa/massa de baixa viscosidade (leve e uma ou duas etapas, duas fases), em combinação com uma massa densa com alta quantidade de carga numa moldeira de estoque. O material de média viscosidade pode ser usado como um material único, na técnica de moldagem de etapa única, usando uma moldeira individual ou em combinação com um material de baixa viscosidade (leve) na técnica de uma etapa e duas fases, novamente empregando uma moldeira individual.

Polissulfetos A viscosidade da pasta base depende da quantidade de carga presente, estando as pastas disponíveis na forma pesada, média e leve. Observe que não existe a versão massa densa desse material de moldagem, portanto ele deve ser usado com uma moldeira individual, usando tanto a base média isoladamente ou combinando as pastas pesada e leve.

Poliéteres Esses materiais estão disponíveis apenas em uma única viscosidade e podem ser usados numa moldeira especial usando uma mistura de viscosidade única. Contudo, um ﬂuidiﬁcante está disponível para produzir uma pasta de baixa viscosidade.

Siliconas de Condensação Uma ampla variedade de viscosidades está disponível, variando de uma massa densa a materiais pesados, de média e baixa viscosidade (leve). Existem também disponíveis alguns materiais com uma viscosidade muito baixa. Portanto, estes materiais podem ser usados com uma grande variedade de técnicas de moldagem. A diferença de viscosidade entre o ativador e a pasta base diﬁculta a obtenção de uma mistura uniforme, a menos que seja empregada uma boa técnica.

Siliconas de Adição Assim como nas siliconas de condensação, o material está disponível numa ampla variedade de viscosidades, variando de massa densa a consistências pesada, média e leve. Portanto, esses materiais também podem ser usados com uma ampla variedade de técnicas de moldagem. Eles possuem uma vantagem sobre as siliconas de condensação, porque a pasta-base e a pasta catalisadora de cada versão do material possuem as mesmas consistências, o que os torna relativamente fáceis de manipular. Se uma moldeira de estoque for usada para a técnica de moldagem de etapa única, então, existem algumas siliconas de adição que não possuem a tendência de escoar quando em repouso (isto é, quando carregado na moldeira), mas escoarão facilmente sob pressão. Estes são os materiais de moldagem monofásicos.

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Propriedades Mecânicas Rigidez A rigidez do material de moldagem após a reação de presa pode ser uma consideração importante no que tange à facilidade de remoção de áreas retentivas. Os polissulfetos são os mais ﬂexíveis e a rigidez relativa dos materiais após a presa pode ser classiﬁcada da seguinte forma quando se comparam materiais de viscosidade similares: PS < SC < SA < PE No entanto, no caso das siliconas de adição, existem problemas com as massas muito densas, nas quais a remoção pode ser muito difícil caso se permita que esta penetre em amplos espaços interdentais. Novas versões de massa densa com menor rigidez após a presa foram introduzidas e são chamadas de massas densas macias.

Deformação Permanente O ideal é que, quando a moldagem é removida de áreas retentivas, a deformação resultante deve ser totalmente e imediatamente recuperada. Todos os materiais de moldagem elastoméricos possuem comportamento viscoelástico, portanto, é importante que sejam removidos da boca por um rápido movimento. Isso assegurará que o material de moldagem seja deformado apenas por um curto período e que uma resposta praticamente elástica seja obtida. Se a moldagem é removida lentamente, o material terá a oportunidade de escoar e nem toda a deformação induzida será liberada. As siliconas são particularmente bons materiais por não apresentar quase nenhuma deformação permanente, enquanto que os polissulfetos possuem um grau relativamente alto de escoamento viscoso. Os materiais de moldagem podem ser ordenados da seguinte forma: PS > PE > SC > SA sendo os polissulfetos mais propensos à deformação permanente, e as siliconas de adição, os menos propensos.

Resistência ao Rasgamento A resistência ao rasgamento do material de moldagem é também uma propriedade importante, quando uma moldagem de um paciente dentado é realizada. Os polissulfetos possuem a maior resistência ao rasgamento, seguidos de longe pelos poliéteres e ﬁnalmente pelas siliconas. No entanto, uma alta resistência ao rasgamento não é necessariamente uma boa propriedade, já que uma altíssima resistência ao rasgamento pode diﬁcultar na remoção da moldagem da boca, quando o material de moldagem escoa nos espaços interdentais. Além disso, uma quantidade considerável de deformação pode ocorrer nos materiais com uma alta resistência ao rasgamento antes do material sofrer o rasgamento, e esta deformação pode não ser totalmente recuperada.

Dessa forma a resistência ao rasgamento deve ser suficiente para prevenir falhas catastróficas, mas não tão alta para resultar em deformação excessiva ou dificultar a remoção da moldagem.

Reprodução dos Detalhes Superficiais Todos os materiais de moldagem elastoméricos, quando empregados em baixa viscosidade, são capazes de reproduzir os detalhes da superfície de maneira muito precisa. A habilidade de reproduzir o detalhamento superficial está diretamente relacionada com a viscosidade do material de moldagem: quanto menor a viscosidade, melhor a reprodução. Na verdade, a reprodução de detalhes é em geral tão boa que os modelos de gesso são incapazes de reproduzi-la. Os fatores que causam imperfeições na reprodução dos detalhes superficiais são geralmente relacionados à técnica deficiente. Por exemplo, deve-se tomar muito cuidado durante a mistura das duas pastas para minimizar a presença de bolhas de ar. As bolhas de ar não são problema quando estão presentes no interior do corpo do material, mas podem ser um problema quando se localizam na superfície ou próximo dela, pois o detalhe será perdido. Outro problema que pode se manifestar é a ocorrência de áreas onde o material de moldagem não reagiu adequadamente, mantendo um aspecto pegajoso. Isso é geralmente devido à manipulação inadequada, resultando numa mistura não homogênea. Todos os materiais de moldagem elastoméricos são hidrofóbicos, e se a superfície dentária se contaminar com saliva, o material de moldagem é incapaz de cobri-la adequadamente ⎯ isso pode causar perda de cópia dos detalhes superficiais. A capacidade de um material de moldagem de escoar sobre uma superfície pode ser determinada pelas medições do ângulo de contato. Os ângulos de contato da água com os materiais de moldagem foram medidos, e os valores são 49,3o, 82,1o e 98,2o para o poliéter, polissulfeto e silicona de adição, respectivamente. Isto demonstra que as siliconas são particularmente problemáticas, e os poliéteres são os mais fáceis de se trabalhar sob esse ponto de vista. Uma variedade de siliconas de adição, chamados hidrofílicas, está disponível no mercado. Adicionou-se nestes materiais um surfactante para alterar a hidrofobicidade da superfície, reduzindo o ângulo de contato para valores próximos daquele dos poliéteres.

Estabilidade Dimensional e Fidelidade É importante que o modelo da cavidade oral seja uma réplica tridimensional precisa, pois todo o trabalho laboratorial será baseado nesse modelo. Além do problema da distorção, existe também o perigo da expansão e da contração da moldagem. Com o advento das siliconas de adição e dos poliéteres, os materiais de moldagem estão provavelmente tão

MATERIAIS DE MOLDAGEM

precisos quanto necessitam ser. Recentemente, tem-se dado atenção à melhoria das suas características de manipulação; a estabilidade dimensional das siliconas de adição pode algumas vezes se tornar um problema, como discutido a seguir.

Outros Fatores Os fatores que contribuem para a produção de um modelo impreciso já foram discutidos, mas alguns fatores merecem mais comentários especíﬁcos em relação aos materiais de moldagem.

Contração de Presa e Contração Térmica Em geral, a contração de presa dos materiais de moldagem elastoméricos é muito baixa. A formação de ligações cruzadas resulta numa contração consideravelmente menor em geral que a associada à polimerização, já que envolve apenas um processo de ligação das cadeias poliméricas preexistentes umas às outras. O poliéter e as siliconas de adição possuem a menor contração de presa, seguidos dos polissulfetos. As siliconas de condensação possuem o maior grau de contração devido à contração de presa. Portanto, os materiais de moldagem podem ser ordenados da seguinte forma, em relação à contração de presa:

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Os poliéteres são muito estáveis na armazenagem, a menos que sejam colocados em ambiente altamente úmido, onde absorverão água e sofrerão expansão. Se isso ocorrer, o modelo resultante será menor que o dente original, e a coroa produzida sobre tal modelo não se adaptará sob nenhuma circunstância. Como esse material de moldagem absorve prontamente água dos alginatos, os dois nunca devem ser colocados em contato direto.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA As siliconas de condensação apresentam uma contração considerável com o passar do tempo. Isso é atribuído à perda do subproduto álcool. Portanto, assim como os polissulfetos, os modelos devem ser preparados o mais breve possível, após se permitir a recuperação elástica, isto é, entre 30 minutos e uma hora após a realização da moldagem.

As siliconas de adição são muito estáveis após a presa e mostram quase nenhuma alteração dimensional na armazenagem. Portanto, estes materiais são particularmente úteis em situações em que é necessária a duplicação de troquéis de gesso.

PE = SA < PS < SC A contração térmica é importante já que a moldagem se resfria da temperatura da boca para a temperatura ambiente. Os poliéteres possuem a maior contração térmica (320 ppm/°C), seguidos pelos polissulfetos (270 ppm/°C) e depois pelas siliconas (200 ppm/°C). Eles podem ser ordenados da seguinte forma: SC = SA < PS < PE É claro que tanto a contração de presa como a contração térmica são afetadas pela quantidade de carga presente de forma que quanto maior a quantidade de carga, menor a contração.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A quantidade de pasta-base leve utilizada deve ser sempre a menor possível.

Estabilidade Dimensional Os polissulfetos tendem a se contrair na armazenagem, especialmente se forem mantidos em ambiente com baixa umidade, já que o subproduto da reação de presa é a água. Assim o modelo será sempre levemente maior que o dente, deixando espaço adequado para o agente cimentante. Os modelos devem ser vazados logo após a realização da moldagem.

Técnica de Moldagem O polissulfeto e as siliconas de condensação apresentam uma pequena contração, de modo que o modelo vazado da moldagem é invariavelmente um pouco maior que o dente. Portanto, a quantidade de espaço criada para o agente cimentante dependerá do tempo que transcorreu entre a tomada da moldagem e a confecção do modelo. Para o poliéter e as siliconas de adição, a contração é tão pequena que existe pouco espaço para o agente cimentante. A alta estabilidade dimensional das siliconas de adição pode causar problemas se for utilizada a técnica de moldagem errada. A grande variedade de apresentações das siliconas para moldagem fornece a oportunidade de se utilizar várias técnicas de moldagem. A mais popular é a que emprega massa densa/massa de baixa viscosidade (pasta leve), que permitem o uso de uma moldeira de estoque. As consequências no tamanho dos modelos produzidos das três técnicas de moldagem são mostradas graﬁcamente na Figura 2.7.14.

Técnica da Moldagem Simultânea Nessa técnica, a camada do material de baixa viscosidade é misturada e colocada numa seringa e, enquanto o material de moldagem é colocado em torno dos dentes que necessitam de uma moldagem precisa, a massa densa é misturada e colocada na moldeira de estoque. A moldeira

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Polimerização por condensação

Polimerização por adição

Mistura simultânea

Modelo maior

Modelo menor

Duas etapas com espaçador

Modelo maior

Modelo menor

Duas etapas sem espaçador

Modelo maior

Modelo menor

Modelo vazado imediatamente

Modelo vazado após 24 horas

Modelo vazado após uma semana

Figura 2.7.14 Alterações dimensionais das siliconas de adição e de condensação, de acordo com diferentes técnicas de moldagem.

carregada é, então, inserida, na boca do paciente, e os dois materiais de moldagem tomam presa simultaneamente. Haverá alguma deformação do material de moldagem com a remoção, maior parte da qual é recuperada imediatamente pelo efeito de mola.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A deformação permanente é a medida da capacidade de recuperação elástica, e, quanto maior a deformação permanente, maior é o potencial de distorção pela remoção da moldagem da boca. Se o modelo for vazado quase de imediato, pouca ou nenhuma contração (devido ao resfriamento e à contra-

ção de armazenagem) ocorrerá, e o modelo resultante apenas será levemente maior que o dente. Devido à contração de armazenagem (no caso da silicona de condensação), quanto maior a demora em vazar o gesso, maior será o modelo. Como as siliconas de adição são muito estáveis na armazenagem, o modelo será do mesmo tamanho, não importando quando for vazado. Os problemas potenciais com esta técnica estão relacionados com a remoção das siliconas de adição. Embora existam atualmente massas densas mais macias, a remoção pode ser difícil se a massa escoar para dentro dos espaços interdentais; quanto maior forem, mais difícil será de remover a moldagem. Outro problema que pode surgir é que a massa densa pode deslocar a camada ﬂuida de onde se deseja maior precisão de detalhes da superfície.

MATERIAIS DE MOLDAGEM

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Técnica de Moldagem de Duas Etapas com Espaçador

Compatibilidade com os Materiais do Modelo

Esta técnica efetivamente envolve a produção de uma moldeira especial usando primeiro a massa densa. Uma moldagem inicial é realizada diretamente nas superfícies bucais ou, algumas vezes, após a colocação de uma folha fina de celofane sobre a massa densa. Na primeira situação, a moldagem de baixa qualidade dos dentes é, então, cortada, criando um canal para a camada fluida. Após isto, uma segunda moldagem é produzida usando uma massa de baixa viscosidade, que fornecerá o detalhamento superficial necessário. Geralmente, é necessária uma quantidade maior de camada fluida nessa técnica que na técnica de moldagem simultânea, e isto significa que existe maior contração de presa, pois a massa fluida possui um conteúdo de carga muito menor. Isso é especialmente importante no caso das siliconas de condensação, que também mostram maior contração durante a armazenagem. As siliconas de adição não são em geral afetadas por tais problemas. A contração de presa é compensada em certo grau, pois a massa densa já terá tomado presa. Quando esse método é usado com as siliconas de adição, elimina-se a necessidade de remover o material rígido das áreas retentivas.

A compatibilidade com os materiais do modelo não representa um problema para nenhum dos elastômeros. Contudo, para as siliconas de moldagem, a hidrofobicidade pode torná-los suscetíveis à reduzida molhabilidade da pasta aquosa dos produtos à base de gesso usados para vazar os modelos ou troquéis, que consequentemente pode levar ao aprisionamento de bolhas de ar e espaços vazios. Apesar de este problema ter sido abordado de certa forma pela inclusão de surfactantes nos materiais de moldagem, este problema não desapareceu completamente. Uma maneira de minimizar a ocorrência de bolhas de ar e os espaços vazios pode ser pela aplicação de surfactante na superfície da moldagem após desinfecção e antes de vazar o modelo. Uma limitação do polissulfeto é que ele não pode ser metalizado com cobre para produzir troquéis reforçados, pois o polissulfeto reage com o eletrólito. O processo alternativo de metalização com prata não está facilmente disponível devido aos perigos associados ao cianeto de prata usado no processo de metalização. A suscetibilidade dos poliéteres em absorver água pode ocasionar alguma distorção durante o processo de metalização. As siliconas de condensação e de adição podem ser metalizadas tanto com cobre como com prata. O único problema aqui é que a superfície deve se tornar condutiva, e é difícil aplicar uma camada de graﬁte devido à baixa tensão superﬁcial das siliconas.

Técnica de Moldagem de Duas Etapas sem Espaçamento Nesta técnica, a primeira moldagem é realizada com a massa densa. Depois, a camada fluida é colocada em volta dos dentes e na moldeira sobre a massa densa e, então, recolocada na boca. O processo de reposicionamento pode ser um tanto problemático. Como é necessária certa quantidade de espaço para a camada fluida, haverá alguma compressão da massa densa para acomodá-la. A excelente recuperação das siliconas de moldagem significa que, imediatamente após o material ter tomado presa e ser removido da boca, haverá um efeito de mola tão logo a pressão sobre a massa densa seja aliviada. Se o modelo for vazado quase que de imediato, é provável que para ambos os tipos de materiais de moldagem, o modelo seja levemente menor que o dente. Para as siliconas de condensação, a contração na armazenagem assegurará que, após uma demora de 24 horas, essa situação será revertida. No entanto, as siliconas de adição são tão estáveis dimensionalmente que o modelo será sempre menor.

Aceitabilidade Os polissulfetos possuem odor desagradável devido aos grupamentos de mercaptana. (Pequenas quantidades de tiol são adicionadas ao gás natural para torná-lo facilmente detectável, e os tióis são excretados pelos gambás para se proteger dos predadores.) Os polissulfetos também são difíceis de ser removidos dos tecidos, se derramados. Os poliéteres e as siliconas são materiais altamente aceitáveis e ocasionam menos sujeira durante manipulação.

Custo Os elastômeros são consideravelmente mais caros que os hidrocoloides e os materiais rígidos de moldagem, sendo as siliconas de adição ainda mais caros. Os méritos relativos dos materiais de moldagem elastoméricos são resumidos na Tabela 2.7.8.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A técnica de moldagem de duas etapas sem espaçamento é inapropriada para as siliconas de adição, pois a moldagem inicial é de difícil remoção das áreas retentivas após a presa devido à alta rigidez da massa densa.

DESINFECÇÃO DOS MATERIAIS DE MOLDAGEM A equipe odontológica está constantemente exposta aos micro-organismos, que podem causar infecções, tais como: resfriado comum; pneumonia; tuberculose; herpes

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

Tabela 2.7.8 Vantagens e desvantagens dos materiais de moldagem elastoméricos POLISSULFETOS Vantagens

Desvantagens

Boa molhabilidade

Alta deformação permanente

Boa cópia dos detalhes de superfície

Gosto e sabor desagradável

Fácil remoção

Deve ser vazado dentro de uma hora

Alta resistência ao rasgamento

Tempo de presa longo Tomar cuidado na desinfecção SILICONAS DE CONDENSAÇÃO

Vantagens

Desvantagens

Boa cópia dos detalhes de superfície (superfícies secas)

Hidrofóbico

Boa ﬁdelidade dimensional

Contração na armazenagem

Baixa deformação permanente

Deve ser vazado dentro de uma hora

Grande variedade de viscosidades

Baixa resistência ao rasgamento

Fácil desinfecção Ótima aceitação pelo paciente POLIÉTERES Vantagens

Desvantagens

Hidrofílico

Alta deformação permanente

Boa cópia dos detalhes de superfície

Expande quando em contato com os desinfetantes ou em ambientes úmidos

Boa ﬁdelidade dimensional

Remoção difícil

Boa resistência à deformação

Baixa resistência ao rasgamento

Ótima aceitação pelo paciente

Tomar cuidado na desinfecção SILICONAS DE ADIÇÃO

Vantagens

Desvantagens

Boa cópia dos detalhes de superfície (superfícies secas)

Hidrofóbico (a menos que seja adicionado um surfactante)

Boa ﬁdelidade dimensional

Baixa resistência ao rasgamento

Boa estabilidade de armazenamento Baixa deformação permanente Grande variedade de viscosidades Fácil desinfecção Ótima aceitação pelo paciente

e; hepatite. Particularmente, desde o advento da AIDS, tem havido um crescente alerta dos potenciais da infecção cruzada no manuseio dos materiais de moldagem. A infecção cruzada pode ocorrer do paciente para o dentista, e auxiliar de consultório dentário e ﬁnalmente para o técnico de laboratório. Portanto, toda a equipe odontológica está em risco. A maioria dos laboratórios dentários não aceita moldagens, a menos que haja uma garantia do proﬁssional de que elas foram desinfetadas. Isso representa um sério problema para o dentista, pois a realização de moldagens precisas é um procedimento difícil na melhor das hipóteses. Toda atenção e cuidados prestados ao se realizar uma moldagem de boa qualidade podem ser totalmente

destruídos, se a moldagem distorcer durante o procedimento de desinfecção. Cabe ao dentista escolher o material de moldagem mais apropriado e o procedimento de desinfecção associado.

Desinfetantes Já que a esterilização das moldagens não é possível, por causa da alta temperatura e do tempo necessário, a desinfecção é o método de escolha. O meio mais efetivo na desinfecção das moldagens é imergi-las numa solução desinfetante por até 30 minutos. Quando a desinfecção das moldagens não puder ser realizada pela imersão em um meio desinfetante, um spray desinfetante pode ser

MATERIAIS DE MOLDAGEM

usado. Existe uma variedade de soluções, que podem ser usadas como desinfetantes em sprays ou para imersão dos materiais de moldagem. Elas se dividem nos seguintes grupos principais: ■

■

■ ■

Soluções cloradas. Elas tendem a ser prejudiciais para pele, olhos etc., mancham os tecidos, possuem odor desagradável e são altamente corrosivas aos metais. Soluções de aldeídos. Elas liberam um odor sufocante e são irritantes à pele e aos olhos. Os produtos comerciais tendem a empregar soluções à base de glutaraldeído, em vez de formaldeído. As soluções de glutaraldeído a 2% são os desinfetantes preferidos. Soluções de iodo (Iodóforos a 1%). Fenóis.

Efeitos dos Desinfetantes na Fidelidade dos Materiais de Moldagem Os efeitos dos desinfetantes na precisão e na estabilidade dimensional dos materiais de moldagem têm sido exaustivamente estudados e um resumo sobre o conhecimento atual em relação às várias classes de materiais de moldagem é fornecido a seguir.

Hidrocoloides Reversíveis Os materiais de moldagem à base de ágar podem ser imersos em soluções de hipoclorito de sódio, iodóforos ou glutaraldeído com tampão fenólico. É importante que as instruções do fabricante sejam cuidadosamente seguidas em relação à diluição e o tempo de imersão. O tempo de imersão não deve de forma alguma exceder 30 minutos. Outro perigo potencial com o ágar está associado à contaminação cruzada pelo banho-maria.

Hidrocoloides Irreversíveis Uma alteração dimensional altamente significante ocorre nos alginatos para moldagem, quando imersos por mais de 15 minutos no glutaraldeído, formaldeído ou solução de hipoclorito de sódio, embora quando borrifados e deixados em contato com derivados fenólicos por 30 minutos também resultem em modelos com alterações dimensionais clinicamente significativas. O hipoclorito de sódio também causa dissolução parcial dos alginatos. A imersão por até 15 minutos no glutaraldeído neutro ou no iodóforo parece resultar em alterações dimensionais aceitáveis. Contudo, as moldagens de alginato embebidas em agentes aldeídos por tempos inferiores a dois minutos produziram modelos de qualidade superficial inferior. Portanto, as moldagens de hidrocoloide irreversível (alginato) distorcem quando imersas e devem ser desinfetadas por borrifamento e seladas num saco plástico pelo tempo recomendado pelo fabricante. A desinfecção interna (substituindo a água por um desinfetante antes da tomada da moldagem) é outra

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possibilidade para os alginatos, pois ela permite o vazamento imediato da moldagem logo após a retirada da cavidade oral. Embora pareça altamente eﬁcaz, ela ainda não supera o problema de como desinfetar a moldeira de moldagem.

Polissulfetos Estudos usando uma ampla variedade de desinfetantes e períodos de imersão variando de 10 a 30 minutos indicam que nenhum efeito adverso foi observado com os polissulfetos e que os sprays desinfetantes também são aceitáveis.

Poliéteres Os poliéteres são conhecidos por expandir quando expostos à umidade. Então, não é de surpreender que a imersão numa variedade de desinfetantes cause expansão excessiva após 10 minutos. As alterações dimensionais tornam-se altamente signiﬁcativas após quatro horas de imersão em aldeído succínico aquoso a 10%, mas são aceitáveis após 10 minutos de imersão. Os sprays desinfetantes também são aceitáveis. Logo, a recomendação para os poliéteres é utilizar um spray desinfetante ou imersão em produtos com curto tempo de ação (< 10 minutos), como os compostos clorados.

Siliconas de Condensação Embora as siliconas de condensação não sejam quimicamente afetadas pela imersão prolongada em uma grande variedade de desinfetantes, o fator limitante com esse material de moldagem é sua inerente instabilidade dimensional.

Siliconas de Adição Muitos estudos têm pesquisado os efeitos dos desinfetantes na estabilidade dimensional das siliconas de adição. Eles concluem que nenhum efeito adverso resulta mesmo após uma exposição prolongada (até 18 horas) das siliconas de adição a todas as variedades de desinfetantes. A única desvantagem parece ser a reduzida molhabilidade do material do modelo nas moldagem realizada pelas siliconas hidrofílicas.

Procedimento de Desinfecção As impressões devem ser lavadas em água imediatamente após a remoção da boca do paciente, para retirar quaisquer sinais óbvios de saliva, sangue e resíduos. A desinfecção da moldagem deve ser realizada antes da confecção do modelo, ou antes de ser enviada ao laboratório. É de responsabilidade do dentista certiﬁcar que as moldagens foram recebidas pelo laboratório dentário sem contaminantes. Como pode ser visto pelo que foi descrito, o procedimento de desinfecção a ser adotado depende do tipo de material de moldagem e do desinfetante usado. Deve-se considerar que o objetivo do procedimento é

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO CLÍNICO

desinfetar e não esterilizar, este último exigindo imersão prolongada por períodos inaceitáveis e, em nenhum caso, isso é permitido. O Serviço de Aconselhamento da Associação Dentária Britânica (British Dental Association Advisory Service) (Advice Sheet A12) comenta que certos tipos de materiais de moldagem podem ser desinfetados com glutaraldeído, mas também observam que ainda não existe nenhum método universalmente aplicável para a desinfecção de todos os tipos de materiais de moldagem. Eles seguem recomendando que moldeiras descartáveis devem ser utilizadas e que os protéticos devem usar luvas ao manusear os materiais de moldagem e ao vazar os modelos. A Associação Dentária Americana (American Dental Association) sugere a imersão por 30 minutos num desinfetante à base de glutaraldeído para os polissulfetos e siliconas de condensação e de adição e o uso de um spray desinfetante de compostos clorados para os hidrocoloides irreversíveis e poliéter. No entanto, é importante que em cada caso as recomendações do fabricante sejam seguidas e que os procedimentos de desinfecção apropriados sejam usados para cada tipo de material de moldagem. Das informações disponíveis até o momento, os únicos materiais de moldagem que podem ser desinfetados sem nenhum efeito quase adverso são as siliconas de adição.

pais insucessos estão associados à reprodução deﬁciente dos detalhes de superfície e a adaptação deﬁciente da prótese.

PROCEDIMENTOS DE DESINFECÇÃO Alginato Borrife com desinfetante e coloque num plástico selado pelo tempo recomendado pelo fabricante. Polissulfetos Use imersão em um desinfetante e siliconas pelo tempo recomendado pelo fabricante (preferivelmente < 30 minutos). Poliéteres Use um spray desinfetante ou imersão em produtos com um tempo de desinfecção curto (< 10 minutos).

■

Reprodução Deficiente dos Detalhes de Superfície Os fatores que podem causar a reprodução deficiente dos detalhes superficiais são: ■

■

Adaptação Deﬁciente da Prótese Os fatores que originam uma adaptação deﬁciente são:

FRACASSOS NA REALIZAÇÃO DA MOLDAGEM ■

Como a qualidade da prótese é diretamente dependente da qualidade da moldagem, é importante que uma moldagem de qualidade ruim seja rapidamente identiﬁcada e não seja encaminhada ao laboratório dentário. Em muitos casos, a necessidade de repetições pode ser evitada estando-se atento para os tipos de problemas que podem surgir e como podem ser evitados. Os princi-

Aspereza ou rugosidade na superfície da moldagem. Isso pode ser devido à presa incompleta (usualmente associada à remoção prematura), manipulação inadequada ou presença de contaminantes superficiais. Uma reação muito rápida de presa também causará uma reprodução superficial deficiente e pode ser devido à temperatura, umidade ou mistura errônea. Bolhas. Elas usualmente surgem se o material toma presa muito rápido ou se as bolhas forem introduzidas durante o processo de manipulação. Lacunas irregulares. Elas aparecerão devido à umidade ou aos resíduos na superfície.

Distorção. O uso de moldeiras excessivamente flexíveis resultará na distorção da moldagem na medida em que a moldeira é distorcida durante o posicionamento. Se o tempo de trabalho do material de moldagem for excedido, o material não escoará adequadamente, existindo a tentação de utilizar maior pressão durante a realização da moldagem, causando distorção da moldeira e deformação permanente do material de moldagem. O movimento da moldeira enquanto o material está tomando presa também causará distorção. A falha de adesão entre a moldeira e o material de moldagem pode ocorrer, se houver adesivo insuficiente, se for usado adesivo errado ou se não houver tempo suficiente para o adesivo tornar-se efetivo. Um procedimento de desinfecção inadequado também originará distorção. Modelos muito grandes ou muito pequenos. Embora seja difícil distinguir entre próteses mal adaptadas devido ao tamanho inadequado ou à distorção, as causas mais comuns de modelos com tamanho errado são: o uso inapropriado das técnicas de moldagem, o vazamento do modelo no tempo incorreto, ou a armazenagem da moldagem em condições inadequadas de temperatura e umidade.

MATERIAIS DE MOLDAGEM

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LEITURA COMPLEMENTAR CDMIE (1996) Infection control recommendations for the dental ofﬁce and the dental laboratory. ADA Council on Scientiﬁc Affairs and ADA Council on Dental Practice. J Am Dent Assoc 127: 672–680 Jagger DC et al (2004) The effect of a range of disinfectants on the dimensional accuracy of some impression materials. Eur J Prosthodont Rest Dent 12: 154 Jamani KD, Harrington E, Wilson HJ (1989) Rigidity of impression materials. J Oral Rehab 16: 241–248 Johnson GH et al (1998) Dimensional stability and detail reproduction of irreversible hydrocolloid and elastomeric impressions disinfected by immersion. J Prosthet Dent 79: 446–453 Kess RS, Combe EC, Sparks BS (2000) Effect of surface treatments on the wettability of vinyl polysiloxane impression materials. J Prosthet Dent 83: 98

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SEÇÃO TRÊS MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS Os materiais descritos nesta seção são usados principalmente pelo protético na elaboração de próteses, embora haja considerável sobreposição, como no capítulo de cimentação. Informações detalhadas sobre a construção de próteses foram evitadas, já que esta é uma prerrogativa do protético. Entretanto, a responsabilidade pela escolha de materiais a serem colocados

na boca do paciente permanece sendo do cirurgião-dentista, o que requer um conhecimento do que está disponível. Embora o clínico não esteja envolvido nos vários estágios de confecção de uma prótese, o conhecimento profundo das características dos materiais utilizados e a compreensão dos processos envolvidos são de suma importância para fazer a escolha correta dos materiais para cada situação clínica. Além disso, o clínico notará que os conhecimentos sobre vários materiais e procedimentos envolvidos na construção de uma prótese contribuem bastante para a comunicação com o protético e evita possíveis equívocos.

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Capítulo 3.1

PRODUTOS À BASE DE GESSO

INTRODUÇÃO Os materiais derivados do gesso possuem várias aplicações odontológicas que incluem: ■ ■ ■ ■

modelos e troquéis; materiais de moldagem; moldes; revestimentos refratários.

Um modelo é uma réplica das superfícies de interesse da cavidade bucal; é vazado de uma impressão da anatomia bucal e é então usado para confeccionar um aparelho, como uma prótese parcial ou total. Um molde é usado para a confecção de uma dentadura. Troquéis são réplicas de dentes individuais e são geralmente usados na construção de coroas e pontes. Um revestimento refratário é um material resistente a altas temperaturas que usa o gesso como material ligante e é usado como material de moldagem para algumas ligas de ouro para fundição. Neste capítulo destacaremos a química e as propriedades destes materiais.

A produção de sulfato de cálcio hemi-hidratado pode ser realizada de três maneiras, produzindo versões de gesso com diferentes propriedades e, portanto, com diversas aplicações. Estas versões são o gesso comum Paris, o gesso-pedra odontológico e o gesso-pedra melhorado (densite). Deve-se observar que as três versões são quimicamente idênticas, distinguindo-se apenas na forma e nos detalhes estruturais.

Gesso Comum Paris O sulfato de cálcio di-hidratado é aquecido em um recipiente aberto. A água é liberada e o di-hidrato é convertido em hemi-hidrato, conhecido como sulfato de cálcio calcinado ou β-hemi-hidrato. O material resultante consiste em partículas grandes, porosas e irregulares que não se compactam muito bem. O pó precisa ser misturado com uma grande quantidade de água para obter uma mistura satisfatória para uso odontológico, já que grande parte desta água é absorvida pelos poros entre as partículas. A mistura usual é de 50 ml de água para 100 mg de pó.

Gesso-Pedra

QUÍMICA DO GESSO Composição O gesso (gipsita) é o sulfato de cálcio di-hidratado, CaSO4.2H2O. Quando esta substância é calcinada, isto é, aquecida até uma temperatura suﬁcientemente alta para liberar parte da água, converte-se em sulfato de cálcio hemi-hidratado, (CaSO4)2•H2O e, sob temperaturas mais altas, forma-se a anidrita, como mostrado abaixo: Gesso (gipsita)

CaSO4•2H2O ↓ Até 130°C

Hemi-hidrato

(CaSO4)2•H2O ↓ Até 200°C

Anidrita

CaSO4

Se o di-hidrato for aquecido em uma autoclave, o hemihidrato que é produzido consiste em partículas pequenas, regulares e relativamente não porosas. Este sulfato de cálcio autoclavado é conhecido como α-hemi-hidrato. Devido à estrutura não porosa e regular das partículas, elas podem ser compactadas mais intimamente usando menos água. A mistura é de 20 ml de água para 100 g de pó.

Gesso-pedra Melhorado (Densite) Na produção desta forma de sulfato de cálcio hemi-hidratado, o di-hidrato é fervido na presença de cloreto de cálcio e cloreto de magnésio. Estes dois cloretos atuam como desaglutinantes, ajudando a separar as partículas individuais que, de outra forma, tendem a se aglomerar. As partículas de hemi-hidrato que são produzidas são

199

200

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

ainda mais compactas e regulares que as do gesso-pedra. O densite é misturado na proporção de 100 g de pó para 20 ml de água.

Aplicações O gesso comum é um material de uso geral, principalmente para bases e modelos, já que é barato, fácil de usar e modelar. A expansão de presa (veja a seguir) não é de grande importância para estas aplicações. Uma composição similar é usada para materiais de moldagem à base de gesso (Cap. 2.7) e para revestimentos refratários à base de gesso, embora para estas aplicações os tempos de trabalho, de presa e a expansão de presa sejam cuidadosamente controlados pela incorporação de vários aditivos (ver a seguir). O gesso-pedra é usado para modelos da boca, enquanto o gesso-pedra melhorado mais denso é usado para modelos dentários individuais, chamados de troquéis. Estes últimos são usados para confecção dos padrões de cera dos quais são produzidas peças de fundição.

Processo de Presa O aquecimento do hidrato para retirar parte da água produz uma substância que está efetivamente desidratada. Como consequência disto, o hemi-hidrato é capaz de se reagir com água e retornar ao sulfato de cálcio dihidratado, como se segue: (CaSO4)2•H2O + 3 H2O → 2CaSO4•2H2O Acredita-se que o processo de presa dos produtos à base de gesso ocorra na seguinte sequência: 1. Parte do sulfato de cálcio hemi-hidratado dissolve-se na água. 2. O sulfato de cálcio hemi-hidratado dissolvido reage com a água e forma sulfato de cálcio di-hidratado. 3. A solubilidade do sulfato de cálcio di-hidratado é muito baixa e uma solução supersaturada é formada. 4. Esta solução supersaturada é instável e o sulfato de cálcio di-hidratado se precipita na forma de cristais estáveis. 5. Como os cristais estáveis de sulfato de cálcio di-hidratado se precipitam na solução, mais sulfato de cálcio hemi-hidratado é dissolvido e isto continua até todo o hemi-hidrato ter dissolvido.

Tempos de Trabalho e de Presa O material deve ser misturado e vazado antes de alcançar o ﬁm do tempo de trabalho. Os tempos de trabalho variam de produto para produto e devem ser escolhidos de acordo com a aplicação em particular. No gesso para moldagem, o tempo de trabalho é de apenas 2-3 minutos, enquanto para um revestimento refratário à base de gesso, o tempo se aproxima de 8

minutos. Tempos de trabalho curtos dão origem a tempos de presa curtos, já que ambos são controlados pela velocidade da reação. Portanto, para um gesso de moldagem, o tempo de presa é tipicamente de 2-3 minutos, enquanto o tempo de presa pode variar entre 20-45 minutos nos revestimentos refratários à base de gesso. Os materiais para modelos apresentam tempos de trabalho parecidos aos do gesso de moldagem, mas seus tempos de presa são um pouco mais longos. Para o gesso comum, o tempo de presa é de 5-10 minutos, enquanto para o gesso-pedra pode ser de até 20 minutos. As características de manipulação são controladas pela inclusão de vários aditivos. Aditivos que aceleram o processo de presa são a gipsita (<20%), o sulfato de potássio e o cloreto de sódio (<20%). Eles agem como núcleos de cristalização para o crescimento de cristais de di-hidrato. Os aditivos que retardam a velocidade de presa são o cloreto de sódio (>20%), o citrato de potássio e o bórax pela interferência com a formação de cristais de di-hidrato. Estes aditivos também afetam a alteração dimensional de presa, como discutido adiante. A manipulação do sistema pó-líquido também afeta as características da presa. O operador pode mudar a proporção pó:líquido e, adicionando mais água, o tempo de presa é estendido porque leva mais tempo para a solução se tornar saturada e assim para que os cristais de di-hidrato começarem a se precipitar. O aumento do tempo de espatulação resulta na redução do tempo de presa, já que isto tem o efeito de romper os cristais à medida que se formam, aumentando o número de núcleos de cristalização.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA O aumento do tempo de espatulação tende a reduzir o tempo de presa e a aumentar a expansão de presa.

O aumento na temperatura apresenta apenas um efeito mínimo, já que o aumento da velocidade de dissolução do hemi-hidrato é compensado pela maior solubilidade do sulfato de cálcio di-hidratado na água.

Alterações Dimensionais na Presa Durante a presa, os cristais que são formados são esferulíticos em sua aparência (Fig. 3.1.1), como ﬂocos de neve. Estes cristais colidem uns sobre os outros à medida que crescem e tentam se empurrar. O resultado desta ação é que há uma expansão dimensional na presa. De fato, o material contrai no sentido em seu volume molar que é menor que 7,1% vol., como mostrado na Tabela 3.1.1. Entretanto, formam-se grandes espaços vazios entre os cristais, levando a uma alta porosidade. É isto que causa a expansão dimensional observada de 0,6% vol.

PRODUTOS À BASE DE GESSO

201

alta dos cristais limita seu crescimento e, portanto, reduz sua capacidade de colisão uns aos outros. Isto resulta em uma redução da expansão observada. O aumento do número de núcleos de cristalização de cristais dihidrato possui o efeito de aumentar a velocidade de presa do material. O hemi-hidrato também se dissolve mais rapidamente, mais uma vez aumentando a velocidade de reação. Se estiver presente em altas concentrações (>20%), o cloreto de sódio se depositará na superfície do cristal impedindo um crescimento adicional. Isto provoca redução da velocidade de reação, ao invés de aumentá-la. Figura 3.1.1 Estrutura esferulítica do sulfato de cálcio di-hidratado.

Essa capacidade de expandir na presa é uma característica muito importante deste material e este é o fator que o torna tão útil em um grande número de aplicações odontológicas. Em particular, modelos e troquéis devem ser levemente maiores que a anatomia bucal. Isto assegura que as coroas, pontes e dentaduras não ﬁquem muito apertadas quando colocadas na boca. A expansão também é utilizada no caso dos revestimentos, já que ajuda a compensar a contração de resfriamento das peças metálicas fundidas da temperatura de fusão. Embora seja em geral desejável que os modelos produzidos com gesso comum ou pedra sejam levemente maiores, a expansão não controlada deste material é um inconveniente.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Existem vários aditivos nos produtos de gesso que são utilizados para controlar o nível de expansão, que no caso do gesso comum é 0,2-0,3% vol. e para os gesso-pedra e gesso-pedra melhorado para troquéis está na faixa de 0,05-0,10% vol.

Cloreto de Sódio O cloreto de sódio atua como núcleos de cristalização adicionais para a formação de cristais. A densidade mais

Sulfato de Potássio O sulfato de potássio (K2SO4) reage com a água e o hemihidrato e produz a “singenita” [K2(CaSO4)2•H2O]. Este composto cristaliza-se muito rapidamente e estimula o crescimento de mais cristais. Isto apresenta o efeito de reduzir a expansão e acelerar a reação de presa. Quando presente em solução aquosa a 2% reduz o tempo de presa de aproximadamente 10 minutos para 4 minutos.

Sulfato de Cálcio Di-hidratado A adição de uma pequena quantidade de sulfato de cálcio di-hidratado fornecerá núcleos de cristalização adicionais e atuará como um acelerador; reduzindo tanto o tempo de trabalho como o de presa.

Bórax A adição de bórax (Na2B4O7•10H2O) é importante porque ele se contrapõe ao aumento da velocidade de presa devido à inclusão dos aditivos mencionados. Ele é um retardador da reação de presa. A adição de bórax leva à formação de tetraborato de cálcio, que se deposita nos cristais de di-hidrato e impede um crescimento adicional.

Citrato de Potássio O citrato de potássio atua como um retardador e, às vezes, é adicionado em conjunto ao bórax. Desse modo, a regulação cuidadosa da quantidade dos aditivos mencionados permite que diferentes produtos de gesso possam ser produzidos com um correto grau de expansão e com os tempos de trabalho e de presa adequados para várias aplicações. As expansões de presa típicas para os produtos de gesso são mostrados na Tabela 3.1.2.

Tabela 3.1.1 Alteração do volume molar que ocorre em função da rehidratação do sulfato de cálcio hemi-hidratado (CaSO4)2•H2O + 3H2O → 2CaSO4•2H2O Peso molecular Densidade Volume molar

290 2,75 105

344

1,0 54

2,32 148

Alteração no volume = (148–159) / 159 = –7,1%

Tabela 3.1.2 Expansões de presa de alguns produtos de gesso Comum

0,20-0,30%

Pedra

0,08-0,10%

Pedra melhorado

0,05-0,07%

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A baixa expansão de presa do gesso-pedra e do gesso-pedra melhorado (densite) torna estes materiais ideais para a produção de troquéis e modelos tanto para trabalhos metálicos como cerâmicos.

Expansão Higroscópica A expansão de presa pode ser aumentada substancialmente pela imersão do material em água enquanto ele estiver tomando presa. Quando toma presa em contato com o ar ambiente, a tensão superficial da água livre tende a manter os cristais unidos e isto limita a capacidade dos cristais de crescerem. Entretanto, quando os cristais são imersos em água, eles podem crescer mais livremente, resultando em um maior nível de expansão. Este processo é chamado expansão higroscópica e, às vezes, é utilizado em revestimentos refratários de gesso para a fundição de ligas que apresentam alto coeficiente de expansão térmica ou alta contração durante a solidificação.

PROPRIEDADES Estabilidade Dimensional Uma vez que o material tenha tomado presa, ocorre pouca ou nenhuma alteração dimensional. A estabilidade durante armazenamento é excelente embora o material seja levemente solúvel em água. Por esta razão, deve-se evitar a lavagem com água quente.

Resistência à Compressão A resistência à compressão é a propriedade mecânica mais usada para calcular a resistência dos produtos à base de gesso. Os valores típicos estão mostrados na Tabela 3.1.3. A resistência à compressão é consideravelmente afetada pela relação pó:líquido usada. Está claro dos dados mencionados que a redução na quantidade de água requerida para produzir uma mistura aceitável fornece uma melhora signiﬁcativa na resistência à compressão. Assim, a resistência à compressão do produto ﬁnal é afetada pela alteração da proporção pó:líquido recomendada. O uso de uma quantidade excedente de água apresenta a

Tabela 3.1.3 Resistência à compressão de alguns produtos de gesso Comum

12 MPa

Pedra

30 MPa

Pedra melhorado

38 MPa

vantagem de produzir uma mistura ﬂuida que pode ser facilmente vazada. O ar que é incorporado durante o processo de mistura pode ser removido facilmente de tal mistura de gesso-pedra ou gesso-pedra melhorado, usando vibração; entretanto, a resistência à compressão após a presa será inferior. Por sua vez, usar menos água que o recomendado resulta em uma mistura espessa que é mais difícil de remover o ar, levando a maior porosidade e a uma resistência signiﬁcativamente menor. Há também o risco de que haja pouca água para que a reação ocorra em sua totalidade. Assim, o uso de menos água tem o potencial para aumentar a resistência à compressão, mas propriedades inferiores são obtidas se muito pouca água for usada. Há uma notável diferença entre a resistência úmida e seca dos produtos à base de gesso comum. Em geral, a resistência seca é cerca de duas vezes maior que a resistência úmida.

Resistência à Tração A resistência à tração úmida do gesso comum é muito baixa (quase 2 MPa). Isto se deve à porosidade e à natureza frágil, trazendo como desvantagem a fácil ocorrência de possíveis danos aos dentes e margens do modelo, se manuseado descuidadamente. O gesso-pedra apresenta uma resistência à tração cerca de duas vezes maior que a do gesso comum e é, portanto, preferido para a produção de modelos para coroas, pontes e troquéis.

Dureza e Resistência à Abrasão A dureza superﬁcial dos produtos à base de gesso é muito baixa, então o material é altamente suscetível a riscos e desgaste por abrasão. As resinas epóxicas são exploradas como materiais alternativos para troquéis já que exibem uma melhor reprodução de detalhes, maior resistência à abrasão e maior resistência transversal do que os materiais à base de gesso, mas estão sujeitas à contração de polimerização.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A contração das resinas epóxicas durante a presa pode comprometer o encaixe das peças fundidas a não ser que isto seja levado em consideração durante o processamento.

Reprodução de Detalhes da Superfície Na especiﬁcação no 19 do American National Standards Institute/American Dental Association, a compatibilidade dos materiais de moldagem com os gessos-pedra é veriﬁcada pela reprodução de uma linha de 20 μm de largura em um molde de sulfato de cálcio di-hidratado não modi-

PRODUTOS À BASE DE GESSO

ﬁcado. Como as superfícies dos produtos de gesso são ligeiramente porosas, detalhes diminutos da superfície, menores que 20 μm, não são produzidos de maneira eﬁcaz. Entretanto, detalhes macroscópicos da superfície são reproduzidos de maneira muito precisa, embora bolhas de ar (enclausuradas entre o gesso comum e o material de moldagem, por exemplo) podem contribuir para a perda da reprodução dos detalhes da superfície. Durante o enceramento de um modelo para fundição, o troquel deve ser mantido úmido. Uma vez que o gesso apresenta certo nível de solubilidade em água, ocorrerá alguma perda de material da superfície e, portanto, a secagem e molhamento repetitivos devem ser evitados.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Caso um troquel precise ser umedecido mais uma vez, isto deve ser feito com uma solução aquosa saturada de di-hidrato.

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Tabela 3.1.4 Vantagens e desvantagens do gesso comum na confecção de modelos Vantagens

Desvantagens

Dimensionalmente estável e ﬁel

Baixa resistência à tração, frágil

Barato

Detalhamento de superfície deﬁciente

Bom contraste de cor

Fraco molhamento da superfície de materiais de moldagem borrachoides

Resistência à abrasão deﬁciente

RESUMO As vantagens e desvantagens do uso do gesso comum na confecção de modelos podem ser resumidas como demonstrado na Tabela 3.1.4.

LEITURA COMPLEMENTAR Chan TK, Darvell BW (2001) Effect of storage conditions on calcium sulphate hemihydrate-containing products. Dent Mater 17: 134 Combe EC, Smith DC (1964) Some properties of gypsum plasters. Brit Dent J 117: 237 Derrien G, Le Menn G (1995) Evaluation of detail reproduction for three die materials by using scanning electron microscopy and two-dimensional proﬁlometry. J Prosthet Dent 74: 1 Duke P et al (2000) Study of the physical properties of type IV gypsum, resin-containing, and epoxy die materials. J Prosthet Dent 83: 466

Eames WB, Edwares CR, Buck WH (1978) Scraping resistance of dental die materials: a comparison of brands. Oper Dent 3: 66 Fan PL, Powers JM, Reid BC (1981) Surface mechanical properties of stone, resin and metal dies. J Am Dent Assoc 103: 408 Paquette JM, Taniguchi T, White SN (2000) Dimensional accuracy of an epoxy resin die material using two setting methods. J Prosthet Dent 83: 301 Whyte MP, Brockhurst PJ (1996) The effect of steam sterilization on the properties of set dental gypsum models. Aust Dent J 41: 128

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Capítulo 3.2

RESINAS PARA BASE DE PRÓTESE

INTRODUÇÃO Existe um envelhecimento populacional no mundo ocidental e a projeção é que até 2025, mais de 50% da população terá mais de 50 anos. Apesar do desenvolvimento da higiene oral, é provável que muitas dessas pessoas necessitem de próteses totais ou parciais para substituir os dentes perdidos. No momento 32 milhões de norteamericanos usam próteses totais ou parciais, e o número de próteses prescritas anualmente fica em torno de 9 milhões de próteses totais e 4,5 milhões de parciais. Para esses pacientes é importante que a prótese seja esteticamente atraente e altamente funcional, pois ela terá uma influência muito positiva na sua qualidade de vida. A confecção de uma prótese envolve muitas etapas. A primeira etapa é a moldagem, que é seguida por várias etapas laboratoriais. Essas incluem a confecção do modelo, a montagem dos dentes, o enceramento, a inserção na mufla e o derretimento da cera, deixando espaço para ser preenchido pelo material para a base da prótese. Muitos materiais têm sido utilizados para confeccionar próteses, incluindo produtos de celulose, fenol formaldeído, resinas vinílicas e vulcanite. Entretanto, eles apresentaram uma série de problemas: ■

■ ■

■

os produtos de celulose sofriam distorções na boca e possuíam um gosto de cânfora, usada como plastiﬁcador. A cânfora desprendia-se da prótese causando bolhas, pigmentação e perda de cor em poucos meses; o fenol formaldeído (baquelite) era muito difícil de processar e também perdia a sua cor na boca; as resinas vinílicas possuíam baixa resistência à fratura, e as falhas eram comuns, possivelmente devido à fadiga; o vulcanite foi o primeiro material a ser usado na produção em massa de próteses, mas as suas qualidades estéticas não eram muito boas e atualmente foi substituído pelas resinas acrílicas.

A resina acrílica (polimetil metacrilato) é atualmente o material de escolha: esse material possui a qualidade estética necessária, é de baixo custo e de fácil processamento. Mesmo assim, não é ideal em todos os aspectos. Os requisitos ideais de um material para base de prótese são mostrados na Tabela 3.2.1. As resinas acrílicas são populares porque atendem muitos dos requisitos apontados na Tabela 3.2.1. Em particular, as próteses feitas de resina acrílica são de fácil processamento, utilizam técnicas de baixo custo e são esteticamente agradáveis. Além do seu uso na confecção de próteses totais, o material também é usado em uma grande variedade de aplicações, tais como: a confecção de moldeiras personalizadas; confecção de gengiva artiﬁcial em armações metálicas; reparo em próteses; reembasamento e; dentes artiﬁciais.

COMPOSIÇÃO E ESTRUTURA DA RESINA ACRÍLICA A resina acrílica para prótese é obtida pelo processo de polimerização por adição de radicais livres para formar o polimetil metacrilato (PMMA). O monômero é o metil metacrilato (MMA):

H Me C

O Me em que o Me substitui o CH3. A conversão do monômero em um polímero envolve a sequência normal de ativação, iniciação, propagação e terminação, como descrito no Capítulo 1.6. As resinas estão disponíveis na forma química ou termicamente ativadas.

205

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

Tabela 3.2.1 Requisitos ideais de um material para base de prótese

Tabela 3.2.2 Componentes de uma resina ativada termicamente

Aspecto natural

Fácil manipulação

Pó

Alta resistência, rigidez, dureza e tenacidade

Baixa densidade

Pérolas ou grânulos de polimetil metacrilato

Estabilidade dimensional

Reprodução exata dos detalhes superﬁciais

Ausência de odor, gosto ou produtos tóxicos

Resistência ao crescimento bacteriano

Opaciﬁcadores – titânio/óxidos de zinco

Resistente à absorção de ﬂuidos orais

Boa condutividade térmica

Fibras sintéticas – nylon/acrílico

Boa retenção com polímeros, porcelana e metais

Radiopaco

Reparo fácil

Limpeza fácil

Boa vida útil

Preço acessível

Iniciador – peróxido de benzoíla

Resinas Termicamente Ativadas Esses materiais consistem em um pó e um líquido, que, depois de misturados e aquecidos, formam um sólido rígido. Os componentes do pó e do líquido estão mostrados na Tabela 3.2.2. Os motivos para a formulação de um sistema de pó/ líquido em particular são três: ■ ■ ■

é possível o processamento pela técnica de compressão da massa plástica; a contração de polimerização é minimizada; o calor da reação é reduzido.

A técnica da compressão da massa plástica de resina torna a confecção das próteses um processo relativamente direto. Uma muﬂa contendo os dentes num molde de gesso é preenchida com a massa de resina em fase plástica e então fechada sob pressão, de forma que o excesso de resina seja espremido para fora. Da mesma forma, pode-se produzir uma moldeira individual adaptando diferentes variedades de resina acrílica quimicamente ativada sobre um modelo e removendo os excessos. Os grânulos se dissolvem mais facilmente no monômero do que as pérolas, reduzindo então o tempo que leva para alcançar o estágio de massa plástica. A contração de polimerização é menor quando comparada com aquela que usa um monômero, porque a maior parte do material que está sendo usado (isto é, as pérolas ou grânulos) já está polimerizada. A reação de polimerização é altamente exotérmica, já que uma quantidade considerável de calor (80 kJ/μol) é liberada na redução das ligações de C = C para –C–C–. Como uma grande proporção da mistura já está na forma de um polímero, o potencial para superaquecimento é reduzido. Uma vez que a temperatura máxima alcançada será menor, então a quantidade de contração térmica também será reduzida. O monômero é muito volátil e altamente inﬂamável; desta forma, o recipiente deve ser muito bem-vedado o

Pigmentos/corantes Plastiﬁcador – dibutil ftalato Líquido Monômero de metil metacrilato Inibidor – hidroquinona Agente de ligação cruzada – etileno glicol dimetacrilato

tempo todo e mantido longe de chamas. O recipiente é um frasco de vidro escuro para aumentar o prazo de validade do monômero, evitando a polimerização espontânea pela ação da luz. A hidroquimona também prolonga o tempo de validade do monômero por meio da rápida reação com qualquer radical livre que possa se formar espontaneamente dentro do líquido, produzindo assim formas estabilizadas de radicais livres que não serão capazes de iniciar o processo de polimerização. Deve-se evitar a contaminação com os grânulos ou pérolas de polímero, pois eles carregam o peróxido de benzoíla em sua superfície, e apenas uma pequena quantidade de polímero é suﬁciente para iniciar a reação de polimerização. O pó do polímero é muito estável e tem um prazo de validade quase indeterminado. Um agente de ligação cruzada, tal como o dietileno glicol dimetacrilato, é adicionado com o objetivo de melhorar as propriedades mecânicas (Fig. 3.2.1a). Ele é incorporado em vários pontos ao longo da cadeia do polímero de metil metacrilato, formando ligações cruzadas com as cadeias adjacentes graças aos seus dois sítios de duplas ligações (Fig. 3.2.1b). Portanto, embora o polimetil metacrilato (PMMA) seja uma resina termoplástica, a inclusão de um agente de ligação cruzada impede a reação precipitada.

Resinas Quimicamente Ativadas A química dessas resinas é idêntica à das resinas ativadas termicamente, exceto que a polimerização é iniciada por uma amina terciária (p. ex., dimetil p-toluidina ou ácido sulfínico), em vez de calor. Esse método de polimerização não é tão eﬁciente como o processo de polimerização por calor e tende a produzir um material com menor peso molecular. Isso provoca um efeito adverso nas propriedades de resis-

RESINAS PARA BASE DE PRÓTESE

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Figura 3.2.1 (a) Dietileno glicol dimetacrilato e (b) a sua formação de ligações cruzadas.

tência do material e também aumenta a quantidade de monômero residual não polimerizado na resina. A estabilidade de cor não é tão boa como a da resina ativada termicamente, sendo as resinas quimicamente ativadas mais propensas ao amarelamento. O tamanho das pérolas do polímero é um pouco menor que das resinas ativadas quimicamente (que possuem pérolas de 150 μm) para facilitar a dissolução no monômero e produzir uma massa plástica. O estágio de massa plástica deve ser alcançado antes que a reação de polimerização por adição comece a afetar a viscosidade da mistura, impedindo a adaptação da mistura nas paredes do molde. O menor peso molecular também resulta na diminuição da temperatura de transição vítrea, sendo a Tg tipicamente de 75ºC a 80ºC. Embora possa parecer que isso torna o material mais propenso ao empenamento, este não é o caso. Como nenhuma fonte externa de calor é usada para polimerizar a resina, existe menos geração de tensões internas. Contudo, o material é altamente suscetível ao escoamento, e isso pode contribuir signiﬁcativamente para uma eventual distorção da prótese quando em uso.

Resinas Fluidas Quimicamente Ativadas São resinas quimicamente ativadas que são bastante líquidas após a mistura, a ponto de poderem ser vertidas num molde feito de hidrocoloide. Elas proporcionam excelente reprodução dos detalhes superﬁciais, mas são tão inferiores às resinas química e termicamente ativadas em muitos outros aspectos, que não são muito utilizadas.

Resinas Ativadas por Luz Visível Uma versão ativada por luz visível também foi lançada, mas a química desses materiais tem maior relação com um compósito restaurador do que com as resinas para base de próteses já discutidas (Cap. 2.2). O material é composto por uma matriz de uretano dimetacrilato que contém uma pequena quantidade de sílica coloidal para controlar a reologia. A carga consiste em pérolas acrílicas que se tornam parte da estrutura entrelaçada do polímero após a ativação. É amplamente usada como material de reembasamento de prótese, na confecção de moldeiras individuais e no reparo de próteses fraturadas.

ASPECTOS DA MANIPULAÇÃO Proporção Pó-Líquido É importante usar a correta proporção pó-líquido (2,0/1,0 % em peso; 1,6/1,0% em volume). Muito pó pode levar a um preenchimento inadequado, pelo monômero, dos espaços livres entre as partículas de pó, resultando em um material fraco com consequente porosidades no produto ﬁnal. O uso de monômero em excesso produzirá excessiva contração de polimerização e perda da qualidade da adaptação da superfície interna da prótese. Os aditivos tendem a se precipitar no fundo do recipiente, e é importante que o frasco seja agitado antes do uso para assegurar uma distribuição homogênea de seus ingredientes.

Controle da Cor O pigmento de cor em geral é incorporado ao pó do polímero, mas em alguns casos pode estar simplesmente na superfície das pérolas do polímero e pode se desprender rapidamente, apenas pelo contato com o monômero. Nesse caso o polímero deve ser adicionado ao monômero lentamente. Pouco pó produz uma nuance de cor mais clara.

Isolamento do Molde Existe o perigo de a resina penetrar na superfície relativamente áspera do molde de gesso e se aderir. Para prevenir isso, um meio isolante deve ser utilizado. Hoje em dia, o meio isolante geralmente utilizado é uma solução de alginato de sódio, embora alguns proﬁssionais ainda recomendem o uso de uma folha de estanho.

Processamento Existem dois problemas em particular a serem observados no processamento dos acrílicos para prótese: um é a sua porosidade, e o segundo é a presença de tensões do processamento.

Porosidade O problema que mais afeta as resinas acrílicas para próteses é a ocorrência de porosidade durante a etapa de

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

processamento. Existem dois tipos principais de porosidade: porosidade por contração associada à contração de polimerização, e a porosidade causada pela volatilização do monômero, sendo denominada porosidade gasosa.

Porosidade de Contração A porosidade de contração ocorre porque o monômero se contrai em torno de 20% em volume durante o processamento. Usando o sistema pó/líquido essa contração é minimizada permanecendo na faixa de 5% a 8%. Entretanto, isso não se traduz em uma alta contração linear, que, baseada nessa contração volumétrica, corresponderia a uma contração linear em torno de 1,5% a 2%, mas de fato ocorre algo na faixa de 0,2% a 0,5%. Acredita-se que isso acontece porque a contração observada é, em grande parte, devido à contração térmica resultante da mudança da temperatura do processamento para a temperatura ambiente, ao invés da contração de polimerização. Com o objetivo de ativar o processo de polimerização, a temperatura na mufla deve ser elevada acima de >60°C, para que o peróxido de benzoíla se rompa, e forme radicais livres (Cap.1.6). Uma vez iniciada a reação, ela continua a gerar calor por conta própria, como resultado da reação exotérmica. Isso pode elevar a temperatura do acrílico para bem acima de 100°C. Na temperatura do processamento, a resina é capaz de escoar para dentro dos espaços criados pela contração de polimerização. A força direcional desse escoamento é promovida pela pressão exercida durante o processamento; comprimir 1 ligeiro excesso de material para base de prótese dentro do molde garante que o material estará sob pressão quando o molde for fechado. Tal pressão é mantida por todo o ciclo de processamento. A resina só se torna rígida quando fica abaixo da sua temperatura de transição vítrea, momento em que toda a contração de polimerização terá se completado. A partir desse ponto é a contração térmica que contribui para as alterações observadas nas dimensões da base da prótese. As resinas quimicamente polimerizadas ou de cura fria proporcionariam uma melhor adaptação da prótese, já que a temperatura do processamento é consideravelmente menor (em tomo de 60ºC, comparada com a de 100°C para a resina ativada termicamente). Entretanto, a adaptação é normalmente comprometida devido à maior probabilidade de fluência (creep) na Tg menor. Portanto, é importante que uma quantidade suficiente de resina na fase plástica seja colocada no molde para garantir que o material esteja constantemente sob pressão, durante o processamento. Isso causará o rompimento de qualquer bolha presente na mistura, devendo também ajudar a compensar a contração de polimerização. Por isso, a compressão do molde deve ser realizada apenas quando a massa de resina tiver alcançado o estágio plástico, pois antes dessa etapa a alta fluidez causa uma rápida perda da pressão.

Se houver evidência de porosidade localizada, pode ser devido à mistura deﬁciente dos componentes ou à compressão do molde antes de ter alcançado o estágio plástico. O diferencial de contração pode levar à distorção da prótese.

Porosidade Gasosa Como observado, durante a polimerização ocorre uma reação exotérmica. Isso pode causar a elevação da temperatura da resina acima de 100°C, temperatura esta que é ligeiramente superior à temperatura de ebulição. Se essa temperatura for excedida antes do processo de polimerização ter sido completado, monômero gasoso será formado – o que constitui a causa da porosidade gasosa. A quantidade de calor gerado depende do volume de resina presente, da proporção de monômero e da rapidez com a qual o calor externo alcança a resina. A ocorrência de porosidade gasosa pode ser evitada aumentando a temperatura de forma lenta e controlada.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A polimerização deve ser realizada lentamente (para impedir a porosidade gasosa) e sob pressão (para evitar a porosidade de contração), de forma que a temperatura do acrílico para prótese nunca exceda 100°C.

Tensões de Processamento A restrição imposta sobre a alteração dimensional da resina inevitavelmente gera tensões internas. Se fosse permitido o relaxamento de tais tensões, o resultado seria o empenamento, aparecimento de fissuras ou a distorção da base da prótese. Embora muitas das tensões geradas durante a contração de polimerização possam ser atenuadas pelo escoamento que ocorre acima da temperatura de transição vítrea, alguma tensão devido à contração térmica permanecerá. O nível de tensões internas pode ser minimizado pelo uso de dentes de acrílico, em vez de dentes de porcelana (de forma que não haja nenhum diferencial de contração no resfriamento), e pelo resfriamento lento da mufla. O alívio das tensões internas pode produzir pequenos defeitos superficiais na resina. Esses são conhecidos como fissuras e podem ser identificados pelo aspecto turvo ou enevoado da superfície da base da prótese. Uma fissura é uma região localizada de alta deformação plástica do polímero, que pode conter pequenos espaços. Nesse estágio não é ainda uma trinca, uma vez que, diferente de uma trinca, a região fissurada pode ainda suportar cargas. Entretanto, a fissura pode levar à fratura do tipo frágil do polímero. Na medida em que os microespaços da região fissurada aumentam, eles ficam separados por apenas pequenas fibrilas de polímero até que finalmente possam se romper e formar uma fenda

RESINAS PARA BASE DE PRÓTESE

Fenda

Região fibrilar

Microespaços

Figura 3.2.2 Formação de uma fenda resultante de uma ﬁssura.

(Fig. 3.2.2). Essa fenda crescerá sob aplicação de carga externa, até alcançar um tamanho no qual continuará a crescer espontaneamente e causar a fratura da prótese. As ﬁssuras podem ser formadas em resposta ao calor (devido ao polimento, por exemplo), ao diferencial de contração em torno de dentes de porcelana ou ao ataque por solventes, tais como o álcool.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Tem sido demonstrado que a indução de formação de ligações cruzadas nas cadeias polímeros pela adição de dietil glicol dimetacrilato reduz o potencial de formação de ﬁssuras.

PROPRIEDADES Estabilidade Dimensional e Fidelidade Visto que a prótese é colocada num leito adaptável de tecidos moles, pode-se imaginar por que é tão importante que a prótese não altere sua forma. De fato, isso é de grande importância para a retenção da prótese, que pode ser deﬁnida como a resistência às forças que tendem a deslocar a prótese em uma direção oclusal. Isso é diferente de estabilidade, que é a resistência ao movimento numa direção horizontal. Os fatores que determinam a retenção das próteses na boca são essencialmente de natureza física. Os fatores anatômicos, como áreas retentivas, são considerados mais um transtorno do que uma vantagem, pois a prótese é rígida e não pode englobá-las. Em alguns casos, pode ser necessária a cirurgia pré-protética para remover estas áreas retentivas. A explicação mais adequada dos fatores que regem a retenção de uma prótese é o módulo de escoamento viscoso (como discutido no Capítulo 1.10), baseado na relação F = 3πηR4/2h3 δh/δt para um disco com raio R e uma espessura de saliva h.

209

A adesão da prótese à mucosa é promovida pela saliva e, quanto maior a área da superfície, melhor a união adesiva (isto é, o R deve ser o maior possível). Ao mesmo tempo, é importante que a coesão da película de saliva não seja destruída; ela se preserva melhor mantendo uma película de saliva o mais delgada possível entre a mucosa e a prótese (isto é, o h deve ser pequeno), assim a prótese terá uma adaptação bem mais precisa. O estabelecimento de um selamento periférico em torno da borda da prótese é muito importante para a retenção. Quanto mais justo o selamento, mais difícil se torna a penetração de saliva adicional no espaço entre a prótese e a mucosa, o que significa que é necessária aplicação de uma força maior para separar a prótese da mucosa. Qualquer evento que perturbe o selamento periférico, tal como sobre-extensão, interferências (p. ex., alívio de um freio) e desequilíbrio oclusal, prejudicará a retenção da prótese. Conforme o paciente envelhece, a taxa de produção e a consistência da saliva podem mudar. A saliva se torna menos aderente à prótese devido ao molhamento deficiente da superfície pelo suprimento inadequado de saliva; ela também se torna menos viscosa. A retenção da prótese pode então se tornar um problema particular, necessitando eventualmente o uso de fixadores.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Para uma prótese possuir uma ótima retenção, ela deve (1) cobrir a área máxima de mucosa compatível com a atividade muscular funcional e (2) possuir uma íntima adaptação, de forma a minimizar a espessura da película de saliva e manter um bom selamento periférico.

Propriedades Mecânicas A resistência à tração típica das resinas acrílicas não é superior a 50 MPa. O módulo de elasticidade é baixo e o módulo à ﬂexão está na faixa de 2.200 a 2.500 MPa. Não é surpresa que isto, combinado com falta de tenacidade a fratura, explica a propensão das próteses à fratura. Cerca de 30% dos reparos em próteses realizados pelos laboratórios envolvem a fratura de linha média, que é a fratura mais prevalente nas próteses superiores. A maioria das fraturas está associada a algum incidente traumático, embora ele pode não ser facilmente reconhecido. Uma prótese, ao cair no chão, pode não apresentar necessariamente uma fratura instantânea, mas as chances de que uma fenda tenha se formado e que continuará a crescer imperceptivelmente até a prótese se quebrar de repente e desastrosamente é bemprovável. Portanto, algumas falhas da prótese podem ocorrer devido à fadiga à ﬂexão.

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

Algumas fraturas podem estar associadas à qualidade deficiente do processamento. A falta de adesão entre a resina e os dentes de acrílico é uma possibilidade que produz uma interface fraca da qual uma fratura pode se iniciar. A formação de fissuras devido às falhas do processamento ou à exposição a solventes é outra possibilidade. Para aqueles pacientes que fraturam suas próteses regularmente, é viável se considerar o uso de uma resina para base de prótese resistente a alto impacto. Essas resinas são formuladas com um agente à base de borracha tenacificante, tal como uma fina dispersão de estireno de butadieno. A inclusão da borracha paralisa o crescimento das fendas, aumentando a resistência à fratura. Entretanto, isso também causa uma diminuição do módulo à flexão e a longo prazo aumenta as chances de falha ao longo tempo por fadiga devido à flexão excessiva. Uma alternativa para o fortalecimento das próteses acrílicas é a incorporação de fibras para produzir um compósito reforçado por fibra. Elas incluem: ■ ■

■

Fibras carbono, que não se tornaram populares devido à dificuldade de manipulação e à estética deficiente. Fibras aramídeas (poliparafenileno tereftalamida), que não provaram ser efetivas devido à falta de adesão entre as fibras e a matriz resinosa. Fibras UHMPE (ultra-high molecular weight polyethylene, polietileno de peso molecular ultra-alto), que são de cor neutra, possuem baixa densidade e conhecida biocompatibilidade e cuja superfície pode ser tratada para melhorar a adesão com a resina. No entanto, sua fabricação é muito demorada. Fibras de vidro, que se mostraram as mais promissoras e podem ainda ser incorporadas na resina como fibras curtas, frouxas ou entrelaçadas.

Nenhum desses materiais se mostrou ainda como substituto eﬁciente das resinas acrílicas sem carga, por causa das características de processamento inaceitáveis; assim as resinas reforçadas com borracha são preferidas, pois possuem propriedades de manuseio similares às das resinas de PMMA convencionais. Pesquisas para desenvolver um método bem-sucedido de produzir uma base para prótese reforçada com ﬁbra estão em andamento.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A falta de resistência e tenacidade das próteses de resina acrílica é um problema sério e pode resultar em fraturas de até 10% das próteses dentro de três anos de uso.

A ﬂuência ou creep é um problema com as resinas acrílicas (particularmente as resinas quimicamente ativadas), pois elas são materiais viscoelásticos. A adição de um agente de ligação cruzada reduz a quantidade de ﬂuência ou creep, mas não consegue eliminá-la totalmente.

Propriedades Físicas Condutividade Térmica A condutividade térmica do PMMA é de aproximadamente 6 × 10–4 cal.g–1.cm–2. Isso é muito baixo, e pode ocasionar problemas durante o processamento da prótese, pois o calor produzido pode ﬁcar retido e não escapar, provocando um aumento da temperatura. Do ponto de vista do paciente, o problema com o baixo coeﬁciente de condutividade térmica é que a prótese isola os tecidos moles orais de qualquer sensação de temperatura, podendo levar o paciente a consumir uma bebida muito quente sem perceber, o que pode queimar a garganta e possivelmente até o esôfago.

Coeﬁciente de Expansão Térmica O coeﬁciente de expansão térmica é de aproximadamente 80 ppm/ºC. Um valor alto, como se pode esperar de uma resina. Em geral, isso não representa um problema, exceto quando se usa de dentes de porcelana na base da prótese. Estes dentes podem se soltar gradativamente e ser perdidos, devido ao diferencial de expansão e de contração.

Sorção de Água e Solubilidade Devido à natureza polar das moléculas de resina, o PMMA absorve água. Tal absorção é tipicamente na ordem de 1,0% a 2,0% por peso. Na prática, isso ajuda a compensar um pouco a contração de processamento. Entretanto, considerando a baixa taxa de difusão da água na resina, algumas semanas de imersão contínua em água seriam necessárias para a prótese alcançar um peso estável. Embora o PMMA seja solúvel na maioria dos solventes (p. ex., clorofórmio), por causa das suas tênues ligações cruzadas, ele é praticamente insolúvel na maioria dos ﬂuidos que podem entrar em contato com a boca. Entretanto, alguma perda de peso ocorrerá devido à liberação em particular de monômero e possivelmente de alguns pigmentos e corantes.

Biocompatibilidade Em geral, o PMMA é altamente compatível, e os pacientes manifestam poucos problemas. Contudo, alguns pacientes poderão apresentar reação alérgica. Isso é associado mais provavelmente a alguns componentes na prótese, como monômero residual ou ácido benzoico. A reação alérgica tende a ser praticamente imediata e ocorre mais provavelmente com as próteses de resina quimicamente ativadas por causa do conteúdo maior de monômero residual. Algumas vezes pode-se superar esse problema submetendo a prótese a um ciclo de polimerização adicional, mas existe o risco deste procedimento causar distorção da prótese na medida que as tensões internas do processamento são liberadas.

RESINAS PARA BASE DE PRÓTESE

Quando um paciente apresenta uma reação de hipersensibilidade tardia a próteses à base de metacrilato, deve-se considerar o uso de materiais alternativos para base de prótese, como o policarbonato ou o nylon. As próteses confeccionadas com esses materiais devem ser produzidas por meio do processo de injeção do material no molde e embora a precisão seja alta, seu custo também é comparativamente a uma prótese confeccionada com PMMA. O nylon, que é o nome genérico de um polímero termoplástico, pertence à classe dos poliamidos e foi o primeiro material utilizado para confeccionar próteses nos anos 1950. A deterioração da cor, excessiva absorção de água e a alta ﬂexibilidade associada ao baixo módulo de elasticidade são alguns dos problemas que ocorreram com esse material. Contudo, durante os anos 1970, diferentes polímeros de base poliamida foram desenvolvidos com o intuito de resolver alguns desses problemas, embora existam poucas publicações sobre seu desempenho. Aparentemente, muito menos se sabe sobre o uso do policarbonato como material para base de prótese, embora seja um material amplamente utilizado na fabricação de capacetes de segurança, devido à sua excelente resistência a impactos.

RESUMO As vantagens do uso do polimetil metacrilato (PMMA) são: ■ ■ ■

■ ■ ■ ■

possui estética excelente; é de fácil processamento e de baixo custo; possui baixa densidade. As desvantagens são que esse material: possui características de resistência muito pouco adequadas; é suscetível à distorção; possui baixa condutividade térmica; e é radiolúcido.

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fície interna de uma prótese precisar de substituição para melhorar a adaptação, pode-se usar um material rígido de reembasamento. O reembasamento de uma prótese total pode ser necessário por causa das alterações nos tecidos moles causadas pela reabsorção óssea, o que tende a ser mais problemático nas próteses inferiores do que nas superiores. Os critérios para o reembasamento são: ■ ■ ■ ■ ■

retenção ou estabilidade deﬁciente; colapso da dimensão vertical da oclusão; degradação da base da prótese; falta de extensão da prótese para dentro das áreas de pregas mucobucais; e para pacientes muito idosos, nos quais a adaptação a uma nova prótese seria difícil, quando não impossível.

O reembasamento pode ser feito tanto com uma resina acrílica quimicamente ativada no próprio consultório, como enviando a prótese para o laboratório de prótese para reembasamento com um acrílico ativado termicamente. Os acrílicos ativados termicamente usados pelos laboratórios são idênticos àqueles usados na confecção das próteses. Existem dois tipos de resinas quimicamente ativadas, cujos componentes estão listados na Tabela 3.2.3. A razão para o segundo tipo de material de reembasamento é que o metil metacrilato (MMA) pode ser muito irritante aos tecidos moles e pode também causar sensibilidade no paciente. O polietil metacrilato (PEMA) e o butil metacrilato são menos irritantes ao paciente, mas possuem a desvantagem de redução da Tg, o que aumenta a possibilidade de instabilidade dimensional. Uma das maiores desvantagens do reembasamento no consultório é o controle impreciso da quantidade de material removido da prótese e a espessura do material de reembasamento, que será utilizado. Outros problemas são as reações altamente exotérmicas, o gosto inaceitável e a pouca estabilidade de cor com o tempo.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA

MATERIAIS EMBASADORES DE PRÓTESE Os materiais embasadores de prótese pertencem essencialmente a um dos três grupos: ■ ■ ■

reembasadores permanentes rígidos; embasadores macios semipermanentes, e embasadores macios temporários/condicionadores teciduais.

Reembasadores Rígidos Embora o tempo de vida médio esperado de uma prótese total seja de quatro a cinco anos, a vida útil real depende da velocidade da reabsorção do osso alveolar. Se a super-

No melhor das hipóteses o reembasamento deve ser considerado apenas um tratamento temporário de longo prazo, sendo preferível o reembasamento laboratorial.

Embasadores Macios Semipermanentes Ocasionalmente, um paciente se queixará de dor persistente e desconforto com o uso de uma prótese, mesmo quando ela parecer totalmente satisfatória em todos os outros aspectos. Tal problema é mais observado na mandíbula, onde existe uma área menor para distribuir a carga e onde os pacientes podem possuir um rebordo alveolar pontudo, ﬁno ou muito reabsorvido. Em tais

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

Tabela 3.2.3 Os dois tipos de resina autopolimerizável Pó

Líquido

Tipo I

Tipo II

Polimetil metacrilato

Polietil metacrilato

Peróxido de benzoíla

Pigmentos

Metil metacrilato

Butil metacrilato

Di-n-butilftalato

Amina

A borracha de silicone não adere facilmente à resina acrílica da prótese, por isso deve ser empregado um adesivo. Tal adesão pode ser obtida usando um polímero de silicone dissolvido num solvente ou um agente de união alquil-silano. Em ambos os casos a adesão é muito fraca e geralmente fracassa dentro de um tempo relativamente curto. Outra limitação é que o material tende a favorecer o crescimento de Candida albicans, podendo causar a estomatite protética.

Embasadores Macios de Acrílico casos, o paciente tem dificuldade em tolerar uma prótese rígida. Se a dor persistir quando todas as medidas possíveis foram tomadas para minimizar a carga oclusal e redistribuir a carga pela maior área possível, a prótese pode se tornar mais confortável com o uso de uma base macia. Isso promove um meio de absorver uma parte da energia envolvida na mastigação pela interposição de um material altamente resiliente entre a dentadura e a mucosa. Os polímeros com temperatura de transição vítrea logo acima da temperatura na boca possuem um comportamento borrachoide e são altamente resilientes. Alguns polímeros possuem uma temperatura de transição vítrea naturalmente baixa (p. ex., polímeros de silicone), e outros (p. ex., polimetil metacrilato) podem ser modificados pela inclusão de plastificadores para diminuir a sua temperatura de transição vítrea (Tabela 3.2.4). O plastificador atua como um lubrificante das cadeias poliméricas, facilitando o deslizamento de umas pelas outras, permitindo que material se deforme mais facilmente e reduzindo o módulo de elasticidade. De fato, o embasamento geralmente é confeccionado com um desses dois materiais macios.

Borracha de Silicone A borracha de silicone consiste em um polímero de polidimetil siloxano, ao qual é adicionada uma carga para dar a consistência correta. O material se solidiﬁca por um processo de ligação cruzada em vez de um processo de polimerização, pois o material já é um polímero. Essa ligação cruzada pode ser obtida tanto pelo calor, usando o peróxido de benzoíla, ou em temperatura ambiente, usando o tetraetilsilicato (Cap. 2.7).

Esses embasadores macios possuem a vantagem de aderir bem à prótese de PMMA. Eles podem ser subdivididos naqueles que contêm plastiﬁcadores lixiviáveis e nos que contêm plastiﬁcadores polimerizáveis.

Sistemas com Plastificadores Lixiviáveis O polietilmetacrilato (PEMA) possui uma temperatura de transição vítrea de apenas 66ºC comparada com a de 100ºC, do PMMA. Uma combinação desses dois polímeros, com uma pequena quantidade de plastificador (tal como o dibutilftalato) é altamente resiliente. Portanto, o pó é uma mistura de PEMA e PMMA, e o líquido é o MMA, contendo de 25% a 50% de plastiticador. Infelizmente, o plastificador se desprende gradualmente, e o embasamento se toma rígido conforme perde a sua resiliência. A velocidade dessa transição depende, de certo modo, do procedimento de limpeza da prótese pelo paciente. Em geral, altas temperaturas e agentes alvejantes fortes devem ser evitados.

Sistemas Plastificadores Polimerizáveis Foram desenvolvidos novos plastificadores polimerizáveis, que resistem à dissolução, mas mantêm o seu efeito lubrificante. As formulações exatas desse novo material não são conhecidas, mas alguns usam o alquil maleato ou alquil itaconato; sabe-se que a composição do líquido de um sistema experimental é uma mistura de tridecil metacrilato, 2-dietilexil maleato e etileno glicol dimetacrilato. O líquido é misturado tanto como PEMA como com os co-polímeros de n-butil e etil metacrilato. O material é bastante duro em temperatura ambiente, o que torna fácil o acabamento, e amacia quando levado à temperatura da boca.

Vantagens Relativas dos Embasadores Macios Tabela 3.2.4 Temperatura de transição vítrea dos ésteres de polimetacrilato Grupo

Temperatura de transição (ºC)

Metil

125

Etil

Propil

Butil

As vantagens relativas dos embasadores macios de silicone e de acrílico estão destacadas na Tabela 3.2.5. Embora os embasadores macios sejam considerados uma solução de longo prazo para a distribuição deﬁciente da carga, a sua vida clínica geralmente não é maior que seis meses por causa dos problemas descritos. Por isso, eles são denominados embasadores macios semipermanentes.

RESINAS PARA BASE DE PRÓTESE

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Os embasadores macios são contraindicados para pacientes com ﬂuxo salivar deﬁciente, pois a fricção subsequente entre o mucoperiósteo e o embasamento macio pode causar fricção dolorosa.

Condicionadores Teciduais/Embasadores Macios Temporários Em algumas circunstâncias, a prótese pode causar inflamação ou ulceração dos tecidos moles suportantes das cargas. Uma simples solução é suspender o uso da prótese até que a inflamação tenha diminuído. Normalmente, isso não é aceitável para o paciente, e um condicionador tecidual pode ser empregado para superar o problema. Um condicionador tecidual é um material macio que é aplicado temporariamente na superfície interna da prótese com o objetivo de possibilitar uma distribuição melhor das cargas. Isso permite que a mucosa retome à sua forma normal e resolva qualquer inflamação dos tecidos suportantes da prótese. Uma vez que a inflamação tenha regredido e o tecido se recuperado, uma nova moldagem pode ser realizada para confecção de uma nova prótese. Tal material deve ser excepcionalmente macio, mas não tão macio a ponto de ser expulso para fora da prótese. Esses materiais consistem de um pó de PEMA que,

Tabela 3.2.5 Vantagens relativas dos embasadores macios Borracha de silicone

Acrílico

Altamente resiliente

Menos resiliente

Mantém a maciez

Enrijece com o tempo

Necessita de um agente adesivo

Autoadesivo

Suscetível ao crescimento de Candida albicans

Mais resistente às bactérias

Adesão fraca

Adesão permanente

Fraca resistência ao rasgamento

Resistência ao rasgamento aceitável

Sem deformação permanente

Suscetibilidade a creep

quando misturado com um solvente como o álcool etílico e um éster aromático como um plastificador (p. ex., butilftalil butilglicolato), produz uma substância com consistência de gel. Sua consistência dependerá da proporção inicial de pó/líquido e da quantidade relativa de ambos os componentes. Quando o pó e o líquido são misturados, o solvente rapidamente penetra nas partículas do polímero e isso promove a plasticidade tão rapidamente como cria a estrutura do gel. O álcool e o plastificador desprenderão rapidamente e, portanto, o condicionador tecidual necessita ser substituído dentro de poucos dias para que o tecido traumatizado reverta para um estado saudável o mais rápido possível. Para alguns pacientes, o condicionador tecidual pode ser mantido por até três semanas; por isso, o uso frequente do termo embasador macio temporário. Uma sugestão para melhorar o curto tempo de validade dos condicionadores teciduais é cobri-los com uma fina camada superficial de resina metil metacrilato (MMA) semipolimerizada para reduzir a taxa de liberação do solvente e do plastificador.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Os condicionadores teciduais/embasadores macios temporários não devem ser usados sem agendar o paciente para uma nova consulta.

Os condicionadores teciduais são suscetíveis à colonização de micro-organismos. A menos que o condicionador tecidual seja substituído regularmente, ele atuará como um reservatório de micro-organismos, podendo causar sérias complicações, tais como infecções respiratórias, especialmente em pacientes idosos. Embora a limpeza mecânica e química possa manter os micro-organismos sob controle, os métodos de limpeza podem causar danos consideráveis ao condicionador tecidual. Uma abordagem que está sendo explorada é a incorporação de agentes antimicrobianos, como zeolita de prata ou itraconazol, que parecem ser eﬁcazes. Os condicionadores teciduais são sensíveis aos limpadores de prótese e devem ser higienizados com sabão neutro e água.

LEITURA COMPLEMENTAR Braden M, Wright PS, Parker S (1995) Soft lining materials – a review. Eur J Prosthodont Rest Dent 3: 163 Chow CK, Matear DW, Lawrence HP (1999) Efﬁcacy of antifungal agents in tissue conditioners in treating candidiasis. Gerodontology 16: 110 Garcia LT, Jones JD (2004) Soft liners. Dent Clin N Amer 48: 709

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Gronet PM, Driscoll CF, Hondrum SO (1997) Resilience of surface-sealed temporary soft denture liners. J Prosthet Dent 77: 370 Jagger DC, Harrison A, Jandt KD (1999) Review: The reinforcement of dentures. J Oral Rehab 26: 185 Lamb DJ, Ellis B, Priestley D (1983) The effects of processing variables on levels of residual monomer in autopolymerizing dental acrylic resin. J Dent 11: 1

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

McCabe JF (1998) A polyvinylsiloxane denture soft lining material. J Dent 26: 521 McCabe JF, Basker RM (1976) Tissue sensitivity to acrylic resin. Brit Dent J 140: 347 Parvizi A et al (2004) Comparison of the dimensional accuracy of injection-molded denture base materials to that of conventional pressure-pack acrylic resin. J Prosthodont 13: 83 Pronych GJ, Sutow EJ, Sykora O (2003) Dimensional stability and dehydration of a thermoplastic polycarbonate-based and two PMMA-based denture resins. J Oral Rehab 30: 1157 Shim JS, Watts DC (2000) An examination of the stress distribution in a soft-lined acrylic resin mandibular

complete denture by ﬁnite element analysis. Int J Prosthodont 13: 19 Stafford GD, Huggett R, MacGregor AR, Graham J (1986) The use of nylon as a denture-base material. J Dent 14: 18 Turrell AJW (1966) Allergy to denture base material – fallacy or reality? Brit Dent J 120: 415 Ueshige M et al (1999) Dynamic viscoelastic properties of antimicrobial tissue conditioners containing silver-zeolite. J Dent 27: 517 Yunus N et al (2005) Some ﬂexural properties of a nylon denture base polymer. J Oral Rehab 32: 65

Capítulo 3.3

LIGAS FUNDIDAS PARA RESTAURAÇÕES METÁLICAS

INTRODUÇÃO A produção de restaurações metálicas, como coroas, pontes, inlays, núcleos e pinos e núcleos metálicos fundidos e próteses parciais removíveis nos laboratórios de prótese dentária, é conduzida pela técnica da cera perdida. Este método de fundição já está disponível há um tempo considerável sendo bastante utilizado por artesãos para fabricar joias e ornamentos delicados. A sua história pode ser traçada desde antes de 3000 a.C., porém não foi utilizada na Odontologia antes dos anos 1890. Os princípios básicos são simples. Um modelo de cera com a forma desejada é produzido, sendo revestido por um material resistente às altas temperaturas. A cera é então removida pelo derretimento ou queima, deixando uma cavidade com a forma desejada. Esta pode ser agora preenchida com metal em fusão, de modo que o metal assuma a forma da escultura de cera original. Os estágios na produção de uma restauração dentária fundida são, portanto, os seguintes: ■ ■ ■ ■ ■ ■ ■ ■ ■

preparo do dente; moldagem; vazamento do modelo; enceramento da forma desejada; inclusão do padrão de cera no revestimento; queima e derretimento; derretimento e fusão da liga; acabamento e polimento; e tratamentos térmicos.

Desse modo, pode-se observar que muitos materiais diferentes são envolvidos na produção de uma fundição metálica. Estes incluem materiais de moldagem, ceras, revestimentos e ligas para fundição. Alguns destes materiais já foram discutidos em seções anteriores. Não será fornecida neste capítulo uma descrição detalhada dos vários estágios práticos envolvidos na produção de uma restauração metálica fundida uma vez que este processo é prerrogativa do técnico de laboratório.

Em vez disso, a atenção será focada nas ligas que são utilizadas e nos seus requisitos para as aplicações na Odontologia Restauradora. Quando a técnica da cera perdida foi desenvolvida por Taggart no começo dos anos 1900, as ligas de escolha eram as áuricas. Para a construção de próteses parciais removíveis as ligas de ouro foram gradativamente substituídas por ligas de cobalto-cromo (Co-Cr) durante os anos 1950 e em menor número por ligas de Co-Cr-Ni. No final do século XX o titânio apareceu como liga para fundição de próteses parciais fixas e removíveis. É de responsabilidade do cirurgião-dentista selecionar a liga mais indicada para cada aplicação particular quando se instrui o laboratório na produção de uma prótese. Esta escolha não deve ser delegada ao técnico de laboratório. Afinal, é o cirurgião-dentista que cimentará estes materiais na boca do paciente.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA É responsabilidade do cirurgião-dentista saber quais metais estão fornecendo a seus pacientes. Isto requer o conhecimento dos tipos de ligas disponíveis, sua composição e propriedades.

PROPRIEDADES DESEJADAS A escolha da liga é regida por vários fatores. O custo é um fator importante a se considerar devido ao alto preço do ouro nos dias atuais. Outras considerações são a biocompatibilidade da liga e sua resistência à corrosão e ao deslustre. São estes fatores que praticamente limitam a variedade de ligas disponíveis para aplicações odontológicas. A indicação para uma aplicação especíﬁca, seja ela uma inlay em que há menor concentração de tensão ou

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

uma prótese parcial ﬁxa posterior, é determinada primariamente pelas propriedades mecânicas da liga, tais como: sua rigidez; resistência; ductibilidade e dureza. A rigidez é consequência tanto do desenho como do módulo de elasticidade da liga. Quanto maior o módulo de elasticidade, mais rígida será a estrutura para uma mesma forma. Esta é uma consideração importante, especialmente para próteses parciais ﬁxas longas, núcleos fundidos, próteses parciais removíveis e seus grampos. Estas restaurações são também propensas a ser submetidas a cargas bastante elevadas e, portanto, precisam ser resistentes à deformação permanente. Isto requer que a liga tenha um alto limite de proporcionalidade e limite convencional de escoamento. Entretanto, para estruturas tais como os grampos, a alta resistência deve ser equilibrada com a ductibilidade, uma vez que é importante que a liga não seja tão frágil que frature quando pequenos ajustes forem feitos. No caso das inlays, em que a adaptação marginal é sempre melhorada pela brunidura, a ductibilidade é ainda mais importante. As ligas para estas aplicações precisam ser muito dúcteis e macias para não sofrerem fratura durante este procedimento. A facilidade de fundição de uma liga é uma consideração importante para o técnico de laboratório dentário. O técnico necessitará saber qual é o intervalo de derretimento e a temperatura de fusão para a liga, pois, em geral, quanto maior elas forem, maior serão os problemas apresentados no seu manuseio. Outra consideração importante neste contexto é a qualidade da adaptação da restauração, que é dependente da contração de fundição e de resfriamento da liga. Estas características têm que ser levadas em consideradas para que a peça fundida não venha a ter um tamanho muito pequeno. Quanto maior a contração, mais isto se torna um problema. A densidade da liga também é importante. A maioria das fundições é executada em uma máquina de fundição com força centrífuga e quanto maior a densidade da liga, mais fácil se torna a expulsão do ar do espaço molde e o preenchimento completo com a liga. Deste modo, as ligas com uma grande variedade de propriedades são necessárias para satisfazer estes diversos requisitos. As principais ligas empregadas em Odontologia são as ligas nobres, de metais preciosos e várias ligas básicas como a liga de Co–Cr e o titânio.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA É importante para o cirurgião-dentista ter uma relação proﬁssional próxima do protético e levar em consideração seus pontos de vista quando estiver selecionando uma liga.

LIGAS NOBRES E DE METAIS PRECIOSOS Os metais nobres e preciosos consistem em oito elementos que têm várias características em comum. Eles são muito resistentes à corrosão (nobres) e caros (preciosos). Consideram-se metais nobres aqueles feitos de ouro, platina, ródio, rutênio, irídio e ósmio, enquanto a prata e o paládio geralmente são referidos como metais preciosos.

Ligas com Alto Teor de Ouro Este é um grupo de ligas que esteve presente na Odontologia por um tempo considerável e que pode ser distinguido de outras ligas utilizadas pelo seu alto conteúdo de metais preciosos, que não pode ser inferior a 75% sendo o teor de ouro maior que 60%. Os metais preciosos constituintes são frequentemente o ouro, a prata, a platina e o paládio. Estas ligas podem ser classiﬁcadas em quatro grupos distintos como indicado na Tabela 3.3.1. A quantidade de ouro em uma liga é deﬁnida por uma das duas maneiras seguintes: ■

■

Quilate. O ouro puro possui um quilate de 24 e o quilate de uma liga é expresso pelo número de partes em 24 avos de ouro que a compõe. Então, uma liga com 50% de ouro seria designada como liga de 12 quilates de ouro. Muitas joias são de ouro 9 quilates (37,5%) ou ouro 18 quilates (75%). Pureza. O ouro puro tem uma classiﬁcação de pureza de 1.000, de maneira que o ouro 18 quilates tem pureza 750 e o ouro 9 quilates é 375 puro.

Desse modo, as ligas odontológicas de ouro na Tabela 3.3.1 variam de 21,6 a 14,4 quilates ou pureza de 900 a 600.

Elementos Constituintes das Ligas Odontológicas de Ouro A maior fração dessas ligas certamente é de ouro, com quantidades menores de prata e cobre. Algumas formulações também se apresentam com pequenos conteúdos de platina, paládio e zinco. A prata possui o efeito de reforçar levemente a liga e se contrapõe ao pigmento avermelhado do cobre. O cobre é um componente muito importante, uma vez que aumenta a resistência, particularmente para as ligas de ouro tipo III e IV e reduz a temperatura da zona de fusão. O limite para a quantidade de cobre que pode ser adicionada à liga é de 16%, o aumento desta quantidade tende a manchar a liga. A platina e o paládio aumentam tanto a resistência quanto a temperatura de fusão. O zinco atua como um puriﬁcador durante a fundição, evitando a oxidação e melhorando as características de fundição (fundibilidade).

LIGAS FUNDIDAS PARA RESTAURAÇÕES METÁLICAS

Uma variedade de outros elementos, como o irídio, rutênio e rênio (<0,5%) pode estar presente. Estes metais possuem temperatura de fusão muito alta e atuam como pontos de nucleação durante a solidiﬁcação, ajudando deste modo a produzir tamanhos de grãos pequenos.

Mecanismo de Reforço Embora todos os elementos de uma liga originem algum aumento no limite de proporcionalidade da liga de ouro pela formação de uma solução sólida, o mecanismo de reforço mais eficiente é pela adição de cobre que é conhecida como endurecimento por ordenação. Este tratamento térmico endurecedor é realizado após o recozimento homogeneizador em aproximadamente 700°C, que é executado para garantir a uniformidade da composição durante toda a fundição. O tratamento envolve o reaquecimento da liga a 400°C e a manutenção desta temperatura por cerca de 30 minutos. Ao invés de estar distribuídos aleatoriamente, os átomos de cobre se arranjam em pequenos grupos ordenados. Esta estrutura ordenada impede o deslizamento das camadas atômicas, que possuem o efeito de aumentar o limite de proporcionalidade e a dureza da liga. Deve haver pelo menos 11% de cobre na liga de ouro para que ocorra o endurecimento por ordenação, portanto, isto não ocorre com as ligas de ouro Tipo I e II. As ligas de ouro Tipo III possuem apenas o suficiente de cobre, e por isso uma pequena melhoria na resistência é observada. Para as ligas de ouro Tipo IV, a melhoria na resistência é bastante significativa. O efeito deste processo endurecedor é mostrado na Tabela 3.3.2. A adição de cobre combinada com o tratamento térmico endurecedor pode resultar em um aumento de dez vezes no limite convencional de escoa-

mento. A importância do tratamento térmico endurecedor para as ligas de ouro Tipo III e IV é também indicada. Entretanto, há um preço a se pagar uma vez que há redução na ductibilidade da liga, como mostrado pelo menor percentual de alongamento antes de ocorrer a fratura. Assim sendo, a ﬂexão excessiva pode resultar em fratura frágil, um problema que pode surgir quando se produz grampos para próteses parciais removíveis com ligas de ouro Tipo IV. Para algumas ligas, o tratamento endurecedor consiste em permitir o resfriamento lento da liga em uma bancada em vez de resfriá-la bruscamente após fundição. Esta técnica é conhecida como autoendurecimento. A desvantagem desta abordagem é que ela não é tão bem controlada como quando a liga recebe o primeiro recozimento homogeneizador e um tratamento térmico endurecedor subsequente. É importante que o cirurgiãodentista exija do técnico de laboratório que o tratamento térmico endurecedor seja efetuado se a liga selecionada for do Tipo III ou IV. Se uma liga autoendurecedora for selecionada, então deve-se permitir que a mesma resfrie lentamente em uma bancada e não seja resfriada bruscamente.

Outras Características Assim como os elementos para ligas formam facilmente uma solução sólida com o ouro, a diferença entre o liquidus e o solidus é pequena. Isto faz com que as ligas sejam relativamente fáceis de serem fundidas e produzam um resultado razoavelmente homogêneo. A adição de platina e paládio aumenta a distância entre o liquidus e o solidus. Quanto maior esta distância, mais segregação composicional ocorrerá durante a solidiﬁcação, tornando o tratamento homogeneizador mais desejável

Tabela 3.3.1 Composição das ligas de alto teor de ouro Tipo

Descrição

Au%

Macia

Média

III IV

Ag%

Cu%

Pt%

Pd%

Zn%

80-90

3-12

75-78

12-15

2-5

–

7-10

0-1

1-4

0-1

Dura

62-78

Extradura

60-70

8-26

8-11

0-3

2-4

0-1

4-20

11-16

0-4

0-5

1-2

Tabela 3.3.2 Variação das propriedades mecânicas das ligas com alto teor de ouro Tipo

Condição

sy (MPa)

RMT (MPa)

Alongamento (%)

Após fundição

60-140

200-310

20-35

40-70

Após fundição

140-250

310-380

20-35

70-100

III

Após fundição

180-260

330-390

20-25

90-130

Endurecida

280-350

410-560

6-20

115-170

Após fundição

300-390

410-520

4-25

130-160

Endurecida

550-680

690-830

1-6

200-240

217

Dureza Vickers

218

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

para as ligas de ouro do Tipo III e IV. Devido às suas baixas temperaturas de fusão, a contração de fundição (quase 1,4%) é facilmente compensada pela utilização de revestimento à base de gesso. Os baixos valores de dureza Vickers (VDV) tornam estas ligas fáceis de ser polidas em uma superfície lisa, embora no caso das ligas a serem submetidas ao tratamento térmico este procedimento é mais bem executado na peça fundida antes deste tratamento. Em geral, pode ser dito que o uso destas ligas não apresenta maiores problemas ao técnico de laboratório e peças fundidas de boa qualidade e bem adaptadas podem ser fabricadas. A resistência à corrosão e ao deslustre destas ligas é excelente, assim como sua biocompatibilidade.

Aplicações Dadas as diferenças nas propriedades mecânicas, as aplicações recomendadas para o uso destas ligas são as seguintes.

Ligas Tipo I Estas ligas são mais indicadas para inlays de uma única superfície para áreas de baixo esforço. Como são relativamente macias e sofrem fácil deformação, elas precisam de muito suporte para prevenir esta deformação sobre cargas oclusais. O baixo limite de proporcionalidade dessas ligas permite que as margens sejam brunidas facilmente. Devido à alta ductibilidade, esta liga não é propensa à fratura. Ligas Tipo II Estas ligas podem ser utilizadas para a maioria das inlays. Entretanto, peças com seções transversais ﬁnas devem ser evitadas, uma vez que a deformação ainda é uma possibilidade.

Ligas Tipo III Estas ligas podem ser utilizadas para todas as inlays, onlays, coroas totais e próteses parciais ﬁxas com espaço protético pequeno, pinos e núcleos metáli-

cos fundidos devido à sua maior resistência quando comparadas com as ligas do Tipo I e II. Entretanto, elas serão mais difíceis de ser brunidas e terão maior potencial para fratura localizada se forem brunidas excessivamente.

Ligas Tipo IV Estas ligas são utilizadas para pinos e núcleos metálicos fundidos, próteses ﬁxas com espaços protéticos longos e na construção de próteses parciais removíveis, particularmente nos braços dos grampos. Os braços dos grampos podem ser ajustados antes de a liga ser submetida ao tratamento térmico endurecedor. Obviamente, isto não é possível quando se utiliza uma liga autoendurecedora. O baixo módulo de elasticidade e o alto limite de proporcionalidade da liga de ouro promovem um alto grau de ﬂexibilidade ao braço do grampo, o que permite que eles sejam removidos até mesmo de retenções acentuadas sem o perigo de deformação permanente. Estas ligas não podem ser brunidas no seu estado reforçado e são, portanto, inadequadas para inlays.

Ligas de Médio e Baixo Teor de Ouro O aumento rápido dos preços dos metais nobres nos anos 1970 estimulou os fabricantes a produzirem muitas ligas novas com conteúdo reduzido de ouro. As composições de alguns exemplos comerciais de ligas representativas estão apresentadas na Tabela 3.3.3. Alguns desses materiais podem ser classiﬁcados como ligas com médio teor de ouro, com o conteúdo de ouro variando entre 40% e 60%. Estas ligas com médio teor de ouro foram introduzidas no início dos anos 1970 e se tornaram muito populares. O conteúdo de prata e paládio foi aumentado para compensar o conteúdo reduzido de ouro, enquanto o conteúdo de cobre está na faixa de 10%-15%. O paládio é adicionado para se contrapor à tendência de deslustre da prata.

Tabela 3.3.3 Composição de ligas de médio e baixo teor de ouro Liga

Tipo

Cor

Au (%)

Pd (%)

Ag (%)

Cu (%)

In (%)

Solaro 3 (Metalor)

Médio teor de ouro

Amarela

11,8

–

Stabilor G (Degussa)

Médio teor de ouro

Amarela

5,5

23,3

12,0

–

Mattident E (Johnson Matthey)

Médio teor de ouro

Amarela

8,0

24,0

11,5

–

Palaginor 2 (Metalor)

Baixo teor de ouro

Branca

12,5

18,9

53,7

14,2

–

Palliag MJ (Degussa)

Baixo teor de ouro

Branca

12,5

20,9

55,0

8,5

–

Mattident B (Johnson Matthey)

Baixo teor de ouro

Branca

11,0

20,0

54,5

12,5

–

Realor (Degussa)

Baixo teor de ouro sem cobre

Amarela

20,0

39,0

–

16,0

Selector 3 (metalor)

Baixo teor de ouro sem cobre

Amarela

20,0

21,0

38,7

–

16,5

Matteieco J (Johnson Matthey)

Baixo teor de ouro sem cobre

Amarela

20,0

40,1

–

17,8

LIGAS FUNDIDAS PARA RESTAURAÇÕES METÁLICAS

O paládio, a prata e o cobre formam facilmente soluções sólidas substitutivas, com o ouro produzindo uma estrutura de fase única por toda a extensão da composição. A presença de cobre permite o endurecimento por ordenação, assim como nas ligas de ouro do Tipo III e IV. Há também várias ligas de baixo teor de ouro que possuem o conteúdo de ouro na ordem de 10%-20%. Os outros elementos são a prata (40%-60%) e o paládio (mais de 40%); portanto estas ligas poderiam ser descritas como ligas Ag-Pd, porém esta descrição será deixada para aquelas ligas contendo quantidades menores ainda (<2%) ou sem nenhum conteúdo de ouro. Devido ao conteúdo reduzido de ouro, estas ligas têm aspecto esbranquiçado; sendo menos atraentes aos pacientes que preferem a aparência amarelada das ligas de ouro. Com o objetivo de superar esta desvantagem, há também várias ligas com baixo teor de ouro, sem cobre que contêm altos níveis de índio. Estas ligas têm uma estrutura bifásica que consiste em uma matriz CFC com ilhas de fase CCC devido ao alto conteúdo de índio. A fase da matriz é essencialmente uma solução sólida de Ag-Au com adições menores de paládio, índio e zinco. A fase CCC consiste em Pd-In com quantidades substanciais de ouro, prata e zinco dando à liga sua cor amarelada. Portanto, a cor parece estar mais relacionada com a presença de índio do que com a ausência de cobre.

Propriedades e Aplicações Algumas das propriedades dessas ligas estão comparadas na Tabela 3.3.4. As ligas de médio teor de ouro são recomendadas para as mesmas aplicações que as ligas de ouro do Tipo III e IV. Sua ductibilidade tem a tendência

219

de ser menor que as ductibilidades das ligas de ouro tipo IV e seus altos limites de proporcionalidade as tornam de difícil brunimento. Existe ainda o perigo de fratura durante a brunidura devido ao trabalho localizado de endurecimento que ocorre e da redução de sua ductibilidade. Entretanto, elas são muito adequadas para próteses parciais ﬁxas longas e podem ser utilizadas em próteses suportadas por implantes e pinos e núcleos. As ligas de baixo teor de ouro têm a tendência de possuir menores propriedades mecânicas que as ligas de médio teor de ouro e são recomendadas como alternativa para as ligas de ouro Tipo III. Entretanto, sua cor branca as faz menos populares do que poderiam de outra forma ser. Essas ligas são utilizadas extensivamente para pinos e núcleos metálicos fundidos onde a cor branca não se apresenta como um problema, pois a fundição será coberta com outro material. A remoção do cobre e a adição de índio novamente produzem ligas com propriedades similares àquelas das ligas de ouro Tipo III, porém com a vantagem da cor amarela. Todavia, a distância entre o liquidus e o solidus é maior, o que pode resultar em uma estrutura menos homogênea e a sua temperatura de fusão é consideravelmente maior, o que torna o processo de fundição mais difícil. Enquanto de forma geral, as ligas de médio teor de ouro são adequadas para substituir as ligas de ouro Tipo IV e as ligas de baixo teor de ouro adequadas para substituir as ligas Tipo III, uma desvantagem dessas ligas é que suas propriedades variam mais de liga para liga que cada uma das quatro ligas de alto teor de ouro (Tabela 3.3.4). A biocompatibilidade dessas ligas parece ser excelente e a corrosão não parece ser um problema, mesmo com as ligas bifásicas de baixo teor de ouro e sem cobre.

Tabela 3.3.4 Comparação de algumas propriedades das ligas para fundição de médio e baixo teor de ouro comparadas com as ligas de ouro do Tipo IV Liga

Tipo

Dureza Vickers

Módulo de elasticidade (GPa)

Limite convencional de escoamento a 0,2% (MPa)

Auroﬂuid 3

Tipo IV

255

480

885-920

1.070

Solaro 3

Médio teor de ouro

285

90,5

600

870-920

1.070

Stabilor G

Médio teor de ouro

275

–

830

–

1.000-1.100

Alongamento (%)

Temperatura solidusliquidus (°C)

Temperatura de fundição (°C)

Mattident E

Médio teor de ouro

269

–

685

885-945

1.045-1.145

Palaginor 2

Baixo teor de ouro

170

340

875-970

1.200

Palliag MJ

Baixo teor de ouro

265

–

630

940-1.010

1.100-1.200

Mattident B

Baixo teor de ouro

256

–

645

3,5

945-1.000

1.100-1.200

Realor

Baixo teor de ouro sem cobre

185

–

405

860-1.035

1.200

Selector 3

Baixo teor de ouro sem cobre

180

370

875-1.035

1.200

Mattieco J

Baixo teor de ouro sem cobre

200

–

740

870-940

1.080-1.150

* Dados extraídos das bulas dos fabricantes.

220

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

utilizada para coroas totais, próteses parciais fixas pequenas e pinos e núcleos metálicos fundidos. Entretanto, as ligas com conteúdo reduzido de prata e conteúdo aumentado de paládio possuem propriedades similares àquelas das ligas de ouro Tipo IV. Apesar disto, sua utilização em próteses parciais fixas longas é em geral contraindicada. Isto pode estar associado às altas temperaturas de fundição destas ligas, que consiste na segunda característica mais notável destes materiais. Essas altas temperaturas para fundição requerem o uso de revestimentos fosfatados e técnicas de fundição para altas temperaturas. A fundição precisa em altas temperaturas é reconhecidamente um problema para o técnico de laboratório. As ligas têm a tendência de endurecer por trabalho mecânico rapidamente, o que contraindica ajuste e brunidura excessivos. Apesar de estas ligas serem altamente biocompatíveis, há ocorrência de deslustre. Tais desvantagens fizeram com que este grupo de ligas fosse consideravelmente menos popular que as ligas de médio e baixo teor de ouro.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA O cirurgião-dentista deve examinar cuidadosamente as propriedades de cada liga e, se necessário, procurar por aconselhamento do fabricante ou do laboratório com o objetivo de determinar a indicação adequada de uma liga para uma situação clínica particular.

Ligas de Prata-Paládio Como o próprio nome indica, as ligas de Ag-Pd contêm predominantemente prata com quantidades signiﬁcativas de paládio. O paládio melhora a resistência à corrosão e ajuda a prevenir o deslustre, que é associado frequentemente à prata. Estas ligas foram introduzidas nos anos 1960 como alternativa para as ligas com alto teor de ouro e são chamadas de “ouro branco”. A composição e as propriedades de algumas ligas representativas após tratamento térmico endurecedor são apresentadas na Tabela 3.3.5. Enquanto há algum autoendurecimento nestas ligas quando deixadas sobre uma bancada durante o resfriamento, as propriedades são geralmente inferiores àquelas obtidas quando um tratamento endurecedor controlado é realizado. Existem duas características notáveis nos dados apresentados na Tabela 3.3.5. A primeira é que há uma grande variação das propriedades nas diferentes ligas, o que novamente destaca a necessidade de seleção cuidadosa da liga para uma aplicação individual. A baixa resistência, a baixa dureza e a alta ductibilidade de uma das ligas apresentada (Palliag W) sugerem que esta liga é indicada apenas para inlays submetidas às baixas tensões. A outra liga com composição semelhante (Mattieco 25) possui propriedades mecânicas superiores, sendo mais comparável com a liga de ouro Tipo III, e podendo ser

LIGAS DE METAIS BÁSICOS Ligas de Cobalto-Cromo As ligas de Co–Cr foram introduzidas em primeiro lugar para a Odontologia nos anos 1930 e, desde então, têm substituído efetivamente as ligas de ouro do Tipo IV na construção de próteses parciais removíveis, sobretudo devido ao seu custo relativamente baixo, que é um fator signiﬁcante nestas grandes fundições.

Composição A liga consiste em cobalto (55%-65%) com até 30% de cromo. Outros elementos principais são o molibdênio (4%-5%) e pelo menos em um caso o titânio (5%) (Tabela 3.3.6).

Tabela 3.3.5 Composição e propriedades das ligas de prata/paládio Liga

Ag (%)

Pd (%)

Cu (%)

Zn (%)

Dureza Vickers

LimIte Alongamento convencional (%) de escoamento a 0,2% (MPa)

Temperatura solidusliquidus (°C)

Temperatura de fundição (°C)

Palliag W (Degussa)

70,0

27,5

–

1.080-1.180

–

Mattico 25 (Johnson Matthey)

68,5

25,0

–

3,0

199

500

1.050-1.110

1.210-1.290

Palliag M (Degussa)

58,5

27,4

10,5

–

310

940

950-1.040

1.100-1.200

Palliag NF IV (Degussa)

52,0

39,9

–

4,0

270

595

1.070-1.145

1.200-1.250

Mattident P (Johnson Matthey)

46,6

33,4

19,0

–

290

780

1.005-1.040

1.140-1.240

* Dados extraídos das bulas dos fabricantes.

LIGAS FUNDIDAS PARA RESTAURAÇÕES METÁLICAS

O cobalto e o cromo formam uma solução sólida quando há até 30% de cromo, que é o limite de solubilidade do cromo no cobalto. O cromo adicional poderia produzir uma segunda fase muito frágil. Em geral, quanto maior o conteúdo de cromo, maior a resistência à corrosão da liga. Por este motivo, os fabricantes tentam maximizar a quantidade de cromo sem introduzir a segunda fase. O molibdênio está presente com o objetivo de refinar o tamanho do grão pelo fornecimento de mais sítios para a nucleação cristalina durante o processo de solidificação. Isto apresenta o benefício adicional de produzir um efeito endurecedor importante para a solução sólida, um efeito compartilhado pela adição de ferro. Ainda assim, os grãos são muito grandes, embora seus limites granulares sejam difíceis de identificar por causa da estrutura dendrítica grosseira da liga. O carbono, que está presente em apenas pequenas quantidades, é, entretanto, um componente de extrema importância para a liga. Pequenas alterações no seu conteúdo podem alterar significativamente a resistência, a dureza e a ductibilidade da liga. O carbono pode se combinar com qualquer um dos outros componentes da liga para formar carbonetos (carbides). A precipitação dos carbonetos pode aumentar drasticamente a resistência e a dureza da liga. No entanto, muito carbono resultará numa fragilidade excessiva, representando um problema para o técnico de laboratório, que precisa garantir que nenhum excesso de carbono será absorvido pela liga durante a queima e fundição. A distribuição dos carbonetos também depende da temperatura de fundição e da taxa de resfriamento, sendo preferível a formação descontínua de carbonetos na periferia dos limites granulares à formação contínua.

Propriedades Para os técnicos de laboratório, estas ligas são consideravelmente mais difíceis de se trabalhar que as ligas de ouro, porque elas têm que ser aquecidas em altas temperaturas antes que possam ser fundidas. As temperaturas de fundição estão na casa de 1.300°C a 1.400°C e a contração de fundição associada é de quase 2%. Este problema tem sido amplamente superado com a introdução dos equipamentos de fundição por indução e revestimentos refratários fosfatados resistentes a altas temperaturas. A

221

precisão é comprometida nestas temperaturas altas, o que efetivamente limita a utilização destas ligas às próteses parciais removíveis. A alta dureza destas ligas as torna difíceis de serem polidas mecanicamente. O polimento eletrolítico é utilizado nas superfícies de adaptação, para não comprometer a qualidade da adaptação, entretanto, as partes que não se adaptam diretamente no paciente ainda são polidas mecanicamente. O benefício disto é que uma superfície altamente polida é retida por um período muito longo, o que é uma vantagem significativa das próteses parciais removíveis. A falta de ductibilidade tão facilmente exacerbada pela contaminação com carbono apresenta de fato problemas, especialmente porque estas ligas são também propensas às porosidades na fundição. Estas limitações combinadas dão origem a um problema comum com as próteses parciais removíveis, que é a fratura dos grampos. Este problema se torna mais pronunciado quando se tenta ajustar o braço do grampo, e um ajuste excessivo ou frequente levará invariavelmente à fratura do braço do grampo. Entretanto, existem alguns aspectos destas ligas que as torna idealmente adequadas para a construção das estruturas das próteses parciais removíveis. O módulo de elasticidade de uma liga de Co-Cr é em geral 250 GPa, enquanto que para as ligas previamente discutidas este módulo está entre 70 e 100 GPa. Este alto módulo de elasticidade possui a vantagem de que a prótese parcial removível, particularmente os braços dos grampos, pode ser feita mais fina em um corte transversal, com a manutenção da rigidez adequada. Quando isso é combinado com uma densidade em torno da metade das ligas de ouro, significa que as peças fundidas são consideravelmente mais leves, sendo um grande benefício para o conforto do paciente. A adição de cromo torna essa liga altamente resistente à corrosão, ressaltando o fato de que estas ligas também formam a base de muitas próteses implantadas cirurgicamente, tais como as articulações do quadril e dos joelhos. Pode-se dizer, portanto, que estas ligas têm uma história excelente de biocompatibilidade. Algumas das ligas comercialmente disponíveis também possuem níquel, que foi adicionado pelo fabricante com o objetivo de aumentar a ductibilidade e reduzir a dureza.

Tabela 3.3.6 Propriedades de algumas ligas de Co-Cr Liga

Co (%)

Cr (%)

Mo (%)

Dureza Vickers

Limite convencional Alongamento Temperatura de escoamento a (%) solidus-liquidus 0,2% (MPa) (°C)

Temperatura de fundição (°C)

Biosil H (Degussa)

65,7

28,5

4,5

360

600

1.320-1.380

1.500

Vitalium (Nobelparma)

60,6

31,5

6,0

428

616

1.300-1.370

1.550

Wisil (Krupp)

5,0

390

580

1.355-1.375

1.535

* Dados extraídos das bulas dos fabricantes.

222

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

Entretanto, o níquel é um alergênico bem conhecido e sua utilização na boca pode induzir uma reação alérgica. Portanto, para pacientes que sabidamente apresentam propensão para reações alérgicas, é oportuno usar ligas de Co–Cr sem níquel.

Ligas de Titânio O interesse nas fundições à base de titânio para as próteses ﬁxas removíveis surgiu aproximadamente ao mesmo tempo que se desenvolviam os implantes osseointegrados. O titânio possui várias características atraentes, tais como: alta resistência; baixa densidade; e excelente biocompatibilidade. Além disso, existem preocupações de que se um metal diferente do titânio, usado nos implantes osseointegráveis, for empregado para produzir coroas e próteses ﬁxas, isto pode levar a efeitos de eletrogalvanismo. A descoberta do elemento titânio foi atribuída ao reverendo William Gregor em 1790, porém a sua primeira forma pura não foi produzida até 1910. Mesmo nos dias atuais, o titânio permanece caro quando comparado, por exemplo, com o aço inoxidável. O titânio puro é produzido pelo processo de Kroll, que envolve o aquecimento do minério de titânio (p. ex., rutilo) na presença de carbono e cloro. O material resultante TiCl4 é reduzido com sódio fundido para produzir uma esponja de titânio, que é depois fundida a vácuo em atmosfera de argônio para produzir um lingote metálico.

Composição Duas formas de titânio têm recebido mais interesse clínico. Uma é a forma comercialmente pura de titânio (Ticp) e a outra é a liga de titânio 6% alumínio–4% vanádio.

Titânio Comercialmente Puro O titânio é alotrópico, com uma estrutura (α) hexagonal compactada (EHC) em baixas temperaturas e uma estrutura (β) cúbica de corpo centrado (CCC) acima de 882°C. O titânio comercialmente puro (Ticp) é de fato uma liga de titânio com até 0,5% de oxigênio. O oxigênio está em uma solução de maneira que o metal se apresenta em fase única. Elementos como o oxigênio, nitrogênio e carbono possuem uma solubilidade maior na estrutura EHC da fase α que na forma cúbica da fase β. Estes elementos formam uma solução sólida intersticial com o titânio e ajudam a estabilizar a fase α. Os elementos de transição, tais como: molibdênio; nióbio; e vanádio, atuam como estabilizadores β.

Titânio-6% Alumínio-4% Vanádio Quando o alumínio e o vanádio são adicionados ao titânio apenas em pequenas quantidades, a resistência da liga é bastante aumentada em comparação com a Ticp. O alumínio é considerado como estabilizador da fase α com o vanádio atuando como estabilizador da fase β. Quando estes são adicionados ao titânio, a temperatura em que a transição α-β ocorre é tão diminuída que tanto a fase α como a β podem existir em temperatura ambiente.

Portanto, o Ti-6% Al-4%Va possui uma estrutura bifásica com grãos α e β.

Propriedades O titânio puro é um metal branco e lustroso, que possui a vantagem da baixa densidade, boa resistência e excelente resistência à corrosão. Ele é dúctil e constitui um importante elemento de liga com muitos outros metais. As ligas de titânio são amplamente utilizadas na indústria da aviação e aplicações militares devido à sua baixa densidade, alta resistência à tração (quase 500 MPa) e habilidade de resistir às altas temperaturas. O módulo de elasticidade do Ticp é de 110 GPa, o que é metade do aço inoxidável ou das ligas de Co–Cr. As propriedades de tração do Ticp dependem significativamente do conteúdo de oxigênio e apesar de a resistência máxima à tração, limite convencional de escoamento e de dureza aumentarem com a crescente concentração de oxigênio, isto se dá à custa da ductibilidade. Ao formar uma liga com o titânio, alumínio e o vanádio uma grande variedade de propriedades mecânicas superiores ao Ticp é alcançada. Tais ligas de titânio são uma mistura das fases α e β, onde a fase α é relativamente macia e dúctil enquanto a fase β é mais dura e mais resistente, porém menos dúctil. Desta forma, pela alteração das proporções relativas de α e β, uma ampla variedade de propriedades mecânicas pode ser obtida. É possível obter uma maior resistência à tração com as Ti-6% Al-4% Va, (quase 1030 MPa) do que para o titânio puro, o que a torna atrativa para utilização em situações de altas tensões como no caso de, próteses parciais removíveis. Uma característica importante destes materiais é a resistência à fadiga das ligas de titânio. Tanto o Ticp como o Ti-6% Al-4% Va possuem um limite de fadiga bem definido com a curva S-N nivelando-se após 107-108 ciclos de tensão reversa com a resistência à tração reduzida a 45%-50%. Portanto, o Ticp não deve ser utilizado em situações onde as tensões podem exceder 175 MPa. Em contrapartida, para a liga Ti-6% Al-4% Va, o limite de fadiga é aproximadamente 450 MPa. A corrosão pode ser um problema tanto em termos da degradação da prótese como pela liberação de componentes potencialmente tóxicos ou alergênicos. O titânio se tornou popular porque é o metal mais resistente à corrosão conhecido, e isso também se aplica às ligas. Embora seja um metal altamente reativo, isso é uma de suas vantagens porque o óxido formado na sua superfície (TiO2) é muito estável e promove um efeito passivante no metal. O potencial de corrosão do titânio no ambiente biológico foi estudado e confirmou-se sua excelente resistência à corrosão. A capacidade de fundição (fundibilidade) realmente representa um problema sério dessas ligas. O titânio possui um alto ponto de fusão (quase 1.670°C), o que cria problemas referentes à compensação da contração de resfria-

LIGAS FUNDIDAS PARA RESTAURAÇÕES METÁLICAS

223

Tabela 3.3.7 Comparação de algumas propriedades de ligas de metais básicos para fundição Propriedade

Liga de Co-Cr

Titânio

Ti-6% Al-4% Va

Densidade (g/cm3)

8,9

4,5

Temperatura de fundição (°C)

~1.500

~1.700

Contração de fundição (%)

2,3

3,5

Resistência à tração (MPa)

850

520

1.000

Limite de proporcionalidade (MPa)

550-650

350

920

Módulo de elasticidade (GPa)

190-230

110

85-115

Dureza (Vickers)

360-430

200

–

Ductibilidade (%)

2-8

mento. Como o metal é muito reativo, todas as fundições precisam ser realizadas a vácuo ou em uma atmosfera inerte, o que requer um equipamento de fundição especial. Portanto, apenas poucos laboratórios estão aptos a fundir as ligas de titânio. Outro problema é que a liga derretida tem a propensão a reagir com o molde de revestimento refratário, deixando uma crosta superﬁcial que pode comprometer a qualidade da adaptação da restauração. Quando se constroem estruturas implanto-suportadas, limites muito rígidos são necessários para se obter uma adaptação passiva sobre os implantes. Se este não for o caso, a osseointegração pode ser comprometida. A porosidade interna é também muito observada nas fundições com titânio. Desta forma outras alternativas de processamento do titânio para prótese dentária são utilizadas, como o desenho e processamento computadorizado CAD/CAM combinado com a fresagem e a erosão por fagulhas. Algumas das propriedades das ligas metálicas básicas discutidas estão apresentadas na Tabela 3.3.7 para comparação.

escolha racional dentro do atual espectro das ligas de alto teor de ouro e suas alternativas, o cirurgião-dentista deve aprofundar-se ainda mais em seus aspectos e suas propriedades físicas e mecânicas. Enquanto o custo das ligas constitui uma consideração importante, em geral, a economia nas próteses é menor do que se espera, pois o menor custo da liga é compensado pelo maior custo de produção. Além disso considera-se de maneira geral que quanto maior o teor de ouro, melhor a qualidade da adaptação da restauração. Quando o cirurgião-dentista optar por utilizar ligas alternativas em vez de ligas de metais preciosos, é importante que ele mantenha contato direto com o laboratório de prótese e descubra quais as ligas que são usadas regularmente por eles e quais são as suas recomendações, devido à ampla variedade de propriedades que podem ser obtidas.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA

RESUMO Uma crescente variedade de ligas para fundição é utilizada na Odontologia. Com o objetivo de se fazer uma

A responsabilidade ﬁnal pelos materiais utilizados na cavidade bucal do paciente é de responsabilidade do cirurgião-centista e não do técnico de laboratório.

LEITURA COMPLEMENTAR Asgar K (1988) Casting metals in dentistry: Past – Present – Future. Adv Dent Res 2: 33 Au AR et al (2000) Titanium for removable partial dentures (III): 2-year clinical follow-up in an undergraduate programme. J Oral Rehab 27: 978 Bates JF (1965) Studies related to the fracture of partial dentures. Brit Dent J 118: 532 Besimo C, Jeger C, Guggenheim R (1997) Marginal adaptation of titanium frameworks produced by CAD/CAM techniques. Int J Prosthodont 10: 541 CDMIE (1985) Report on base metal alloys for crown and bridge applications: beneﬁts and risks. J Am Dent Assoc 111: 479

Cruickshank-Boyd DW (1981) Alternatives to gold 1: Nonporcelain alloys. Dental Update 8: 17 Cunningham DM (1973) Comparison of base metal alloys and type IV gold alloys for removable partial denture frameworks. Dent Clin N Am 17: 719 Huget EF (1978) Base metal alloys. In: An outline of dental materials and their selection. O’Brien and Ryge (eds), ch 23, p. 284, W. B. Saunders, London Karlsson S (1993) The ﬁt of Procera titanium crowns: An in vitro and clinical study. Acta Odontol Scand 51: 129 Landesman HM, de Gennaro GG, Martinoff JT (1981) An 18-month clinical evaluation of semiprecious and nonprecious alloy restorations. J Prosthet Dent 46: 161

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

Leinfelder KF (1997) An evaluation of casting alloys used for restorative procedures. J Am Dent Assoc 128: 37 Mezger PR, Stols ALH, Vrijhoef MMA, Greener EH (1989) Metallurgical aspects and corrosion behaviour of yellow low-gold alloys. Dent Mater 5: 350 Russell MM et al (1995) A new computer-assisted method for fabrication of crowns and ﬁxed partial dentures. Quintessence Int 26: 757

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Capítulo 3.4

CERÂMICAS ODONTOLÓGICAS

INTRODUÇÃO Pode-se dizer que o material cerâmico conhecido como porcelana ocupa um lugar especial na Odontologia porque, apesar dos muitos avanços feitos nos compósitos e ionômeros de vidro, ainda é considerado o material que produz os resultados estéticos mais agradáveis. Sua cor, translucidez e vitalidade ainda não foram igualadas por nenhum material, com exceção de outras cerâmicas.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Restaurações cerâmicas são indicadas onde a estética é necessária e quando o tamanho do preparo excede o limite para o uso de resinas compostas diretas.

Tradicionalmente, as restaurações cerâmicas são usadas na confecção de dentes artiﬁciais para dentaduras, coroas e pontes. A partir de 1980, o uso das cerâmicas se estendeu e incluiu facetas, inlays/onlays, coroas anteriores e pequenas pontes anteriores. A confecção destas restaurações geralmente se dá em laboratórios de prótese, por técnicos habilitados na arte de fundir cerâmicas. Recentemente, o advento do CAD/CAM na Odontologia criou oportunidades para o uso de novos materiais e o potencial de se expandir o uso das cerâmicas para coroas e pontes posteriores.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A demanda por coroas cerâmicas vem crescendo a uma taxa de 50% a cada quatro anos. Assim, as cerâmicas continuarão sendo importantes materiais restauradores por muitos anos.

Como as pessoas mantêm seus dentes por muito mais tempo do que no passado, a necessidade de restaurações esteticamente aceitáveis continua crescendo. Isto se reﬂete no crescente uso pelos dentistas de procedimentos restauradores utilizando cerâmicas.

PERSPECTIVA HISTÓRICA Os Utensílios Cerâmicos na Europa até 1700 d.C. A conquista da confecção de utensílios cerâmicos foi um grande feito, e envolveu muitos testes e adversidades para os primeiros oleiros. O material bruto usado em olaria é a argila, e isto causava ao oleiro dois grandes problemas. O primeiro problema que os oleiros primitivos encontraram era como fazer a argila atingir a melhor consistência para a manipulação e a queima. A argila é em geral muito viscosa ao manuseio quando simplesmente misturada à água, e este problema foi contornado pela adição de areia e conchas moídas. Além disso, a argila sofre contração quando seca e endurece. Se esta contração não é uniforme, tanto em porcentagem quanto em quantidade total, os vasos cerâmicos podem rachar antes mesmo de ser queimados. Mais uma vez, a adição de grãos grossos como preenchimento contribuiu de alguma forma para solucionar este problema. Foi durante a queima dos vasos que os problemas realmente começaram a ﬁcar sérios. Gases presentes na mistura, caso bolhas de ar ou gases fossem formados durante o aquecimento (tais como vapor de água e CO2), criam lacunas dentro da argila e podiam fazer até mesmo com que ela se fraturasse durante a queima. Os primeiros oleiros solucionaram este problema sovando a argila antes da modelagem para eliminar o ar. (Amassar é o termo geralmente utilizado pelos artesãos para descrever o processo.) Outra evolução foi a técnica de se elevar a temperatura gradualmente durante o processo de queima, fazendo com que o vapor e os gases possam

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226

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

se difundir para fora da argila lentamente, em vez de estourar e causar a quebra do vaso cerâmico. O obstáculo mais sério durante esta fase de evolução da tecnologia cerâmica foi a temperatura na qual ela deveria ser queimada. A conversão da argila de uma massa de partículas individuais fracamente unidas pela água em um sólido coeso baseia-se em um processo conhecido como sinterização. Neste processo, as áreas de contato entre cada uma das partículas se fundem a uma temperatura suficientemente alta (Fig. 3.4.1). O processo se baseia na difusão, que é muito acelerada por temperaturas elevadas. A exigência de uma temperatura alta e uniforme não podia ser atingida pelas fogueiras tradicionais, o que levou à invenção de um forno específico. O primeiro deles foi o forno de corrente de ar ascendente, no qual se obtinha temperaturas mais altas e mais uniformes por meio da propulsão de ar pelo fogo e da colocação dos vasos cerâmicos acima dos gases quentes. Os primeiros fornos eram capazes de atingir temperaturas de até 900°C, e as peças cerâmicas queimadas a esta temperatura eram chamadas de terracota. A cerâmica resultante é porosa, já que o processo de sinterização consegue apenas fundir as áreas das partículas de argila que estavam em contato. Estes vasos serviam para armazenar comidas sólidas, mas não para armazenar líquidos. Este problema foi finalmente contornado fundindo-se uma fina camada de um material vítreo, ou seja, um glaze, sobre a superfície do vaso. Esta tecnologia foi utilizada desde 5500 a.C. em vários lugares, incluindo a Turquia. O progresso gradual se deu em direção aos fornos de temperaturas mais elevadas, que permitem que muito mais argila possa ser parcialmente fundida. A fase líquida invariavelmente se solidifica como um vidro, resultando em uma cerâmica impenetrável usualmente conhecida como grês. Ela apareceu na Europa nos séculos XV e XVI d.C.

Porcelana Chinesa Em contrapartida com o que estava acontecendo na Europa, o grês era produzida na China desde o ano 100

Sinterização

Figura 3.4.1 Sinterização das partículas de cerâmica.

a.C., e no século X d.C. a tecnologia cerâmica na China havia avançado a um estágio tal que eles eram capazes de produzir: Uma cerâmica tão branca que era comparável apenas à neve, tão forte que os vasos precisavam de paredes de apenas 2-3 mm de espessura e consequentemente a luz poderia brilhar através dela. A estrutura interna era tão contínua que um prato, se recebesse uma leve batida, tocaria como um sino. Isto é porcelana! Como o comércio com o Extremo Oriente cresceu, este material infinitamente superior chegou à Europa vinda da China durante o século XVII. Até então, havia uma nítida falta de interesse em louças. A maioria da população comia em pratos de madeira, e a nobreza estava satisfeita por comer em pratos de metal. Em ocasiões especiais, usavam-se pratos de ouro e de prata. Tudo isso mudou com a introdução da porcelana chinesa, que estimulou a procura por louças cerâmicas de alta qualidade. Não era possível ao comércio com o Extremo Oriente satisfazer esta demanda, um árduo esforço foi feito pela indústria oleira europeia para imitar a porcelana chinesa. Admitiam-se imitações feitas com óxido de estanho como glaze (o que produzia a aparência branca da porcelana), mas foi impossível reproduzir a translucidez da porcelana chinesa. Por exemplo, Meissen, na Alemanha, em 1708 conseguiu produzir o que chamaram “porcelana branca”, mas seu produto mais se assemelhava ao grês da China Setentrional. Muitos outros produtores, agora nomes bem estabelecidos, foram incapazes de produzir a porcelana genuína, mas ainda assim fizeram seus nomes com um grês de alta qualidade, como Majolica da Itália, Wedgwood da Inglaterra e Delft’s Blue da Holanda. No forno de corrente de ar ascendente eles obtiveram a tecnologia para produzir altas temperaturas, embora o forno de corrente de ar descendente chinês fosse, de certa forma, superior no controle de temperatura. O problema de se reproduzir a porcelana chinesa era essencialmente o de selecionar o material e o método de processamento. Muitos como John Dwight de Fulham, que foi agraciado com uma patente de Carlos II em 1671, alegou ter descoberto o segredo da porcelana chinesa, mas na verdade só conseguiu fazer um grês branco. Para se produzir a porcelana, o material deve permanecer ou se tornar branco após a queima, e deve ser tão resistente que se possam produzir vasos com paredes de menos de 3 mm de espessura. Se o produto precisa ser feito com paredes mais espessas do que 3 mm, mesmo a porcelana terá aparência opaca. Assim, as maiores diferenças entre o grês e a porcelana consistem em que a porcelana é branca e pode ser feita em seções tão finas para parecer translúcida. O grês poderia ser feito branco, mas teria que ser utilizado uma espessura tal que seria invariavelmente opaco.

CERÂMICAS ODONTOLÓGICAS

Esta situação prevaleceu por algum tempo, até que, em 1717, o segredo vazou da China por um jesuíta missionário, Padre d’Entercolles. Ele desenvolvia seu trabalho missionário em um lugar chamado King-te-Tching, que, naquele tempo, era o centro da porcelana na China. Estando entre as pessoas nos seus locais de trabalho, ele conseguiu coletar amostras dos materiais utilizados. Ele enviou as amostras a um amigo francês, juntamente com uma descrição detalhada de como a porcelana era produzida. As amostras e a descrição foram passadas a M. de Reamur, um cientista, que conseguiu identificar os componentes usados pelos chineses, como o caulim, a sílica e o feldspato. O caulim, conhecido como argila chinesa, é um alumínio-silicato hidratado. A sílica se apresenta na forma de quartzo, e permanece como uma dispersão fina após a queima, e o feldspato é uma mistura de silicatos de sódio e potássio-alumínio. Eles eram misturados em proporções de 25%-30% de feldspato, 20%-25% de quartzo e 50% de caulim. Deve-se dizer que, no início dos anos 1700, a fábrica Meissen em Dresden já produzia uma porcelana muito aceitável baseada em caulim, sílica e alabastro. De certa forma, é um tanto quanto surpreendente que se tenha levado tanto tempo para que a composição da porcelana chinesa fosse descoberta. A arte de se fazer porcelana não envolve nenhuma química complexa, já que o processo consiste em pegar três minerais bastante comuns (caulim, feldspato e quartzo), e queimá-los em alta temperatura. Uma vez que o mistério havia sido desvendado, no entanto, não levou muito tempo para que novas porcelanas fossem desenvolvidas na Europa. Logo foi possível produzi-las em várias cores ou tonalidades, e sua translucidez conferia uma profundidade de cor tão grande que não demorou muito para que o potencial odontológico deste material fosse reconhecido. A aplicação da porcelana na Odontologia data de 1774, quando um farmacêutico francês chamado Alexis Duchateau considerou a possibilidade de substituir sua dentadura de marfim por porcelana. O marfim, por ser poroso, absorve os fluidos orais e se torna manchado, além de ser altamente anti-higiênico. Duchateau, com a assistência dos produtores de cerâmica da fábrica Guerhard em Saint Germain-en Laye, fez para si próprio a primeira dentadura em porcelana. Este era um grande feito, já que a porcelana contrai consideravelmente na queima. Esta contração tinha que ser considerada, pois a dentadura deveria se adaptar corretamente na boca. Desde então, outros materiais como o vulcanite e mais recentemente o polimetil metacrilato substituíram a porcelana em dentaduras. Dentes de porcelana, em conjunto com uma base acrílica para dentadura ainda são extensivamente utilizados. Entretanto, a aplicação mais importante das porcelanas odontológicas é a construção de facetas, inlays, coroas e pontes, onde a qualidade estética da porcelana ainda é

227

superior àquela de qualquer outro material substituto do esmalte e da dentina. As porcelanas foram os primeiros materiais usados na construção das coroas de porcelana. Muitos materiais novos que surgiram no mercado nos últimos anos e são descritos como porcelanas, mas na verdade são formas bem diferentes de cerâmicas quando comparados com as porcelanas originais.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Atualmente é mais apropriado usar o termo mais genérico de cerâmicas odontológicas, dentro das quais as porcelanas odontológicas são apenas um grupo de materiais.

COMPOSIÇÃO DAS PORCELANAS ODONTOLÓGICAS As primeiras porcelanas odontológicas eram misturas de caulim, feldspato e quartzo, e eram bem diferentes da terracota, do grês e da porcelana caseira, como mostrado na Figura 3.4.2. Foi a partir de 1838 que Elias Wildman produziu uma porcelana odontológica com a translucidez e cores que razoavelmente correspondiam às do dente natural. A composição da porcelana caseira e odontológica é mostrada na Tabela 3.4.1. O caulim é um silicato-alumínio hidratado (Al2O•2SiO2•2H2O) e age como um aglutinante, facili-

Feldspato Porcelana odontológica Porcelana caseira Grês Caulim

Quartzo Terracota

Figura 3.4.2 Composição relativa dos produtos cerâmicos baseada em feldspato, caulim e quartzo.

Tabela 3.4.1 Composição das porcelanas caseira e odontológica Porcelana

% Caulim

% Quartzo

% Feldspato

Caseira

20-25

25-30

Odontológica

228

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

tando a modelagem da porcelana crua. Ele, porém, é opaco, e quando presente, mesmo em pequenas quantidades, fazia com que as primeiras porcelanas odontológicas tivessem falta de adequada translucidez. Então, o caulim foi omitido nas porcelanas odontológicas e elas podem assim ser consideradas como um vidro de feldspato com inclusões cristalinas de sílica. O quartzo permanece inalterado durante o processo de queima e atua como um agente de reforço. Ele está presente como uma dispersão cristalina ﬁna pela fase vítrea que é produzida pelo derretimento do feldspato. O feldspato se funde quando derrete, formando uma matriz vítrea. Os feldspatos são misturas de silicato-alumínio de potássio (K2O•Al2O3•6SiO2) e silicato-alumínio de sódio, também conhecido como albita (Na2O•Al2O3•6SiO2). Os feldspatos são substâncias naturalmente encontradas, assim a proporção entre o óxido de potássio (K2O) e a soda (Na2O) pode variar. Isto afeta as propriedades do feldspato, já que a soda tende a diminuir a temperatura de fusão e o óxido de potássio aumenta a viscosidade do vidro derretido. Durante a queima da porcelana há sempre o perigo de um escoamento piroplástico excessivo, que pode resultar em arredondamento das bordas e perda da forma do dente. É importante que haja a quantidade correta de óxido de potássio para prevenir esta ocorrência. Estes álcalis podem estar presentes como parte dos feldspatos ou podem ser adicionados como carbonatos para garantir a proporção correta. A composição típica de óxidos de uma porcelana odontológica é apresentada na Tabela 3.4.2. O pó de porcelana usado pelos protéticos não é uma simples mistura dos ingredientes da Tabela 3.4.2. Estes pós já sofreram uma queima. O fabricante mistura os componentes, adiciona óxidos metálicos, os funde e depois esfria a massa derretida na água. O produto resultante é chamado mistura fundida, e o processo é conhecido como fritagem. Uma consequência do resfriamento rápido é que uma grande tensão interna se forma no corpo do vidro, resultando em extensa rachadura. Este material pode ser moído com muita facilidade, resultando em um pó ﬁno para ser usado pelo protético.

Tabela 3.4.2 Composição típica de óxidos de uma porcelana odontológica Material

Percentual do peso

Sílica

Alumina

Óxido bórico

Óxido de potássio (K2O)

Soda (Na2O)

Outros óxidos

Durante a queima de uma coroa de porcelana, por exemplo, não ocorre nenhuma reação química; o vidro é simplesmente derretido acima de sua temperatura de transição, quando as partículas se fundem pela sinterização em uma fase líquida e se resfriam novamente. Assim, tudo o que acontece é que as partículas individuais se fundem pela sinterização para produzir um sólido coeso. A distribuição do tamanho das partículas é fundamental em assegurar que as partículas estejam unidas da forma mais condensada possível, para que a contração de queima seja minimizada. O tamanho médio de uma partícula é geralmente em torno de 25 μm, com uma grande variedade de tamanhos entre as partículas, de forma que as partículas menores preencham os espaços entre as partículas maiores. Alguns pós de porcelana têm uma distribuição multimodal dos tamanhos das partículas para aumentar a densidade de compactação. Outros ingredientes estão presentes nos pós das porcelanas odontológicas. Estes incluem os óxidos metálicos, que promovem a grande variedade de cores das porcelanas. Por exemplo, óxidos de ferro atuam como pigmento marrom, de cobre, como pigmento verde, de titânio, como pigmento marrom-amarelado, e de cobalto conferem a cor azul. Um aglutinante, que consiste em goma e açúcar, também pode estar presente para auxiliar a manipulação do pó.

PROCESSAMENTO A produção de uma coroa de porcelana envolve três estágios técnicos: ■ ■ ■

compactação; queima; e glazeamento.

Compactação Na construção de uma coroa de porcelana, o pó de porcelana é misturado à água para formar uma pasta. Esta pasta é aplicada ao troquel, que foi previamente coberto com uma lâmina finíssima de platina, para possibilitar que a coroa de porcelana seja separada do troquel e seja transportada até o forno. Uma coroa de porcelana é feita com um número variado de pós de porcelana, pois é impossível reproduzir todas as características estéticas de um dente com o uso de uma única porcelana. Convencionalmente, três tipos básicos de pós de porcelana são utilizados. Existem tons opacos, para mascarar a cor da estrutura subjacente, que pode ser um amálgama, ou um núcleo de preenchimento ou pino metálico. Depois é aplicado uma cor de dentina, e por fim, uma cor de esmalte. A cor exata de esmalte é selecionada com uma escala usada para comparar com o tom do dente natural. A construção final é mostrada na Figura 3.4.3.

CERÂMICAS ODONTOLÓGICAS

Cor de esmalte

Cor de dentina

Cor opaca

Figura 3.4.3 Conﬁguração da porcelana para uma coroa total.

O pó é misturado com a água e a um aglutinante para formar uma pasta que pode ser aplicada ao troquel de várias maneiras: por espatulação; aplicação com pincel; movimentos bruscos ou vibração; todas elas com o intuito de compactar o pó. O objetivo destas técnicas de condensação é remover, tanto quanto possível, o máximo de água, resultando em um arranjo mais compacto, com uma maior densidade de partículas, que minimize a contração de queima. O tamanho e a forma das partículas são extremamente importantes, já que afetam o manuseio do pó e têm efeito na quantidade de contração de queima. O aglutinante ajuda a manter as partículas unidas já que o material é muito friável no chamado estado verde.

Queima Inicialmente, a coroa é aquecida lentamente na abertura do forno. Isto é feito para expelir o excesso de água antes da possibilidade de se formarem vapores. Se a água da mistura se transformar em vapor, isto poderia causar uma rachadura no pó compactado quando o vapor se dissipar até a superfície. Uma vez que o pó compactado foi seco, ele é colocado no forno e o aglutinante é queimado. Ocorre alguma contração durante este estágio. Quando a porcelana começa a fundir, atinge-se a continuidade somente nos pontos de contato entre as partículas de pó. O material ainda está poroso e é denominado estágio de biscoito. À medida que a exposição à temperatura elevada continua há mais fusões, enquanto o vidro derretido ﬂui entre as partículas, atraindo-as e preenchendo os espaços vazios. Ocorre uma grande contração durante esta fase (quase 20%), e o material resultante não tem praticamente nenhuma porosidade. A causa da

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grande contração de queima da porcelana é devido à fusão das partículas durante a sinterização, já que as partículas de pó são colocadas em íntimo contato. A queima da porcelana deve ser feita exatamente de acordo com as instruções do fabricante. Caso a coroa permanecer no forno por um tempo excessivo, ela perderá sua forma devido ao escoamento piroplástico (escoamento do vidro derretido) e ficará altamente glazeada. Um grau de resfriamento muito lento é essencial para evitar a possibilidade de trincas ou rachaduras. Geralmente, os fornos disponíveis oferecem um grau considerável de automação, e podem ser usado para queimas a vácuo ou com ar. A queima a vácuo produz uma porcelana mais densa que a queima a ar, já que o ar é removido durante o processo de queima. Formam-se poucos espaços vazios, resultando em uma coroa mais resistente com uma cor mais previsível. Áreas de porosidade de porcelanas queimadas com ar alteram a translucidez da coroa, pois provocam a dispersão da luz. Outro problema é que bolhas de ar podem ser expostas se for necessário um desgaste da camada superficial, ocasionando uma má aparência e um acabamento superficial irregular.

Glazeamento Sempre haverá alguma porosidade na porcelana, com pequenas bolhas de ar sendo expostas à superfície. Isto permitirá a penetração de bactérias, fluidos orais e a formação de sítios potenciais para a formação de biofilme. Para evitar que isto ocorra, a superfície é glazeada para que se forme uma camada externa lisa, brilhante e impermeável. Existem duas maneiras de se conseguir isso: 1. Aplicam-se vidros com baixa temperatura de fusão à coroa após sua construção, e um curto período a uma temperatura relativamente baixa é suficiente para fundir o glaze; e 2. Uma queima final da coroa em condições cuidadosamente controladas funde a camada superficial em uma superfície glazeada impermeável.

PROPRIEDADES DAS PORCELANAS ODONTOLÓGICAS A porcelana odontológica é muito estável quimicamente, e oferece uma excelente estética que não se deteriora com o tempo. A condutividade térmica e o coeﬁciente de expansão térmica são similares aos encontrados no esmalte e na dentina; logo, se houver um bom selamento marginal, a percolação marginal não chega a ser um problema. Embora a resistência à compressão das porcelanas odontológicas seja alta (350-550 MPa), sua resistência à tração é muito baixa (20-60 MPa), o que é típico de um sólido friável. O material, sendo sobretudo um vidro, carece de qualquer tenacidade a fratura. A tensão

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

máxima que um vidro pode suportar é menos de 0,1%. Os vidros são muito sensíveis à presença de microrrachaduras superﬁciais, e isto representa uma das maiores desvantagens no uso das porcelanas odontológicas. No resfriamento da temperatura do forno, a superfície externa da porcelana se resfria mais rapidamente do que o seu interior, especialmente porque a porcelana tem baixa condutividade térmica. Inicialmente, a superfície externa contrai mais do que o interior, resultando em uma força compressiva na superfície e uma tensão residual de tração no interior, já que o interior é impedido de se contrair pela camada externa.

de próteses múltiplas, e os problemas surgem mesmo com coroas totais anteriores, especialmente quando são usadas em situações de grande exigência oclusal. As pequenas rachaduras no interior da coroa atuam como sítios iniciadores de falhas catastróﬁcas. A baixa resistência à tração inerente à porcelana feldspática (<60 MPa) restringe seu uso a áreas anteriores submetidas a tensões muito baixas. A solução é prover um suporte altamente resistente para a porcelana, e atualmente diferentes sistemas estão disponíveis.

CLASSIFICAÇÃO DAS CERÂMICAS ODONTOLÓGICAS ATUAIS IMPORTÂNCIA CLÍNICA Se a diferença de alteração dimensional entre as duas camadas for suficientemente alta, a camada superficial interna que está sob tensão se romperá para aliviar as tensões. Isto resultará em uma acomodação da superfície da coroa com a formação de uma grande quantidade de microfraturas, e isto poderá finalmente causar a fratura catastrófica da coroa (Fig. 3.4.4).

A aplicação de um glaze com um coeficiente de expansão levemente mais baixo poderia preencher de forma eficaz as fraturas e ainda colocar a superfície sob compressão. Infelizmente, não é possível fazer isto na superfície de adaptação da coroa, pois pode resultar em um assentamento inadequado. As porcelanas não são suficientemente resistentes para ser usadas na construção

Uma das mais sérias desvantagens das primeiras porcelanas odontológicas descritas era sua falta de resistência e tenacidade, o que seriamente limitava seu uso. Em 1903, Land descreveu em um número do Dental Cosmos como confeccionar coroas de porcelana, mas se deparou com o fato de elas quebrarem muito facilmente. De forma semelhante, Pincus descreveu o conceito das facetas cerâmicas em um artigo no jornal da Californian Dental Association de 1938, mas também estava frustrado com a falta de resistência das cerâmicas disponíveis na época. Nessa ocasião, por questões estéticas, a porcelana utilizada continha pouco ou nenhum caulim. Para superar o problema da falta de resistência e tenacidade das porcelanas odontológicas, existem duas soluções possíveis para o problema. Uma delas é prover um suporte para a porcelana odontológica por meio de uma subestrutura resistente. Outra opção é produzir cerâmicas que sejam mais tenazes e resistentes. Neste contexto, é possível considerar as cerâmicas odontológicas como pertencentes a três categorias baseadas na natureza da estrutura de suporte: ■ ■ ■

Fratura Rachaduras na superfície interna

Figura 3.4.4 Fratura palatina de uma coroa total de porcelana por falha da superfície interna.

metalocerâmicas; sistemas com estrutura de cerâmica reforçada; cerâmicas unidas por resina.

Em cada caso a ﬁlosoﬁa é prover uma estrutura de suporte altamente resistente para a cerâmica, e esta prover o acabamento estético. Obviamente, a cerâmica ideal deveria ter tanto resistência quanto estética para desempenhar as duas funções. No caso das restaurações metalocerâmicas, a cerâmica estética é suportada por um metal tenaz e resistente. Este sistema é considerado em detalhes no Capítulo 3.5. No caso dos sistemas com estrutura de cerâmica reforçada, o suporte para a cerâmica estética é dado por outro material cerâmico, que possui alta resistência e tenacidade, mas não possui uma estética aceitável. As várias opções que utilizam esta abordagem são exploradas no Capítulo 3.6. Em contrapartida, no caso das cerâmicas unidas com resina, o suporte da cerâmica é dado pela própria estru-

CERÂMICAS ODONTOLÓGICAS

tura dentária pela união da cerâmica estética diretamente ao esmalte e à dentina. Neste caso a cerâmica promove a estética necessária e a resistência é dada pela habilidade de união aos tecidos dentários.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Para as restaurações cerâmicas unidas por resina, o sucesso depende da qualidade da união, já que a falha adesiva leva à perda do suporte da restauração cerâmica e por ﬁm resulta em fratura da restauração cerâmica.

231

Esta abordagem só se tornou possível com o advento dos procedimentos adesivos de esmalte e dentina discutidos no Capítulo 2.5 e pelos agentes de cimentação resinosas discutidos no Capítulo 3.8. Uma combinação de estética e alta resistência seria o ideal, já que assim não seria necessário conﬁar apenas na adesão e haveria a oportunidade de se desenvolver pontes cerâmicas unidas por resina. Um relato detalhado dos procedimentos e materiais para a cimentação das restaurações cerâmicas e metalocerâmicas pode ser encontrado no Capítulo 3.8.

LEITURA COMPLEMENTAR Brodsky LJ (1933) The Dental Cosmos 95: 1024 Calamia JR (1983) Etched porcelain facial veneers: a new treatment modality based on scientiﬁc and clinical evidence. NY J Dent 53: 255–259 Land CH (1889) Porcelain restorations. Dental Cosmos 31: 191 McLean JW, Hughes HT (1965) The reinforcement of dental porcelain with ceramic oxides. Brit Dental J 119: 251

Pincus CR (1938) Building mouth personality. J Calif Dent Assoc 14: 125–129 Weinstein, Katz, Weinstein (1962) Fused porcelain-to-metal teeth. US Patent 3,052,982. 11 Sept Wildgoose DG et al (2004) Glass/ceramic/refractory techniques, their development and introduction into dentistry: A historical literature review. J Prosthet Dent 91: 136

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Capítulo 3.5

RESTAURAÇÕES CERÂMICAS ADERIDAS AO METAL

INTRODUÇÃO Uma grande limitação que existe em relação às cerâmicas estéticas é a falta de resistência, por exemplo, dos vidros de feldspato, utilizado nelas. Para as restaurações de cerâmica, a presença de microrrachaduras na superfície de contato é uma grande fonte de fraqueza, e sua remoção pode melhorar significativamente a resistência da coroa. O glazeamento da superfície interna de contato é uma possibilidade, mas é impraticável. Outra possibilidade é aderir a cerâmica a um substrato de metal, de forma que as trincas microscópicas sejam efetivamente eliminadas e, consequentemente, a estrutura se torne muito mais forte. Essa é a premissa básica por trás do sistema de união ao metal (Fig. 3.5.1). O avanço significativo veio com a publicação de uma patente por Weinstein, Katz e Weinstein em 1962, quando eles explicaram como era possível unir um vidro de feldspato a uma superfície de liga metálica, pela inclusão de cristais de leucita. Esses últimos foram adicionados para garantir que o coeficiente de expansão térmica da cerâmica chegasse o mais próximo possível ao do metal, como será explicado com mais detalhes posteriormente. A coroa consiste em um coping de metal fundido sobre a qual é aplicada uma faceta de cerâmica. Se for criada uma união adequada, as trincas internas serão eliminadas, pois o metal representa uma barreira à propagação das trincas em virtude da sua alta tenacidade à fratura. Um dos modos possíveis de falha desses sistemas é a separação da cerâmica do metal devido à fratura interfacial da união metal/cerâmica. O sucesso do sistema depende da qualidade dessa união.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Da perspectiva do material, a causa mais provável de falha de uma restauração metalocerâmica é a ruptura da união metal/cerâmica.

Um importante fator que contribui com a capacidade de unir a cerâmica ao metal é o grau de discrepância entre os coeficientes de expansão térmica da cerâmica e do metal. Se esta diferença for muito grande, haverá geração de tensões durante o processo de resfriamento após a queima. Estas tensões podem ser suficientes para resultar em fissuras ou trincas da cerâmica. Os aspectos da união e dos coeficientes de expansão térmica requerem considerações cuidadosas.

A UNIÃO A natureza da união entre o coping metálico e a cerâmica foi estudada extensivamente e, em geral, concorda-se com a existência de três mecanismos envolvidos: ■ ■ ■

retenção mecânica; adaptação por compressão; união química.

A retenção mecânica ocorre quando a cerâmica escoa para dentro dos espaços microscópicos na superfície do metal. A rugosidade da superfície geralmente é melhorada pela aplicação de um jato de ar abrasivo com alumina ou por desgaste, de forma a aumentar a quantidade de embricamento (Fig. 3.5.2). Isso tem o benefício adicional de produzir uma superfície muito limpa que ajuda o molhamento do metal pela cerâmica. A boa união conta com o íntimo contato entre a cerâmica e o coping metálico, e qualquer contaminante prejudicará a qualidade da união. Antes da cerâmica ser aplicada na superfície do coping metálico, essa é submetida a um ciclo degazeiﬁcante no forno, que incinera qualquer impureza remanescente e reduz a formação de bolhas pelos gases aprisionados na interface. Os vários estágios na preparação da superfície do coping metálico serão descritos com mais detalhes depois. A maioria das cerâmicas possui um coeﬁciente de expansão térmica consideravelmente menor que o dos metais (Tabela 3.5.1). No resfriamento, o metal tentará

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

contrair mais que a cerâmica, devido ao seu coeficiente de expansão maior. Isso deixa a cerâmica num estado de compressão. Em potencial, isso é altamente benéfico para esse material friável, mas é importante que essa discrepância de coeficiente de expansão térmica seja pequena. Se a discrepância for muito grande, as tensões internas criadas durante o resfriamento poderão causar a fratura da cerâmica, sendo o local mais provável de falha a interface entre o metal e a cerâmica.

Atualmente há uma considerável evidência que uma forte união química é criada entre a cerâmica e a cobertura de óxido do metal. Durante a queima, a cerâmica é levada acima da sua temperatura de transição vítrea, de forma que ela possa escoar e se fundir com os óxidos na superfície metálica pela migração dos óxidos metálicos para a cerâmica. No caso dos copings de ligas de ouro, pequenas quantidades de elementos formadores de óxido são adicionadas à liga porque o ouro naturalmente não forma óxido. Como consequência, a resistência de união entre o metal e a cerâmica é aumentada várias vezes, mostrando a importância da presença de óxidos superﬁciais.

Cor de esmalte

Corpo da dentina Opaco

Cor gengival

Coping metálico

Figura 3.5.1 Confecção de uma coroa metalocerâmica.

Tabela 3.5.1 Valores típicos do coeﬁciente de expansão térmica (α) dos metais e cerâmicas Metal

a (ppm/ºC)

Alumínio

23,6

Ouro

13,8

Níquel

13,3

Prata

19,0

Cerâmicas Alumina

8,8

Spinel (MgAl2O4)

7,6

Sílica fundida (SiO2)

0,5

Vidro de soda cáustica

9,0

10 μm

Figura 3.5.2 Superfície desgastada de uma liga de ouro.

RESTAURAÇÕES CERÂMICAS ADERIDAS AO METAL

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A qualidade da união metal/cerâmica é governada pela quantidade de união micromecânica, pela compatibilidade do coeﬁciente térmico e pela interação química entre os óxidos metálicos e a cerâmica.

PREPARO DA SUPERFÍCIE METÁLICA Com o objetivo de se obter uma boa união entre o coping metálico e a cobertura de cerâmica é importante que a superfície do metal seja preparada cuidadosamente. Isso envolve uma série de etapas técnicas que requerem um exame minucioso. Os principais motivos para o preparo da superfície metálica são assegurar a remoção de qualquer contaminante e produzir uma camada superﬁcial de óxido de composição e características corretas para a cerâmica se fundir. As várias etapas podem ser identiﬁcadas como: ■ ■ ■ ■

desgaste da superfície; aquecimento sob vácuo parcial; decapagem ácida; e aquecimento ao ar.

Desgaste da Superfície Quando a peça metálica fundida é removida do revestimento, sempre fica algum resíduo do revestimento aderido à superfície do metal. A superfície também é contaminada por óxidos indesejáveis, pequenas porosidades e finas projeções, especialmente se o revestimento for suscetível à fratura da camada superficial. O processo de desgaste é realizado para remover todas essas imperfeições, e acredita-se que a rugosidade superficial aumentada ajude na retenção da cerâmica pelo embricamento micromecânico. Entretanto, o processo de desgaste pode por si só causar problemas com resíduos, tais como: óleos; ceras; partículas de pele ou gases que podem ficar aprisionados nas retenções. Mesmo que a cerâmica seja muito efetiva no molhamento da superfície metálica, nem sempre ela pode penetrar as fissuras profundas.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A presença de ar aprisionado e de contaminantes que podem se decompor com a queima resulta em bolhas de gás na interface entre o metal e a cerâmica, causando uma marcante degradação na resistência de união e na estética da prótese.

235

Em geral, são preferíveis os métodos de jateamento que não resultam na formação de fissuras profundas, porosidades ou retenções e, para essa finalidade, o uso de brocas de fissuras ou carbide parece ser o procedimento recomendado. A limpeza do metal fundido com um solvente orgânico (p. ex., tetracloreto de carbono) num banho de ultrassom removerá a contaminação superficial originada pelo manuseio da peça metálica fundida.

Aquecimento sob Vácuo Parcial Na condição de peça fundida, o metal não possuirá a camada ideal de óxido em sua superfície. As ligas de ouro praticamente não possuem a camada de óxido, dado à natureza nobre desse metal. Uma película de óxido pode ser formada pelo aquecimento do metal fundido a uma temperatura próxima da temperatura de queima da cerâmica. Isso tem o efeito de permitir que os elementos metálicos que são incorporados na liga (p. ex., estanho, índio, zinco ou gálio) migrem para a superfície e formem uma camada superficial de óxido. Muito cuidado deve ser tomado para assegurar que seja usado o ciclo correto de aquecimento. Um tratamento térmico muito breve pode resultar na formação de uma camada de óxido parcial ou muito fina, fornecendo um fraco substrato para a cerâmica se fundir. Um ciclo térmico excessivamente prolongado pode resultar na depleção dos elementos oxidantes da camada superficial da liga de ouro. Nenhuma união será formada se todo o óxido formado for removido durante o processo de decapagem ácida subsequente, e nenhum dos elementos oxidantes é deixado suficientemente próximo da superfície para permitir a formação de óxidos adicionais. Realizar o tratamento térmico sob pressão reduzida auxilia a remoção dos gases que foram absorvidos pelo metal em grandes quantidades durante o processamento da fundição. A remoção desses gases ajuda a prevenir a formação de bolhas interfaciais. Por esse motivo, o tratamento térmico da liga antes do ciclo da queima da cerâmica é geralmente denominado tratamento degaseificante. No caso das ligas de metais básicos, em que o níquel e o cromo são comumente usados, os metais oxidam muito rapidamente, e o problema em geral é o oposto daqueles das ligas de ouro, que é a formação de muito óxido. Embora os óxidos se formem naturalmente durante a queima da cerâmica, foi descoberto que é melhor formar previamente uma camada de óxido, pois isso melhora o molhamento da cerâmica pela superfície metálica.

Decapagem Ácida O tratamento térmico das ligas de ouro produzirá não apenas óxido estanhoso, mas também vários outros óxidos na superfície.

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

O procedimento da decapagem ácida procura remover os óxidos indesejáveis, preferencialmente o óxido estanhoso. Existe uma vantagem adicional de que a superfície escura da liga é clareada do cinza ao branco devido à concentração aumentada de óxido estanhoso na superfície da liga. Os ácidos em geral usados são ácido hidroﬂuorídrico a 50% ou ácido hidroclorídrico a 30%, sendo o último preferido por causa dos danos associados ao uso do ácido hidroﬂuorídrico. Em geral, nem esse nem o procedimento seguinte são necessários para as ligas de metais básicos.

Aquecimento ao Ar Um tratamento térmico ﬁnal ao ar é frequentemente realizado com o objetivo de formar uma camada de óxido de espessura e qualidade corretas. Uma ótima película de óxido sobre as ligas de metais preciosos deve ter uma aparência fosca, cinza esbranquiçada, sendo composta principalmente de óxidos de metais básicos. Se a superfície tiver um aspecto brilhoso, isto indica a falta da película de óxido e é geralmente a consequência de muitos tratamentos superﬁciais repetidos.

resfriadas abaixo da temperatura de transição vítrea, tipicamente na faixa de 600ºC a 700ºC. Desse ponto em diante, qualquer diferença no coeficiente de expansão entre o metal e a cerâmica produzirá tensões na cerâmica, porque ela tende a contrair mais ou menos que a subestrutura metálica, dependendo do tipo de discrepância. Existem três cenários possíveis que devem ser considerados, chamados: αp > αm αp = αm αp < αm em que p é a porcelana, e m é o metal. As tensões que resultam de cada uma das condições acima estão mostradas na Figura 3.5.3. Quando αp > αm, a cerâmica tenderá a contrair mais que o metal (Fig. 3.5.3a). Como o metal impede que isso aconteça, a cerâmica estará sob tração até ser resfriada à temperatura ambiente, com o metal estando num estado de compressão. As tensões de tração superficiais causam a formação de trincas superficiais e de uma superfície fissurada.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A falta de uma película de óxido resultará numa fraca união entre a cerâmica e o metal. Resfriamento

IMPORTÂNCIA DA EXPANSÃO TÉRMICA

αp > αm

(a) Tensão

A composição da cerâmica para restaurações metalocerâmicas necessita ser diferente da composição das cerâmicas usadas para as restaurações de cerâmica pura. O coeﬁciente de expansão térmica (α) dos vidros de feldspato usados na construção de coroas de jaqueta em porcelana é 7 a 8 ppm/ºC. Isso é muito baixo para ser compatível com as ligas, cujos valores estão tipicamente ao redor de 14 a 16 ppm/ºC. Tal diferença pode dar origem a sérios problemas devido à contração no resfriamento ser excessivamente diferente. Dependendo da sua composição, os coeﬁcientes de expansão térmica das ligas e o das cerâmicas podem divergir consideravelmente.

Compressão

αp = αm

(b)

Resfriamento

IMPORTÂNCIA CLÍNICA

αp < αm

É importantíssimo que seja usada a combinação correta de metal e cerâmica.

Tensão

Tensões Induzidas Termicamente As cerâmicas usadas na confecção de restaurações metalocerâmicas perdem a sua ﬂuidez termoplástica uma vez

Metal

Cerâmica

Figura 3.5.3 Efeito da discrepância térmica nas tensões residuais no metal e na cerâmica.

RESTAURAÇÕES CERÂMICAS ADERIDAS AO METAL

Quando αp = αm, os dois materiais se contraem na mesma taxa e nenhuma tensão diferencial é gerada (Fig. 3.5.3b). Quando αp < αm, o metal tenderá a se contrair mais que a cerâmica, o que a coloca em um estado de compressão (Fig. 3.5.3c). Isto reduz substancialmente a formação de trincas da cerâmica, pois as tensões compressivas serão superadas antes de ela ser colocada sob tensão. O metal estará sob tensão, mas, como a resistência à tração das ligas usadas é bastante alta (500 a 1.000 MPa), não existe o perigo de falha do metal. Por isso, parece que a melhor situação é aquela na qual o coeficiente de expansão do metal é maior que o da cerâmica. Sobre a discussão realizada, poderia se pensar que quanto maior a discrepância, melhor (já que a cerâmica estaria sob uma tensão compressiva maior), mas, de fato, isso não é o caso. A discrepância não deve ser muito grande, pois as tensões geradas no sistema podem causar fissuras ou fratura da cerâmica, ou descolamento da superfície metálica. A razão para isto é mais bem explicada considerandose uma cerâmica que é fundida a uma estrutura metálica circular, especialmente porque isso é mais parecido com a situação real, que é mostrada na Figura 3.5.4. Quando o metal tenta se contrair mais que a cerâmica, surgem tensões de tração radiais e tensões de compressão circunferências. Este último é vantajoso, mas o primeiro pode ser suficiente para causar o descolamento entre a cerâmica e o metal. Se a discrepância for muito grande, tensões de tração radiais podem causar a fratura da própria cerâmica, com a fratura aparecendo circunferencialmente.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A melhor combinação de metal e cerâmica é aquela em que o coeﬁciente de expansão da cerâmica é apenas levemente menor que o do metal.

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Efeito da Composição da Cerâmica A diferença no coeficiente de expansão entre as cerâmicas feldspáticas usadas na confecção de coroas de jaqueta de porcelana e os metais disponíveis para união à cerâmica normalmente é muito grande. Para superar esse problema, o conteúdo de álcalis das cerâmicas é aumentado, como indicado na Tabela 3.5.2. Tanto a soda (Na2O) como o óxido de potássio (K2O) são adicionados para elevar o coeficiente de expansão para níveis de 14-16 ppm/ºC. Muito mais importante é o fato de que a adição desses óxidos resulta na formação de uma fase cristalina na matriz vítrea. A fase cristalina é conhecida como leucita tetragonal, que possui um alto coeficiente de expansão térmica de 22 a 24 ppm/ºC. A quantidade de leucita precipitada pode ser cuidadosamente controlada para fornecer uma cerâmica com o coeficiente de expansão correto para o uso com uma determinada liga em particular e pode ser de 30% a 40% do volume do material (Figura 3.5.5). A diminuição da temperatura de queima possui o benefício de redução do potencial de distorção pelo creep da liga. Após a fritagem da cerâmica feita na fabricação, ela é mantida numa temperatura elevada por um determinado tempo para permitir a formação de cristais de leucita. Portanto é um processo idêntico à ceramização das cerâmicas vítreas descritas no Capítulo 3.8. Por isso, talvez a melhor denominação das cerâmicas usadas nas restaurações metalocerâmicas seja cerâmicas vítreas contendo leucita. Todavia, essas cerâmicas vítreas são diferentes daquelas cerâmicas vítreas reforçadas com leucita descritas no Capítulo 3.8 e, nesse caso, a preocupação principal é combinar o coeficiente de expansão térmica com o do metal e não obter a maior resistência possível. De fato, a resistência à flexão das cerâmicas usadas nas restaurações metalocerâmicas é apenas na ordem de 30 a 50 MPa. Portanto, a construção da cerâmica sobre a estrutura metálica não deve ser muito espessa, pois isso pode conduzir a uma fratura da cerâmica quando colocada na boca.

Tensões de tração radiais Tabela 3.5.2 Composição típica de duas cerâmicas para união a metais comparada com uma porcelana para coroa de jaqueta (PCJ) Porcelana PCJ

Tensões de compressão circunferências

Porcelana trincada

Figura 3.5.4 Trincamento da cerâmica unida ao metal devido às tensões de tração radiais quando αp << αm.

Cerâmicas para união a metais (a)

(b)

SiO2 (%)

66,5

66,4

59,2

Al2O3 (%)

13,5

14,5

18,5

Na2O (%)

4,2

6,2

4,8

K2O (%)

7,1

10,2

11,8

960

940

900

Temp. queima (ºC)

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

(a)

Porosidade

Aglomeração de leucita

μm

(b)

Aglomeração de cristais de leucita

Matriz vítrea Fenda Poro μm

Figura 3.5.5 (a) Estrutura de uma cerâmica contendo leucita usada na confecção de restaurações metalocerâmicas. Observe a presença de porosidade residual. (b) Uma aproximação mostrando o detalhe de um agrupamento de cristais leucitas e uma trinca associada, geralmente observada nessas cerâmicas devido à grande discrepância entre o coeﬁciente de expansão da leucita e o da matriz vítrea.

RESTAURAÇÕES CERÂMICAS ADERIDAS AO METAL

239

Tabela 3.5.3 Requisitos de uma liga para metalocerâmica

IMPORTÂNCIA CLÍNICA

Biocompatibilidade

A recomendação geral é que a espessura da cerâmica não deve exceder a 1 mm.

Resistência à corrosão Fácil fundição Adaptação precisa Alta resistência de união à cerâmica

Um aumento no número e no tamanho dos cristais de leucita pode ocorrer quando se queima a cerâmica sobre o metal. No caso de múltiplas queimas, isso aumentará o coeﬁciente de expansão da cerâmica. Tal aumento pode comprometer a compatibilidade entre o metal e a cerâmica. Por isso, múltiplas queimas excessivas do sistema metal/cerâmica são contraindicadas. O resfriamento lento também pode ter o mesmo efeito das queimas repetidas, assim como a pós-soldagem, e a temperatura deve ser aumentada e diminuida tão rapidamente quanto possível, sem dar origem aos efeitos do choque térmico. A cor opaca da cerâmica que é colocada primeiro sobre o coping metálico tende a conter maiores quantidades de óxidos metálicos, o que ajuda a mascarar a cor do metal. Muito cuidado deve ser tomado durante o processo de queima, pois a cerâmica possui uma tendência de se devitriﬁcar pelo processo de recristalização. Isto resulta no fosqueamento da cerâmica por causa dos pequenos cristais que são formados, atuando como pontos de dispersão da luz.

Não reagir adversamente com a cerâmica Temperatura de fusão > temperatura de queima da cerâmica Alto módulo de elasticidade Baixo creep Baixo custo

rigidez resultante da ponte metálica impedirá a ocorrência de deformações excessivamente altas (que a cerâmica pode não suportar) decorrentes da carga oclusal. Além do mais, uma baixa rigidez da armação metálica pode resultar em distorção devido à tensão de contração diferencial gerada no resfriamento após a queima da porcelana. Durante um determinado período, apenas as ligas com alto teor de ouro estavam disponíveis, mas com o crescente custo do ouro, uma variedade de ligas alternativas foi desenvolvida, que podem ser classiﬁcadas: em ligas de alto teor de ouro; ouro-paládio; alto teor de paládio; prata-paládio; níquel-cromo ou titânio comercialmente puro. A composição de algumas ligas é mostrada na Tabela 3.5.4.

ESCOLHA DAS LIGAS METALOCERÂMICAS Os requisitos das ligas usadas no sistema de restauração metalocerâmica são de certa forma diferentes daqueles das ligas de metal puro usadas para construções de próteses (Tabela 3.5.3). Como é necessário queimar a cerâmica sobre a superfície metálica, sua temperatura de fusão deve ser maior que a temperatura de sinterização da cerâmica. Se a temperatura de fusão do metal for muito próxima à temperatura de queima da cerâmica pode ocorrer o derretimento parcial das porções mais delgadas do coping metálica, ou o coping pode se deformar. Especialmente na construção de pontes extensas, em particular, o metal deve possuir um alto módulo de elasticidade e um alto limite de proporcionalidade. A alta

Ligas de Alto Teor de Ouro Para as ligas de alto teor de ouro, a temperatura de fusão é aumentada pela adição de platina e paládio, ambos possuindo alta temperatura de fusão. Uma diferença imediatamente óbvia entre a liga comum de ouro e uma liga de ouro para cerâmica é a supressão do cobre nessa última. Isso é feito porque o cobre reduz a temperatura de fusão e também possui a tendência de reagir com a cerâmica, produzindo uma coloração verde. Essa é outra característica das ligas: elas não devem reagir com a cerâmica de forma a comprometer a estética da restauração.

Tabela 3.5.4 Composição típica das ligas para metalocerâmica Tipo

Au (%)

Ag (%)

Pd (%)

Pt (%)

Ni (%)

Cr (%)

Mo (%)

In, Cu, Zn, Ga (%)

Alto teor de ouro

–

Equilibrado

Au-Pd

–

Equilibrado

Alto teor de paládio

–

Equilibrado

Pd-Ag

–

Equilibrado

Ni-Cr

–

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

As ligas de alto teor de ouro possuem a vantagem de estar no mercado há um tempo considerável, e a experiência clínica tem mostrado que elas são muito eﬁcazes. Particularmente, a união entre a cerâmica e o metal é muito forte e conﬁável. A principal desvantagem das ligas de alto teor de ouro é a sua temperatura de fusão relativamente baixa, sua suscetibilidade ao creep em altas temperaturas e seu baixo módulo de elasticidade. É necessária uma espessura mínima do coping metálico de 0,5 mm. Em situações de espessura biológica limitada, isso pode causar problemas estéticos e geralmente resulta no sobrecontorno para mascarar a cor do metal. Nesse caso, as ligas de Pd-Ag e de metais básicos são mais atraentes.

duzindo peças fundidas com baixa ﬂexibilidade e uma tendência reduzida ao creep sobre altas temperaturas durante a queima da porcelana. As ligas são menos exigentes em termos de fundição e adaptação, mas desde que sejam adotados os procedimentos adequados, os resultados poderão ser tão bons como os das ligas de ouro. Devido à presença de grandes quantidades de prata, existe a preocupação de que pode ocorrer a descoloração da porcelana. Tal problema parece ser mais grave com certas combinações de liga/porcelana mais que outras e pode ser minimizado pela seleção cuidadosa da combinação metal/porcelana. As múltiplas queimas devem ser mantidas a um mínimo, e o superaquecimento deve ser evitado.

Ligas de Ouro-Paládio Um motivo para a introdução das ligas Au-Pd no início dos anos 1970 foi o aumento rápido do custo do ouro. O preço dos metais preciosos se mostrou muito instável nos últimos 10 anos, e o custo pode variar muito de um ano para outro. Talvez seja bom lembrar que o custo do material representa apenas uma pequena parte do custo do tratamento odontológico. O desempenho das ligas Au-Pd é comparável ao das ligas de alto teor de ouro em termos de capacidade de fundição, precisão da adaptação e resistência à corrosão. Entretanto, existem algumas combinações de cerâmica/ liga que devem ser evitadas devido à discrepância das características da expansão térmica.

Ligas de Alto Teor de Paládio Essas ligas são compostas basicamente por paládio, com pequenas adições de outros elementos, tais como: cobre; gálio; e; estanho; e se tomaram muito populares nos últimos 10 anos. O cobre, que pode estar presente em quantidades de até 15%, pode ter um acréscimo surpreendente, pois se pensava que ele causava descoloração da porcelana. Entretanto, diferentemente das ligas de ouro, a inclusão do cobre nas ligas de paládio não parece possuir tal efeito. A resistência ao creep sobre altas temperaturas dessas ligas poderá ser deﬁciente se houver escoamento excessivo durante a queima da cerâmica.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Essas ligas são contraindicadas para pontes extensas, pois podem apresentar um problema especíﬁco.

Ligas de Prata-Paládio As ligas de Ag-Pd possuem o módulo de elasticidade mais favorável de todas as ligas de metais preciosos, pro-

Ligas de Níquel-Cromo-Molibdênio As ligas de Ni-Cr-Mo possuem uma composição que é tipicamente 77% de Ni, 12% de Cr e 3,5% de Mo, embora o conteúdo de Mo e o de Cr possa atingir 9% e 22% respectivamente, à custa do níquel. As ligas de Ni-Cr-Mo são muito rígidas, pois o módulo de elasticidade pode ser em torno de duas vezes e meia maior que o das ligas de alto teor de ouro. Isso possui a vantagem de que a espessura do coping metálico pode ser reduzida de 0,5 mm para 0,3 mm, o que diminui o problema de sobrecontorno. Isto também signiﬁca que elas são a melhor escolha para a construção de pontes unidas por resina, especialmente aquelas que possuem um desenho tipo cantilever, onde é necessário um alto módulo de elasticidade para reduzir as tensões na camada adesiva. Elas também são as mais indicadas na confecção de pontes extensas, pois proporcionam uma rigidez maior e, devido à alta temperatura de fusão, existe menos potencial de creep sobre altas temperaturas durante a queima. As desvantagens com essas ligas é que a fundição é mais difícil, e a alta contração de fundição pode causar problemas de má adaptação. Também, a experiência clínica pode indicar que a união da cerâmica ao metal não é tão conﬁável como para outras ligas. Entretanto, conforme se ganha mais experiência com essas ligas, seu desempenho pode melhorar. O baixo custo da liga é certamente muito atraente. A biocompatibilidade das ligas de Ni-Cr tem sido motivo de preocupação. O níquel é um alérgeno conhecido, embora relatos de alergia ao níquel causada por aparelhos intraorais sejam raros. O berílio (<0,9%) é adicionado a algumas ligas de Ni-Cr para melhorar a fundição e a união à porcelana. Entretanto, o berílio (Be) pode ser um problema potencial para o protético. O desgaste mecânico e o processo do polimento causam a liberação de berílio, que é um carcinogênico conhecido. Também, a liberação do Be é algo em torno de cinco a seis vezes a sua quantidade na composição do corpo.

RESTAURAÇÕES CERÂMICAS ADERIDAS AO METAL

RESUMO

IMPORTÂNCIA CLÍNICA As ligas contendo níquel são contraindicadas em pacientes com histórico de alergia ao níquel.

Titânio Comercialmente Puro (Ticp) O uso odontológico do Ticp é tratado no Capítulo 3.3 sobre fundição das ligas. Ele também se tornou popular para restaurações metalocerâmicas por causa da sua boa resistência à corrosão, excelente biocompatibilidade, baixo peso e custo relativamente baixo comparado com as ligas de metais preciosos. Entretanto, existem algumas questões adicionais relativas ao uso das cerâmicas que são apropriadas abordar aqui. Quando o titânio é fundido, uma camada reacional com uma espessura de 50 a 100 μm se forma na superfície da peça fundida devido a uma interação entre o titânio e o revestimento refratário. Essa camada reacional pode se tornar até mais pronunciada durante o ciclo de queima da cerâmica subsequente. Tal camada, se não removida, interferirá na união da cerâmica ao titânio. Várias sugestões foram feitas para resolver esse problema e incluem o jateamento de areia, a cobertura com nitrito de silício e a dissolução por imersão. Os problemas da fundição podem ser evitados com a produção de restaurações usando uma técnica alternativa, consistindo em erosão por fagulha e fresagem do coping metálico. Entretanto, o titânio possui uma alta reatividade química e, se levado além de 800º C, formarse-á uma espessa camada de óxido e, consequentemente, uma união fraca à cerâmica. De modo diferente das ligas já descritas, o titânio possui um coeﬁciente de expansão de 9,6 ppm/ºC. Portanto, as cerâmicas contendo leucita desenvolvidas para as ligas metalocerâmicas são inapropriadas e é importante que sejam usadas as cerâmicas especialmente projetadas para uso com o Ticp. A união da cerâmica ao Ticp é problemática, e a resistência de união não é tão boa como aquelas obtidas com as ligas.

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As restaurações metalocerâmicas podem produzir um bom resultado estético. A presença de uma estrutura de metal encoberta pela cerâmica representa uma limitação desse sistema, mas se tiver espaço suficiente para trabalhar, o técnico de laboratório dentário pode produzir um resultado muito bom. Contudo, isso não significa que essas restaurações signifiquem a destruição inerente da estrutura dental. A principal vantagem das restaurações metalocerâmicas sobre as restaurações de cerâmica pura é a sua resistência à fratura. Até muito recente, apenas as pontes pequenas podiam ser feitas com cerâmicas, e as metalocerâmicas eram a única opção disponível para confecção de pontes com mais de três elementos. Essa situação está mudando rapidamente e novos sistemas de núcleos de cerâmica altamente resistente estão se desenvolvendo pelo uso de novos materiais. Isto está mudando uma situação clínica que pelos últimos 40 anos foi dominada pelo uso de restaurações metalocerâmicas.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A introdução das restaurações de cerâmica com núcleos altamente resistentes, pontes e restaurações de cerâmica aderida à resina, está mudando muitas situações em que as tradicionais coroas metalocerâmicas seriam usadas. Contudo, as coroas metalocerâmicas têm proporcionado um serviço único por muitos anos, enquanto que as restaurações de cerâmica pura ainda são relativamente novas. Independentemente das vantagens e desvantagens dos diferentes sistemas, as seguintes recomendações devem ser observadas: ■

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a responsabilidade da escolha da liga permanece com o dentista e não deve ser delegada ao técnico do laboratório de prótese; certiﬁque-se de que a combinação correta do metal/ cerâmica seja usada pelo laboratório de prótese.

LEITURA COMPLEMENTAR Anusavice KJ (1985) Noble metal alloys for metal–ceramic restorations. Dent Clin N Am 29: 789 Bagby M, Marshall SJ, Marshall GW (1990) Metal ceramic compatibility: a review of the literature. J Prosthet Dent 63: 21 Betolotti RL (1984) Selection of alloys for today’s crowns and ﬁxed partial denture restorations. J Am Dent Assoc 108: 959 Bumgardner JD, Lucas LC (1995) Cellular response to metallic ions released from nickel–chromium dental alloys. J Dent Res 74: 1521

Clyde CS, Boyd T (1988) The etched cast metal resin-bonded (Maryland) bridge: a clinical review. J Dent 16: 22 CDMIE (1981) Porcelain–metal alloy compatibility: criteria and test methods. J Am Dent Assoc 102: 71 Creugers NHJ, Käyser AF (1992) An analysis of multiple failures of resin-bonded bridges. J Dent 20: 348 Fischer J, Fleetwood PW (2000) Improving the processing of high-gold metal–ceramic frameworks by a pre-ﬁring heat treatment. Dent Mater 16: 109 Johnson AJ, van Noort R, Stokes CW (2006) Surface analysis of porcelain fused to metal systems. Dent Mater 22: 330

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

Lawson JR (1991) Alternative alloys for resin-bonded retainers. J Prosthet Dent 65: 97 Livaditis GJ, Thompson VP (1982) Etched castings: an improved retentive mechanism for resin-bonded retainers. J Prosthet Dent 47: 52 Mackert JR Jr, Williams AL (1996) Microcracks in dental porcelain and their behavior during multiple ﬁring. J Dent Res 75: 1484 Murakami I, Schulman A (1987) Aspects of metal–ceramic bonding. Dent Clin N Am 31: 333 Northeast SE, van Noort R, Shaglouf AS (1994) Tensile peel failure of resin-bonded Ni/Cr beams: An experimental and ﬁnite element study. J Dent 22: 252 Pang IC et al (1995) Bonding characteristics of low-fusing porcelain bonded to pure titanium and palladium–copper alloy. J Prosthet Dent 73: 17 Peregrina A et al (1992) Measurement of oxide adherence to silver-free high-palladium alloys. Int J Prosthodont 5: 173

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Capítulo 3.6

RESTAURAÇÕES DE CERÂMICA PURA: NÚCLEO CERÂMICO DE ALTA RESISTÊNCIA

INTRODUÇÃO O trabalho de Land no início do século XX e outros que vieram depois mostraram que um dos problemas com as coroas anteriores de cerâmica pura era que a porcelana sofreria fratura, desprendendo-se da superfície de adaptação. Alguns aprimoramentos na resistência da cerâmica foram alcançados pela introdução dos fornos de queima a vácuo, o que ajuda a minimizar as porosidades e aumentou a resistência a flexão da porcelana de 20-30 MPa para aproximadamente 50-60 MPa. Entretanto, isso não se mostrou suficiente para produzir restaurações cerâmicas confiáveis e, assim, a pesquisa se direcionou para um material para núcleo que pudesse fornecer a resistência e a tenacidade necessária para prevenir fraturas oriundas da propagação de trincas da superfície de adaptação da coroa. Uma vez que as cerâmicas tendem a falhar em uma deformação crítica de quase 0,1%; um meio de atingir um aumento na resistência a fratura é aumentar o módulo de elasticidade do material. Se, ao mesmo tempo, a propagação das trincas se torna mais difícil a ponto de uma maior deformação poder ser suportada, uma cerâmica mais resistente será obtida (Fig. 3.6.1). A resistência a flexão de algumas cerâmicas está demonstrada na Tabela 3.6.1. Uma vez que a resistência à tração é uma propriedade difícil de ser mensurada (levando a um extenso grau de dispersão dos dados), é uma prática comum determinar a resistência à flexão. Embora os nitritos e carbonetos de sílica sejam atraentes do ponto de vista da resistência, eles não são adequados devido às dificuldades associadas

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Alumina e zircônia são brancas e resistentes, portanto essas cerâmicas são agora utilizadas em vários sistemas de cerâmicas odontológicas.

à confecção de coroas individuais: as diferenças de cor e a diferença no coeficiente de expansão térmica. Na metade dos anos 1960, McLean e Hughes desenvolveram um material de núcleo baseado no reforço de um vidro de feldspato com alumina, citado como coroa de jaqueta de porcelana reforçada por alumina. Desde então, outros sistemas têm sido desenvolvidos. Nos anos 1980, as estruturas de cerâmica infiltradas por vidro altamente resistentes para núcleo foram desenvolvidas (In-Ceram, Vita) e nos anos 1990 os núcleos de alumina pura fizeram sua primeira aparição (Techceram, Techceram Ltd; Procera AllCeram, Nobel Biocare). Estudos recentes têm mostrado a introdução da zircônia estabilizada por ítria para a fabricação de núcleos para infraestruturas de coroas e pontes.

COROA DE JAQUETA DE PORCELANA REFORÇADA POR ALUMINA (CJP) Os núcleos de feldspato reforçados por alumina foram introduzidos no início dos anos 1960 por Hughes e McLean. O material consistia em um vidro de feldspato contendo 40%-50% de alumina (Fig. 3.6.2). As partículas de alumina são mais resistentes que o vidro, e são mais efetivas na prevenção da propagação de trincas do que o quartzo e atuam como bloqueadoras de trincas (Fig. 3.6.3). Enquanto a resistência a ﬂexão da porcelana feldspática é, no máximo, de 60 MPa, esta é aumentada para 120-150MPa para porcelana aluminizada para núcleos. Na confecção de uma coroa, a cor opaca mostrada na Figura 3.4.3 é feita com uma porcelana aluminizada para núcleo. É ainda necessário utilizar cores de dentina mais fracas e de esmalte da porcelana feldspática, uma vez que não é possível produzir porcelanas aluminizadas com a translucidez necessária; a alumina faz com que a porcelana pareça escura e opaca. A principal aplicação da CJP reforçada por alumina é na restauração de dentes anteriores. Embora o aumento

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

na resistência seja considerável, ainda é insuﬁciente para permitir seu uso na região posterior e a confecção de uma ponte mesmo que de três elementos está fora de questão.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Materiais para núcleos mais resistentes eram necessários se o uso das cerâmicas fosse estendido aos dentes posteriores.

Tensão de tração

SISTEMAS PARA NÚCLEOS CERÂMICOS ALTAMENTE RESISTENTES INFILTRADOS POR VIDRO b

Deformação

Figura 3.6.1 Melhorias na resistência das cerâmicas por (a) aumento do módulo de elasticidade e (b) aumento na resistência à propagação de trincas.

A adição de alumina ao vidro de feldspato durante o processo de pré-fritagem limita a quantidade de alumina que pode ser incorporada a cerca de 40%-50% vol. Uma abordagem alternativa tem sido adotada em um novo sistema chamado In-Ceram (Vita Zahnfabrik, Bad Säckingen, Alemanha). Este material para núcleo tem um conteúdo de alumina de quase 85%. Um núcleo cerâmico é formado sobre um troquel refratário de uma ﬁna camada de pó de alumina por um processo chamado de slip-casting. Após a secagem do troquel, este é sinterizado por 10 horas a 1.120oC. A temperatura de fusão da alumina é muito alta para produzir um pó completamente denso pela sinterização de fase líquida e apenas a sinterização da fase sólida ocorre. Consequentemente, o coping assim criado é mantido unido apenas pelos pontos de contato entre

Partículas de alumina

100 μm

Figura 3.6.2 Microscopia eletrônica de varredura de um núcleo reforçado por alumina mostrando as partículas de alumina embebidas em uma matriz vítrea composta de feldspato.

RESTAURAÇÕES DE CERÂMICA PURA: NÚCLEO CERÂMICO DE ALTA RESISTÊNCIA

Tabela 3.6.1 Valores típicos de resistência para cerâmicas altamente reforçadas Tipo de cerâmica

Resistência a ﬂexão (MPa)

Nitrito de sílica prensado por calor

800-900

Carboneto de sílica prensado por calor

400-750

Zircônia parcialmente estabilizada

640

Alumina 98% pura

420-520

Trinca

Figura 3.6.3 Partículas de alumina agindo como bloqueadoras de trincas.

as partículas de alumina e o resultado é uma estrutura porosa. A resistência desse núcleo poroso é de apenas 6-10 MPa. A estrutura porosa é então inﬁltrada por vidro de lantânio, que apresenta baixa viscosidade quando queimado a 1.100oC por 4 a 6 horas. O vidro fundido é capaz de penetrar nos poros, produzindo uma cerâmica densa. A forma estética e funcional é então alcançada pela aplicação de uma cerâmica odontológica feldspática convencional sobre o núcleo.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Valores muito altos de resistência à ﬂexão (400-500 MPa) têm sido reivindicados para essa cerâmica para núcleo, o que torna esse sistema adequado para coroas anteriores e posteriores, com resultados excelentes.

Várias tentativas foram feitas em produzir cantilevers anteriores e pontes posteriores de três elementos, o que é uma grande ambição de uso das cerâmicas, mas mostra-se como uma promessa considerável. Uma abordagem similar tem sido adotada com spinel (MgAl2O4) ou zircônia substituindo a alumina.

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O InCeram-Spinel oferece uma estética superior sobre o InCeram-Alumina com uma resistência à flexão levemente reduzida (ao redor de 350 MPa) e é recomendado para inlays e coroas anteriores. O InCeram-Zirconia é baseado no InCeram-Alumina, mas com a adição de 33% em peso de zircônia e produz um núcleo cerâmico com uma resistência de aproximadamente 700 MPa. A desvantagem é que a combinação de um vidro, alumina e zircônia faz com que esse material para núcleo seja muito opaco. Uma abordagem alternativa ao slip-casting previamente descrito está agora disponível para a produção do CAD-CAM (Computer Aided Design – Computer Aided Manufacture) usando tanto o sistema CEREC da Siemens como o sistema Celay da Vident. O processo CAD-CAM envolve três passos principais: 1. A aquisição de dados em um formato digital. 2. Desenhando uma restauração adequada no computador. 3. Fresagem da restauração de um bloco pré-fabricado do material. Entretanto, existem diversas variações sobre este tema, que não é possível de ser discutido aqui. Os blocos de InCeram-Spinel/Alumina/Zircônia dos quais as restaurações são fresadas são produzidos por uma prensagem seca do pó de forma que a estrutura porosa é mais densa e mais homogênea, levando a uma resistência à flexão maior ainda após a infiltração por vidro.

Núcleos de Alumina Pura Esta pareceria uma extensão natural dos sistemas de núcleos reforçados por alumina descritos para considerar a possibilidade de um núcleo de alumina pura. Existem pelo menos dois sistemas no mercado que oferecem núcleos de alumina pura, o Procera AllCeram (Nobel Biocare AB, Gotemburgo, Suécia) e o sistema Techceram (Techceram Ltd, Shipley, Reino Unido). As vantagens potenciais são resistência aumentada e translucidez superior quando comparadas aos materiais para núcleos inﬁltrados por vidro. A produção do núcleo de Procera AllCeram envolve a confecção de um troquel de uma moldagem, a digitalização da geometria do coping desejado utilizando um software de computador especialmente desenhado e transferindo essa informação via modem para um laboratório em Estocolmo. Tudo isto é feito por um laboratório dentário designado que é membro da Rede Procera. O coping é produzido por um processo especial que envolve a sinterização da alumina 99,5% pura a 1.600oC-1.700oC, de forma que se torna completamente denso. O coping então é reenviado ao laboratório de prótese para a confecção da parte estética da coroa usando vidros de feldspato compatível. O tempo necessário é de aproximadamente 24 horas. A resistência à

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

ﬂexão do núcleos de Al2O3 gira em torno de 700 MPa, similar àquela alcançada pelo InCeram-Zirconia. O sistema Techceram utiliza uma abordagem diferente. Neste sistema a moldagem pode ser enviada à Techceram Ltd, que produzirá um troquel especial sobre o qual o núcleo de alumina é depositado utilizando uma técnica de pistola de spray térmica. Este processo produz um núcleo de alumina com uma densidade de 80% a 90%, que é subsequentemente sinterizado a 1.170o C para alcançar uma ótima resistência e translucidez. O coping de alumina é então reenviado ao laboratório de prótese, onde o ceramista desenvolverá o contorno ﬁnal e a estética utilizando vidro de feldspato convencional.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Um dos benefícios potenciais da produção de núcleo de alumina pura é que a translucidez é considerada melhor do que aquela das estruturas compostas de vidro inﬁltradas por alumina.

Sistemas de Zircônia para Núcleo A introdução da tecnologia CAD-CAM para os laboratórios de prótese para confecção de próteses parciais ﬁxas tem tido uma profunda inﬂuência na escolha dos materiais disponíveis. Era inconcebível considerar até mesmo o CAD-CAM o uso da zircônia (ZrO2) como material para a construção de coroas e pontes, basicamente porque um pó de zircônia não se tornaria denso até que atingisse uma temperatura superior a 1.600oC, tornando-a impraticável como material para laboratório de prótese. Tudo isso agora mudou e com o auxílio da tecnologia CAD-CAM é possível confeccionar copings de coroas e infraestruturas de pontes. A razão pela qual as infraestruturas de pontes são agora consideradas é a alta resistência deste material, que é superior a 1.000 MPa. O material utilizado atualmente é a zircônia estabilizada por ítria, e a ítria possui uma importante função, embora esteja presente em pequena quantidade (quase 3,0 mol %). Em circunstâncias normais, a zircônia forma uma estrutura de cristal estável monoclínica em temperatura ambiente, mas a adição de uma pequena quantidade de ítria resulta na formação de uma estrutura cristalina tetragonal metaestável na mesma temperatura. Quando um pequeno defeito como uma trinca está presente, ela progride através do material devido a tensões localizadas na ponta da trinca, sendo reduzido pelo seu crescimento. Como mencionado, o caminho para o aprimoramento das cerâmicas é prevenir o crescimento das trincas e no caso da zircônia estabilizada por ítria, quando a tensão na ponta da trinca atinge certo nível, a estrutura cristalina tetragonal metaestável da zircônia transforma-se

em uma forma monoclínica mais estável. Esta alteração estrutural induzida pela tensão é acompanhada pela expansão do material, o que causa um fechamento da ponta da trinca e assim previne sua progressão. Portanto, é muito difícil a progressão de uma trinca através de uma cerâmica de zircônia estabilizada por ítria. Na verdade, o material não é apenas muito resistente, mas também muito tenaz em comparação com as outras cerâmicas. É essa característica particular da zircônia que torna possível a utilização desse material não apenas como núcleos para coroas, mas também para infraestruturas de pontes fixas. Ainda existe o problema da confecção de núcleos e infraestruturas de pontes fixas neste material e é neste ponto que a tecnologia CAD-CAM faz toda a diferença. Existem vários sistemas comerciais CAD-CAM disponíveis em laboratórios de prótese selecionados. O processo seguido geralmente é aquele de obter uma moldagem, confeccionar um modelo, digitalizar esse modelo, desenhar a restauração no computador e então fresar essa restauração. Devido ao fato de a zircônia ser tão resistente e tenaz, a abordagem mais comum para lidar com isso é uma técnica comumente chamada de fresagem “macia”. Neste método, a restauração é fresada de um bloco poroso, que é mais facilmente fresado, e uma vez que a forma desejada é alcançada, a peça é queimada em um forno para tornar o material mais denso. A contração que ocorre, normalmente em torno de 20% em volume, é controlada durante o processo de desenho no computador. O resultado é um núcleo ou infraestrutura de pontes fixas com adaptação bem ajustada e de coloração semitranslúcida a branca.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA O advento da tecnologia CAD-CAM abriu novas oportunidades para a utilização de materiais que previamente não eram considerados opções viáveis, assim, criou novas abordagens para a confecção de coroas e pontes em cerâmica pura. Entretanto, a experiência clínica ainda é muito limitada neste momento.

RESUMO Uma desvantagem de todos os sistemas de núcleo altamente resistentes descritos é que nenhuma delas é sensível ao condicionamento ácido para produzir uma superfície micromecanicamente retentiva, embora alguma união com o agente cimentante seja alcançada devido à rugosidade de superfície obtida pelo processamento. Uma vez que a superfície de adaptação é em geral feita de alumina e/ou zircônia, ao invés de sílica, não existe agente de

RESTAURAÇÕES DE CERÂMICA PURA: NÚCLEO CERÂMICO DE ALTA RESISTÊNCIA

união disponível que possa efetivamente unir os núcleos às resinas. Sem um agente de união efetivo ou uma superfície micromecanicamente retentiva ideal, esses sistemas não podem ser cimentados com cimentos resinosos aos tecidos dentários e não obterão os benefícios associados às restaurações cerâmicas cimentadas por resina.

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IMPORTÂNCIA CLÍNICA A restauração de cerâmica para núcleo reforçada deve depender sobretudo da resistência e tenacidade do material e de um desenho adequado para resistir às forças da oclusão.

LEITURA COMPLEMENTAR Andersson M et al (1998) PROCERA: A new way to achieve an all-ceramic crown. Quintessence Int 29: 285 Banks RG (1990) Conservative posterior ceramic restorations: a review of the literature. J Prosthet Dent 63: 619 Duret F, Blouin J-L, Duret B (1988) CAD–CAM in dentistry. J Am Dent Assoc 117: 715 Luthy H et al (2005) Strength and reliability of four-unit all-ceramic posterior bridges. Dent Mater 21: 930 May KB et al (1998) Precision of ﬁt: The Procera Allceram crown. J Prosthet Dent 80: 394 Mörmann WH, Bindl A (1997) The new creativity in ceramic restorations: dental CAD–CAM. Quintessence Int 27: 821 Odén A et al (1998) Five-year clinical evaluation of Procera AllCeram crowns. J Prosthet Dent 80: 450

Piconi C, Maccauro G (1999) Review of zirconia as a ceramic biomaterial. Biomaterials 20: 1 Pröbster L, Diehl J (1992) Slip-casting alumina ceramics for crown and bridge restorations. Quintessence Int 23: 25 Ritter A, Baratieri LN (1999) Ceramic restorations for posterior teeth: Guidelines for the clinician. J Esthet Dent 11: 72 Rizkalla AS, Jones DW (2004) Mechanical properties of commercial high strength ceramic core materials. Dent Mater 20: 207 Suttor D (2004) LAVA zirconia crowns and bridges. Int J Computerized Dent 7: 67 Tinschert J et al (2000) Structural reliability of alumina-, leucite-, mica- and zirconia-based ceramics. J Dent 28: 529 Qualtrough AJE, Piddock V (1999) Recent advances in ceramic materials and systems for dental restorations. Dental Update 26: 65

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Capítulo 3.7

RESTAURAÇÕES DE CERÂMICA PURA: CERÂMICAS UNIDAS COM RESINA

INTRODUÇÃO Com o desenvolvimento de novas técnicas adesivas, a abordagem tradicional das restaurações cimentadas foi modiﬁcada. Isso estendeu o uso das cerâmicas a áreas previamente consideradas impossíveis. O conceito da restauração cerâmica unida com resina não pôde tornar-se realidade até que técnicas de união da cerâmica ao esmalte e à dentina fossem descobertas. A ideia de unir a cerâmica ao esmalte dentário, usando uma combinação da técnica de condicionamento ácido e resinas, começou a ser desenvolvida durante os anos 1970, o que levou nos anos 1980 às facetas de cerâmica. Em seguida, ainda nos anos 1980, maiores progressos foram alcançados no desenvolvimento de agentes de união à dentina, o que abriu a possibilidade de coroas unidas com resina. A combinação da adesão ao esmalte, dentina e cerâmica, e características de resistência melhoradas das cerâmicas produziu restaurações com excelente integridade mecânica. De fato, a união adesiva tem o efeito de eliminar as falhas de superfícies internas e, assim, reduzir o potencial de fraturas. Isso levou a um crescimento no uso das cerâmicas unidas por resina para coroas, facetas e inlays.

fim desenvolveu-se em facetas de compósitos e as cerâmicas deixaram de ser usadas por um longo período. O advento de procedimentos de união das resinas ao esmalte dentário usando condicionamento com ácido fosfórico permitiu o desenvolvimento das facetas de cerâmica unidas com resina como uma opção de tratamento viável. Esta técnica permitiu a união de resinas ao esmalte dentário. Nesta situação, o fato do fino material cerâmico ser unido à estrutura dental subjacente de uma resina significa que o próprio dente fornece o suporte para o fraco material das facetas. Uma primeira referência ao suporte de uma restauração cerâmica por uma união resinosa ao esmalte foi publicada por Rochette em 1975. Esta ideia foi então estendida por Horn em 1983, que propôs o uso do ácido hidrofluorídrico como um condicionador de vidro para as facetas confeccionadas de um feldspato contendo leucita, melhorando então, a união entre a cerâmica e a resina. Assim, utilizando a técnica do condicionamento com ácido fosfórico no esmalte ele pôde unir as facetas de cerâmica permanentemente aos dentes com uma resina composta. A união à cerâmica tem sido então aprimorada pelo uso adicional do agente de união silano (Cap. 3.8).

IMPORTÂNCIA CLÍNICA

FACETAS DE CERÂMICA O conceito de uso das cerâmicas como facetas não é novo, e pode ser remetido ao Dr. Charles Pincus de Beverley Hills, que confeccionou facetas de porcelana nos anos 1930 para atores de Hollywood, incluindo Shirley Temple. As facetas de porcelana eram queimadas sobre uma lâmina de platina e retidas sobre o dente com pó para dentadura. Entretanto, as facetas quebravam-se com frequência, pois a ﬁna porcelana era muito friável e eram frequentemente removidas dos dentes. Quando a resina acrílica foi introduzida em 1937, ele passou a utilizar esse material para a confecção de facetas para atores. Isso por

Antes do advento das facetas cerâmicas unidas com resina as únicas opções disponíveis eram as facetas de compósito, as coroas de jaqueta de porcelana e as coroas metalocerâmicas.

As facetas de cerâmica são consideradas superiores aos compósitos devido a sua estética superior, estabilidade de cor, acabamento de superfície, resistência à abrasão e compatibilidade com os tecidos. Elas também são muito estáveis quimicamente e têm um coeﬁciente de expansão semelhante ao do esmalte. O acabamento das facetas de

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

porcelana é mais difícil do que o dos compósitos devido a sua grande dureza. As ﬁnas margens são mais facilmente daniﬁcadas do que as margens das coroas, tanto no laboratório quanto na clínica. As facetas de cerâmica apresentam a vantagem clara sobre as coroas de alcançar uma melhor estética com uma mínima redução dentária, e a região palatina do dente permanece inalterada, mantendo a guia incisal. O material utilizado para a confecção das facetas pode ser tanto um vidro de feldspato simples quanto um vidro de feldspato contendo leucita (Caps. 3.4 e 3.5). Esses são os materiais de escolha para a confecção de facetas devido a sua excelente estética, especialmente do ponto de vista da cor e translucidez, o que é difícil de ser alcançado com qualquer outra cerâmica. Embora no tempo de Land e Pincus as facetas eram confeccionadas sobre uma lâmina de platina, hoje em dia uma variedade de métodos está disponível, que inclui: ■ ■ ■

sinterização sobre um troquel refratário; prensada sob calor; e fresagem CAD-CAM de um bloco.

Processo de Sinterização No processo de sinterização, uma pasta ﬂuida do pó de cerâmica é aplicada a um troquel refratário (em oposição ao troquel coberto por lâmina de platina no caso da coroa de jaqueta de porcelana – CJP), secado e depois queimado em um forno de cerâmica. Múltiplas camadas podem ser aplicadas para desenvolver a caracterização. Uma grande habilidade é requerida pelo técnico de prótese para obter a melhor estética e contorno adequado. Exemplos de cerâmicas comerciais reforçadas por leucita utilizando o processo de sinterização são: Fortress (Mirage Dental Systems, Cidade de Kansas, EUA) e Optec-HSP (Jeneric/ Pentron Inc, Wallingford, EUA).

Prensada sob Calor Com o objetivo de superar os problemas das imprecisões inerentes a adaptação das cerâmicas sinterizadas devido à alta contração de queima, maior atenção tem sido dada à possibilidade de uso dos vidros cerâmicos, que empregam um processo de fundição para a confecção de coroas, facetas e inlays. A prensagem sob calor é uma destas abordagens e é uma técnica que envolve o aquecimento de um lingote da cerâmica. O lingote é um bloco sólido do material que é feito de um feldspato reforçado por leucita como é o caso do Empress I (Ivoclar Vivadent, Schaan, Liechtenstein). Esse método utiliza partes da técnica de fundição pela cera perdida. Assim como na fundição pela cera perdida, um padrão de cera é produzido, que depois é incluído em um material de troquel refratário. A cera é derretida para criar o espaço a ser preenchido pela cerâmica reforçada por leucita. Um forno de pressão especialmente desenhado é então

utilizado para preencher o espaço do molde de uma pelota de cerâmica de vidro utilizando um processo de escoamento viscoso a uma temperatura de 1.180o C (Fig. 3.7.1). Quando o lingote é aquecido a uma temperatura suﬁcientemente alta, ele se torna uma massa amolecida que sob pressão ﬂui para o interior do molde refratário. Esse processo é frequentemente descrito como moldagem de transferência e é também descrito como molde de transferência. O processo é claramente diferente do processo de sinterização uma vez que não depende da fusão de partículas de pó.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA O benefício potencial da técnica de prensagem por calor é que um maior grau de adaptação marginal pode ser alcançado quando comparado ao processo de sinterização.

A coloração ﬁnal pode ser feita pela aplicação de pigmentos de superfície. Para restaurações anteriores, a face estética é cortada e a cerâmica reforçada por leucita em forma de pó é adicionada utilizando a técnica convencional de sinterização.

CAD-CAM Uma vez que os vidros de feldspatos e os vidros de feldspatos contendo leucita podem ser pré-fabricados em blocos, as facetas também podem ser confeccionadas utilizando a tecnologia CAD-CAM. Isso pode ser feito em consultório com o sistema CEREC da Sirona utili-

Êmbolo pneumático

Haste (1,6 MPa) Êmbolo de Al2O3 Forno (1.100°C) Botão(ões) de cerâmica Modelo refratário Forma(s) da coroa

Figura 3.7.1 Esquema da rotina de prensagem por calor para a produção de uma restauração de cerâmica vítrea reforçada por leucita.

RESTAURAÇÕES DE CERÂMICA PURA: CERÂMICAS UNIDAS COM RESINA

zando Vitablocks (Vita Zahnfabrik, Alemanha) ou Procad (Ivoclar-Vivadent, Liechtenstein). O laboratório dentário também possui tecnologia CAD-CAM para a confecção de facetas, inlays e coroas. Temperatura

PROPRIEDADES Os resultados estéticos com os vidros de feldspato e com os vidros de feldspato contendo leucitas são excelentes devido a sua alta translucidez, ﬂuorescência e opalescência. Quando usados em combinação com resinas que se unem ao esmalte e à dentina, esses materiais são muito bons para facetas e inlays e são também utilizados para coroas anteriores. Entretanto, a resistência mecânica desta classe de cerâmica é insuﬁciente para ser utilizada na confecção de coroas posteriores e pontes de cerâmica pura. Devido a essas limitações e ao desejo de produzir cerâmicas adequadas para uso na região posterior da boca, associada à vontade de estender seu uso à confecção de pontes pequenas de três elementos, houve um maior impulso para o desenvolvimento de novas cerâmicas adequadas para o uso em restaurações de cerâmica pura unidas com resina. O foco deste desenvolvimento tem sido uma classe de materiais conhecida como cerâmicas vítreas.

CERÂMICAS VÍTREAS A maioria dos materiais disponíveis para restaurações cerâmicas unidas com resina são, em essência, variações de um grupo especial de cerâmicas conhecido como cerâmicas vítreas. As várias cerâmicas vítreas dentárias desenvolvidas para restaurações cerâmicas unidas com resina serão descritas juntamente com algumas das novas técnicas de processamento que evoluíram ao mesmo tempo. As cerâmicas vítreas foram inicialmente desenvolvidas por Corning Glass Works no ﬁnal dos anos 1950. Em princípio um artigo é formado enquanto líquido, e um vidro metaestável aparece com o resfriamento. Durante um tratamento de aquecimento subsequente, uma cristalização controlada ocorre, com a nucleação e crescimento de cristais internos. Esse processo de conversão de um vidro para um vidro parcialmente cristalino é chamado ceramização. Assim, uma cerâmica vítrea é um sólido multifásico contendo uma fase residual de vidro com uma fase cristalina dispersa. A cristalização controlada do vidro resulta na formação de pequenos cristais que são uniformemente distribuídos pelo vidro. O número de cristais, sua taxa de crescimento e assim seu tamanho são regulados pelo tempo e temperatura do tratamento térmico de ceramização. Existem dois aspectos importantes na formação da fase cristalina: nucleação e crescimento dos cristais. O

251

Índice de nucleação/crescimento Figura 3.7.2 Índice de nucleação (T1) e crescimento (T2) dos cristais em uma cerâmica vítrea.

esquema na Figura 3.7.2 mostra que o índice da nucleação do cristal e o índice de crescimento do cristal atingem o máximo em diferentes temperaturas. O processo de ceramização consequentemente envolve um tratamento térmico de dois passos. O primeiro tratamento térmico ocorre na temperatura para nucleação máxima dos cristais, de forma a maximizar o número de cristais formados. A temperatura do material é então aumentada, após um período adequado de tempo, para a temperatura mais alta para permitir o crescimento dos cristais. Esta temperatura mais alta é mantida até que um tamanho ótimo de cristal seja formado. Para garantir uma alta resistência para a cerâmica vítrea é importante que os cristais sejam numerosos e uniformemente distribuídos pela fase vítrea. A fase cristalina crescerá durante a ceramização, e pode ﬁnalmente ocupar de 50% a quase 100% do material.

Propriedades Mecânicas das Cerâmicas Vítreas As propriedades mecânicas parecem ser grandemente inﬂuenciadas por: ■ ■ ■ ■ ■

tamanho das partículas da fase cristalina; fração de volume da fase cristalina; resistência de união entre as fases; diferenças no módulo de elasticidade; e diferenças na expansão térmica.

Fraturas em sólidos friáveis são quase sempre iniciadas em um pequeno defeito interno ou defeito de superfície, como uma microtrinca, que atua como um magniﬁcador de tensões. Se a fase cristalina é relativamente resistente, então as trincas se formarão na fase vítrea. A dimensão dessas microtrincas pode assim limitar a distância entre as partículas cristalinas. Portanto, o parâmetro fundamental é a trajetória livre média, na fase vítrea, Ls, que é dada por:

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

Ls = d(1 – Vf)/Vf onde d é o diâmetro do cristal e Vf é a fração de volume da fase cristalina. Assim, quanto menores os cristais e maior a fração de volume dos cristais, menor será a trajetória livre média, e consequentemente, maior a resistência do material.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Uma característica das cerâmicas vítreas é que o tamanho e a quantidade da fase cristalina podem ser cuidadosamente controlados durante o processo de ceramização.

A maioria das cerâmicas de vidro é opaca ou turva não sendo adequada ao uso odontológico. A primeira cerâmica vítrea utilizada na odontologia foi introduzida por MacCulloch em 1968 para a confecção de dentes para próteses totais e era baseada no sistema Li2O.ZnO. SiO2. Naquele momento, o uso de dentes artiﬁciais de resina acrílica estava tornando-se popular, e a ideia das cerâmicas vítreas não foi mais explorada. Agora, temos uma grande variedade de cerâmicas vítreas e técnicas de processamento para a confecção de restaurações de cerâmica unidas com resina.

Cerâmicas de Vidro de Feldspato Reforçadas por Leucita A cerâmica utilizada nos experimentos originais de Horn era um vidro de feldspato contendo leucita (KAlSi2O6), que ele usou na confecção de restaurações metalocerâmicas (Cap. 3.5). Esta cerâmica foi melhorada em relação à capacidade de união à superfície metálica. As cerâmicas agora utilizadas para restaurações unidas com resina são uma versão modificada da cerâmica utilizada por Horn. Elas diferem das cerâmicas utilizadas nas restaurações metalocerâmicas primariamente devido ao fato de a composição e microestrutura terem sido alteradas com o objetivo de produzir a melhor distribuição da fase cristalina de leucita do ponto de vista da resistência, desde que a compatibilidade com uma infraestrutura metálica deixou de ser a consideração mais importante. Enquanto a cerâmica contendo leucita usada nas restaurações metalocerâmicas apresenta uma resistência flexural na ordem de 30-40 MPa, as cerâmicas vítreas reforçadas por leucita apresentam resistências à flexão maiores que 120 MPa. Um exemplo típico da estrutura da cerâmica reforçada por leucita é mostrado na Figura 3.7.3. O que é particularmente evidente é a distribuição uniforme dos cristais de leucita e a falta de trincas internas que é tão evidente no exemplo dos feldspatos contendo leucita utilizados para fazer a cobertura estética das infraestruturas metálicas (Fig. 3.5.5).

Cristais de leucita

μm

Figura 3.7.3 Microscopia eletrônica de varredura da estrutura da cerâmica reforçada por leucita.

RESTAURAÇÕES DE CERÂMICA PURA: CERÂMICAS UNIDAS COM RESINA

A confecção das restaurações cerâmicas utilizando feldspatos reforçados por leucita pode ser feita tanto pela sinterização utilizando uma versão modiﬁcada do processo de sinterização descrito para a confecção da coroa de jaqueta de porcelana ou pela prensagem por calor. As propriedades mecânicas das cerâmicas vítreas de feldspato com leucita são consideradas suﬁcientes para este material para serem utilizadas como facetas, coroas anteriores e inlays posteriores. Até agora o uso deste material para coroas posteriores ou para qualquer forma de ponte é contraindicado uma vez que as propriedades mecânicas são muito baixas para suportar as cargas envolvidas.

Cerâmicas Vítreas de Fluormica Com o objetivo de estender o possível uso das restaurações cerâmicas unidas com resina para confecção de coroas posteriores, onlays e pontes, uma cerâmica vítrea foi desenvolvida baseada na composição SiO2.K2O.MgO. Al2O3.ZrO2. A adição de alguns fluoretos confere fluorescência nas próteses de forma similar àquela encontrada na dentição natural. Essas cerâmicas de vidro são conhecidas como fluoromicas. Para esta composição, o processo de ceramização resulta na nucleação e no crescimento de cristais de tetrasilicato de mica dentro do vidro. Os cristais têm forma de agulha e detêm a propagação de trincas através deste material. Medidas de propriedades mecânicas sugerem uma resistência flexural na ordem de 120-150 MPa, que, quando combinado com a adesão aos tecidos dentários, pode ser adequado às coroas posteriores mas provavelmente é ainda insuficiente para a construção de pontes de cerâmica pura. A passagem de luz através do material é afetada pelo tamanho do cristal e a diferença nos índices de refração da fase vítrea e da fase cristalina. Se os cristais são menores que o comprimento de onda da luz visível (0,4-0,7 μm), o vidro parecerá transparente, de forma que a tendência da luz se dispersar é menor do que nas porcelanas de alumina.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA O índice de refração dos pequenos cristais de mica é muito semelhante aquele da fase vítrea circundante, o que produz uma translucidez próxima àquela do esmalte.

O processamento dessa cerâmica vítrea envolve os mesmos princípios do processo de fundição pela cera perdida das restaurações metálicas. A restauração é encerada sobre um troquel, utilizando materiais convencionais. O padrão é removido do troquel e é incluído em um revestimento especial fosfatado. Então, um lingote

253

do material de cerâmica para fundição é posicionado em um cadinho especial e é centrifugamente fundido a uma temperatura de 1.380o C. Após a fundição requer um tratamento térmico adicional para a criação da fase cristalina e desenvolver a resistência. A coloração desejada é alcançada pela queima de pigmentos de porcelanas de autopolimento sobre a superfície. O conceito de produzir restaurações cerâmicas utilizando uma técnica de fundição não é novo e a primeira tentativa foi feita nos anos 1920. Mas apenas com a recente introdução das cerâmicas vítreas para fundição que isto se tornou possível. Recentemente, a rotina de fundição (p. ex., Dicor) tem perdido sua popularidade nos laboratórios e agora a principal aplicação das cerâmicas vítreas de ﬂuormica é na produção CAD-CAM de restaurações (p. ex., Macor).

Cerâmicas Vítreas de Dissilicato de Lítio e de Apatita Algumas versões das cerâmicas vítreas têm a resistência e a tenacidade consideradas adequadas para a produção de coroas posteriores e possivelmente até para pontes pequenas. Entretanto, esses materiais não apresentam a estética necessária para permitir a produção de restaurações unitárias. A opção então é a produção de um material para núcleo de alta resistência que será coberto com uma cerâmica estética. A diferença em relação aos sistemas de cerâmica para núcleo de alta resistência discutida no capítulo anterior é que esses materiais para núcleo são ainda baseados no vidro de sílica e, portanto, podem ser colados à estrutura dental utilizando uma combinação de silano e resinas. Um desses sistemas é uma cerâmica vítrea baseada no SiO2-Li2O, que foi desenvolvida recentemente (Empress II, Ivoclar-Vivadent, Schaan, Liechtenstein). A fase cristalina que se forma é um dissilicato de lítio (Li2Si2O5) e compõe 70% do volume da cerâmica vítrea. O dissilicato de lítio tem uma microestrutura incomum que consiste em muitos cristais pequenos e entremeados, de forma laminada que são orientados aleatoriamente (Fig. 3.7.4). Isto é o ideal do ponto de vista da resistência, pois os cristais em forma de agulha fazem com que as trincas sejam defletidas, desviadas ou embotadas. Assim, a propagação das trincas através desse material é contida pelos cristais de dissilicato de lítio, fornecendo um aumento substancial na resistência flexural. Uma segunda fase cristalina, que consiste em um ortofosfato de lítio (Li3PO4), também está presente em um volume muito menor. As propriedades mecânicas dessa cerâmica vítrea são ainda superiores àquelas das cerâmicas vítreas de feldspato com leucita, com uma resistência flexural na ordem de 350-450 MPa e uma tenacidade à fratura aproximadamente três vezes maior do que aquela da cerâmica vítrea de feldspato com leucita.

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

X 5000

5μm Emp 2

20kv 15mm IVOCLAR

ln90t

Figura 3.7.4 Microscopia eletrônica de varredura da microestrutura da cerâmica vítrea de dissilicato de lítio, mostrando os cristais entremeados em forma de agulha (cortesia da Ivoclar-Vivadent Reino Unido Ltda, Leicester, Reino Unido).

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A alta resistência da cerâmica vítrea de dissilicato de lítio cria possibilidades de produção não apenas de coroas posteriores, mas também de pontes de cerâmica pura.

Espera-se que a cerâmica vítrea seja altamente translúcida devido à compatibilidade óptica entre a matriz de vidro e a fase cristalina, o que minimiza a dispersão interna da luz à medida que esta passa através do material. A rotina de processamento é a mesma da prensagem por calor descrita, exceto pela temperatura de processamento, de 920o C, que é menor do que aquela da cerâmica vítrea com leucita. Para os sistemas de núcleo com base em alumina descritos é possível usar vidros de feldspato para prover uma camada superficial estética, uma vez que seus coeficientes de expansão térmica são muito semelhantes a quase 7-8 ppm/oC. Para as cerâmicas vítreas de leucita a cerâmica de cobertura é idêntica à cerâmica do núcleo, e então, uma diferença no coeficiente de expansão não ocorrerá. Entretanto, para a cerâmica vítrea de dissilicato de lítio, o coeficiente de expansão é maior que 10 ppm/oC e, consequentemente, uma nova cerâmica de cobertura compatível teve que ser desenvolvida. Essa nova cerâmica é uma cerâmica vítrea de apatita. A fase cristalina formada na ceramização é a hidroxiapatita [Ca10(PO4)6.2OH], que é o mesmo componente básico

do qual o esmalte é feito. Assim, representa um material que, pelo menos em relação a sua composição, é o mais próximo ao esmalte, que foi alcançado até hoje.

CLASSIFICAÇÃO DAS CERÂMICAS UNIDAS COM RESINA ■

■

Vidros de feldspato m Sinterizados: p. ex., Vitadur m CAD-CAM: p. ex., Vita Blocks Cerâmicas vítreas reforçadas por leucita m Sinterizadas: p. ex., Mirage, Fortress, Optec-HP m Prensadas por calor: p. ex., Empress I m CAD-CAM: p. ex., Procad Cerâmicas vítreas de ﬂuormica m Fundidas: p. ex., Dicor m CAD-CAM: p. ex., Macor Cerâmicas vítreas de dissilicato de lítio m Prensadas por calor: p. ex., Empress II m CAD-CAM: p. ex., IPS Emax CAD.

RESUMO Tem havido uma revolução no fornecimento de cerâmicas para restaurações odontológicas nos últimos 15 anos, de forma que agora, restaurações puras de cerâmica podem ser utilizadas tanto nas regiões anteriores e posteriores. Novos materiais têm surgido que permitiram a

RESTAURAÇÕES DE CERÂMICA PURA: CERÂMICAS UNIDAS COM RESINA

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Tabela 3.7.1 Os méritos relativos de alguns sistemas cerâmicos para coroas Sistema

Estética Alta

Média

Custo relativo Baixa

Alta

Média

Popularidade

Baixa

Alta

Média

Resistência

Baixa

Alta

Média

Baixa

Núcleos cerâmicos de alta resistência √

Núcleo reforçado por alumina √

Núcleo de alumina reforçada por vidro Núcleo de alumina pura

√

Cerâmicas unidas com resina Troquel refratário

√

Sistema de fundição

√

Leucita reforçada para prensagem por calor

√

Dissilicato de lítio para prensagem por calor

√

extensão do uso das restaurações cerâmicas unidas com resina de facetas a coroas anteriores e posteriores e inlays. É até possível considerar o uso limitado de pontes ﬁxas de cerâmica pura. Não há dúvida de que novos materiais e rotinas de processamento continuarão a ser desenvolvidos e que as cerâmicas terão um papel cada vez maior no fornecimento de restaurações estéticas. Decidir entre os diferentes sistemas cerâmicos será uma difícil questão e os méritos relacionados que deverão ser considerados no processo de seleção estão resumidos na Tabela 3.7.1.

√

√ √

√

√ √

√

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Haverá necessidade cada vez maior de que o cirurgião dentista esteja atento às rápidas mudanças no campo das cerâmicas odontológicas de forma a garantir que a escolha correta seja feita para cada paciente.

LEITURA COMPLEMENTAR Banks RG (1990) Conservative posterior ceramic restorations: a review of the literature. J Prosthet Dent 63: 619 Brodsky LJ (1933) The Dental Cosmos 95: 1024 Calamia JR (1983) Etched porcelain facial veneers: a new treatment modality based on scientiﬁc and clinical evidence. NY J Dent 53: 255–259 Cattell MJ et al (2001) Flexural strength optimisation of a leucite reinforced glass ceramic. Dent Mater 17: 21 Chadwick B (2004) Good short-term survival of IPS-Empress crowns. Evid Based Dent 5: 73 Christensen G (1985) Veneering of teeth. Dent Clin N Am 29: 373 Clyde G (1988) Porcelain veneers: a preliminary review. Brit Dent J 164: 9 Duret F, Blouin J-L, Duret B (1988) CAD–CAM in dentistry. J Am Dent Assoc 117: 715 Grossman DG (1985) Cast glass ceramics. Dent Clin N Am 29: 725 Horn H (1983) Porcelain laminate veneers bonded to etched enamel. Dent Clin N Am 27: 671

MacCulloch (1968) Advances in dental ceramics. Brit Dent J 142: 361 Mörmann WH, Bindl A (1997) The new creativity in ceramic restorations: dental CAD–CAM. Quintessence Int 27: 821 Peumans M et al (2000) Porcelain veneers: a review of the literature. J Dent 28: 163 Pincus CR (1938) Building mouth personality. J Calif Dent Assoc 14: 125–129 Ritter A, Baratieri LN (1999) Ceramic restorations for posterior teeth: Guidelines for the clinician. J Esthet Dent 11: 72 Rochette AL (1975) A ceramic restoration bonded by etched enamel and resin to fractured incisors. J Prosthet Dent 33: 287 Toh CG, Setcos JC, Weinstein AR (1987) Indirect laminate veneers: an overview. J Dent 15: 117 Qualtrough AJE, Piddock V (1999) Recent advances in ceramic materials and systems for dental restorations. Dental Update 26: 65

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Capítulo 3.8

AGENTES DE CIMENTAÇÃO

INTRODUÇÃO Na maior parte do século XX os únicos materiais disponíveis para retenção e selamento marginal de próteses fixas, como facetas, inlays, coroas e pontes, eram o cimento de óxido de zinco e eugenol e o cimento de fosfato de zinco. Portanto, o termo cimentação representava uma descrição apropriada do processo de fixar uma restauração metálica ou cerâmica ao dente. Entretanto, no último quarto do século XX ocorreram mudanças com a introdução de muitos materiais e procedimentos mais adesivos. Uma grande variedade de novos cimentos tornou-se disponível como o cimento de policarboxilato de zinco, cimentos de ionômero de vidro e cimentos de ionômero de vidro modificados por resina. Existe também agora um marketing crescente para as tecnologias adesivas resinosas. Neste contexto, o termo cimentação dificilmente faz justiça à variedade de materiais que estão atualmente em uso. Outro termo para o processo de cimentação de uma restauração é fixação. A palavra fixação significa que um cimento ou outro material é usado como cobertura protetora ou selamento hermético. Uma vez que este termo não é específico para um cimento, o termo agente de fixação talvez forneça uma descrição mais apropriada para alguns dos materiais que são usados hoje em dia, como as resinas. Qualquer que seja o mérito relativo da terminologia utilizada, este capítulo está voltado para os materiais utilizados para a retenção permanente de pinos e restaurações indiretas como descrito na Tabela 3.8.1.

REQUISITOS GERAIS PARA OS AGENTES DE CIMENTAÇÃO Biocompatibilidade Quando os agentes cimentantes são utilizados em situações como coroas e inlays, o material estará inevitavel-

mente em contato com uma área relativamente ampla de dentina. Portanto, sua suscetibilidade de produzir uma sensibilidade pós-operatória ou uma inﬂamação pulpar é uma consideração muito importante. Os agentes cimentantes funcionarão também como a principal barreira contra ao ingresso de bactérias, de forma que juntamente com um bom selamento marginal, possíveis propriedades antibacterianas podem ser altamente benéﬁcas.

Retenção O papel primário do agente de cimentação é fornecer retenção para a restauração. Com os cimentos à base de água como o cimento de fosfato de zinco, a retenção é determinada pela geometria do preparo dentário, o controle do eixo de inserção e a habilidade de fornecer embricamento mecânico nas irregularidades de superfície. Isto nem sempre é ideal e a falta de retenção é a maior causa de falhas em próteses ﬁxas. Se, além disso, uma união adesiva puder ser criada, a retenção será melhorada signiﬁcativamente e as tecnologias adesivas resinosas tornaram isso possível.

Propriedades Mecânicas É importante que a fina camada do agente de cimentação criada entre o dente e a restauração seja capaz de suportar as grandes forças que são potencialmente transmitidas por meio dela. Com o objetivo de resistir à fratura, uma alta resistência à tração, à fratura e à fadiga são benéficas. A situação pode ser melhorada significativamente se a restauração possuir uma boa adaptação marginal, de forma que uma quantidade mínima de cimento seja necessária. Embora apenas uma pequena quantidade de agente de cimentação seja exposta na superfície, é importante que o material seja resistente ao desgaste. Desgastes excessivos podem levar a submarginação, que significa que um pequeno sulco é formado. Esse sulco pode tornar-se um sítio para descoloração marginal e acúmulo de placa.

257

258

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

Tabela 3.8.1 Variedade de produtos e agentes de cimentação fornecidos para a cimentação de restaurações indiretas Tipo de restauração

Procedimento

Agente de cimentação

Coroas metálicas, pontes, onlays e inlays

Cimentação convencional

Cimento de fosfato de zinco Cimento de policarboxilato de zinco

Coroas e pontes metalocerâmicas

Cimento de ionômero de vidro Cimento de ionômero de vidro modiﬁcado por resina

Pinos endodônticos metálicos e cerâmicos Restaurações de ligas metálicas básicas

Compômeros Condicionamento

Cimentos resinosos com polimerização no escuro

Jateamento

Resinas adesivas Coroas e pontes de ligas de metais preciosos

Galvanização por estanho Cobertura de sílica

Cimentos resinosos com polimerização no escuro

Primers para metal

Resinas adesivas

Coroa de jaqueta de porcelana e outros sistemas de cerâmica pura reforçada para núcleo

Cimentação convencional

Cimento de fosfato de zinco

Facetas, inlays e coroas de cerâmica cimentadas com resina

Condicionamento com ácido hidroﬂuorídrico + agente de ligação de silano

Cimentos resinosos estéticos de dupla ativação

Inlays de compósito

União resina-resina

Cimentos resinosos estéticos de dupla ativação

Cimento de policarboxilato de zinco Cimento de ionômero de vidro

Próteses resinosas reforçadas por ﬁbra Pinos endodônticos de resina reforçada por ﬁbra

Selamento Marginal O agente de cimentação também deve fornecer um bom selamento marginal com o objetivo de prevenir cáries recorrentes. Um agente de cimentação ideal não deve ser suscetível à solubilização no meio oral de forma a manter o selamento marginal. Uma baixa solubilidade em meio neutro e ácido é, portanto, importante. Se o agente de cimentação for capaz de fornecer uma união adesiva aos tecidos dentários e à restauração, isso também auxiliará na manutenção da integridade do selamento marginal. Desenvolvimentos recentes em cimentação têm procurado alcançar exatamente isso, mas com a grande variedade de materiais a ser cimentada (esmalte, dentina, metal, cerâmica) uma variedade igualmente grande de promotores de união também se tornaram disponíveis.

Pequena Espessura de Película A espessura de película é importante porque um agente de cimentação deve ser suficientemente fino tanto para preencher o espaço entre a coroa ou a ponte e o dente como para garantir um selamento adequado da restauração. Uma película espessa pode ser inaceitável, uma vez que a restauração pode ficar mais alta do que deveria, gerando problemas oclusais e a necessidade de ajuste. Além disso, uma adaptação marginal precária pode resultar em uma

Cimentos resinosos com polimerização no escuro

maior quantidade de cimento exposto na superfície do que o necessário. Uma vez que alguns agentes de cimentação são solúveis no meio oral e propensos à erosão, isso causará perda de material na margem, o que pode levar ao acúmulo de placa, descoloração e cáries recorrentes.

Facilidade de Uso Muitos dos agentes de cimentação são apresentados no sistema pó-líquido e desde que atenção cuidadosa seja tomada para garantir a correta proporção na mistura, isto não chega a representar um problema. Entretanto, existe uma tendência em se produzir uma mistura levemente mais ﬂuida para alcançar propriedades reológicas que permitam ao agente de cimentação um escoamento mais fácil no espaço entre o dente e a restauração, produzindo uma adaptação mais precisa. Para alguns materiais, a alteração na proporção pó-líquido pode produzir efeitos marcantes em suas propriedades, especialmente nos tempos de trabalho e de presa, não sendo, portanto, recomendada. Os tempos de trabalho e de presa devem ser suﬁcientes para permitir o posicionamento da restauração e não deve ser muito longo depois que a restauração é posicionada. A melhor forma de garantir a correta proporção pó-líquido é seguir cuidadosamente as recomendações do fabricante ou evitar tudo isso utilizando materiais encapsulados.

AGENTES DE CIMENTAÇÃO

Radiopacidade É importante que o clínico seja capaz de fazer distinção entre um agente de cimentação e uma cárie recorrente sob uma prótese ﬁxa. Com o objetivo de evitar qualquer interpretação errônea é interessante que o agente de cimentação seja mais radiopaco que a dentina. Isto torna mais fácil a detecção de possíveis excessos de agente de cimentação ou qualquer sobrecontorno marginal, especialmente nas áreas proximais, de difícil visualização.

Estética Embora não seja uma consideração importante em restaurações metálicas ou metalocerâmicas, a estética torna-se muito importante quando restaurações de cerâmica pura são confeccionadas. Para algumas das cerâmicas reforçadas para núcleo, um agente de cimentação que apresente uma aparência branca/opaca é aceitável, mas à medida que a restauração cerâmica se torna mais translúcida, as propriedades ópticas tornam-se mais importantes. Isto signiﬁca que para as cerâmicas altamente translúcidas cimentadas com resina, como as utilizadas na confecção de facetas anteriores, novos agentes de cimentação com cores adequadas, estabilidade de cor, translucidez e textura de superfície tiveram que ser desenvolvidos.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Nenhum material é capaz de alcançar todos os rigorosos requisitos para os agentes de cimentação, razão que justiﬁca a existência de uma grande variedade de opções.

ESCOLHA DOS AGENTES DE CIMENTAÇÃO O agente de cimentação mais antigo listado na Tabela 3.8.1 é o cimento de fosfato de zinco, que representa nada mais que um preenchedor de espaço, sendo às vezes referido como uma argamassa entre a restauração e o dente. A retenção depende sobretudo da cuidadosa geometria do preparo dentário e da qualidade da adaptação da restauração uma vez que o cimento não apresenta afinidade adesiva aos tecidos dentários, ao metal ou à cerâmica. Os mais novos cimentos à base de ácido poliacrílico como o cimento de policarboxilato de zinco e os cimentos de ionômero de vidro estão um estágio à frente na capacidade de união ao esmalte e à dentina e possuem alguma afinidade com as superfícies metálicas e cerâmicas. A variedade desses cimentos aderentes às estruturas dentais foi estendida para incluir os cimentos de ionômero de vidro modificados por resina. Embora esses cimentos à base de água apresentem alguma capacidade

259

de união aos metais, pode-se dizer que esses materiais não fornecem adesão adequada às restaurações metálicas ou cerâmicas para a maioria das situações corriqueiras. Portanto, novos adesivos para metais e cerâmicas precisariam ser desenvolvidos para ter o mesmo impacto na prótese dentária que os novos procedimentos adesivos e materiais mudaram a Odontologia Restauradora. O advento da tecnologia de união adesiva foi a que provavelmente teve maior impacto nos procedimentos utilizados para a retenção de restaurações indiretas. Com o objetivo de administrar esta grande diversidade de agentes de cimentação resinosos e à base de água e os procedimentos clínicos associados, de forma simpliﬁcadas os agentes de cimentação serão considerados em quatro categorias, a saber: ■ ■ ■ ■

à base de água; de adesão resina-cerâmica; de adesão resina-metal; de adesão resina-resina.

AGENTES DE CIMENTAÇÃO À BASE DE ÁGUA Os cimentos à base de água incluem o cimento de fosfato de zinco, o cimento de policarboxilato de zinco, o cimento de ionômero de vidro e o cimento de ionômero de vidro modiﬁcado por resina.

Cimento de Fosfato de Zinco O cimento de fosfato de zinco é um dos cimentos mais antigos ainda disponível e continua a ser popular devido a sua longa história de sucesso clínico e suas propriedades favoráveis de manuseio. Esse cimento se apresenta como um pó branco que é misturado a um líquido transparente. O pó consiste basicamente em óxido de zinco, com inclusão de até 10% de óxido de magnésio, e o líquido é uma solução aquosa de ácido fosfórico numa concentração de 45%-64%.

Apresentação Pó O pó é queimado a uma temperatura acima de 1.000oC por várias horas para reduzir sua reatividade e fornecer tempos de trabalho e presa adequados para os cimentos; o material tomaria presa muito rapidamente sem este processo de queima. O óxido de magnésio é adicionado de forma a manter a cor branca do cimento. Ele apresenta vantagens adicionais como tornar fácil o processo de pulverização do óxido de zinco, além de aumentar a resistência à compressão do cimento. Outros óxidos (como sílica e alumina) têm sido adicionados em pequenas quantidades de até 5% para melhorar as propriedades mecânicas do material endurecido e para prover uma maior variedade de cores.

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

Algumas formulações incluem fluoretos (usualmente na forma de uma pequena porcentagem de fluoreto estanhoso) e são em geral recomendadas para situações onde a liberação de fluoreto será potencialmente benéfica, como na cimentação de bandas ortodônticas.

Líquido O líquido é tamponado com uma combinação de óxidos que estão presentes no pó e com o hidróxido de alumínio, que atua formando fosfatos no líquido. O alumínio é essencial para a reação de formação do cimento, produzindo um fosfato de zinco amorfo, enquanto o zinco ajuda a moderar a reação, garantindo que o cimento tenha um tempo de trabalho adequado. Este controle sobre o tempo de trabalho também ajuda a garantir que uma quantidade adequada do pó seja incorporada no líquido. Reação de Presa Quando o óxido de zinco é misturado com uma solução aquosa de ácido fosfórico, a camada superﬁcial do óxido de zinco é dissolvida pelo ácido. No caso do óxido de zinco puro misturado com o ácido fosfórico, a reação ácido-base envolve primeiramente a formação de um fosfato de zinco ácido: ZnO + 2H3PO4 → Zn(H2PO4)2 + H2O Esta é seguida por uma nova reação, em que, nesta segunda fase do processo, um fosfato de zinco hidratado é produzido: ZnO + Zn(H2PO4)2 + 2H2O → Zn3(PO4)2.4H2O (hopeíta) Esta substância é quase insolúvel e cristaliza-se para formar uma matriz de fosfato, que se liga às partes que não reagiram das partículas do óxido de zinco. A reação é levemente exotérmica e alguma contração do cimento ocorre. Pensa-se que nos materiais comerciais a presença do alumínio previne o processo de cristalização, produzindo assim uma matriz vítrea na forma de um gel de alumino-fosfato. Esta falta de cristalização é exacerbada pela presença de magnésio que atrasa o desenvolvimento de qualquer cristalinidade. Algum grau de cristalização, resultando na formação de hopeíta, pode ocorrer com o tempo. A água livre forma glóbulos dentro do material e torna o cimento altamente permeável, resultando em uma estrutura porosa quando o material está seco. A estrutura ﬁnal consiste em partículas de óxido de zinco não reagidas em uma matriz de fosfatos de zinco, magnésio e alumínio.

Propriedades Como observação geral, vale notar que o cimento de fosfato de zinco está disponível por um período grande e tem exercido um excelente papel em uso clínico. Isto deve estar relacionado à facilidade com que o material

pode ser utilizado, assim como a grande variedade de aplicações disponível. Este cimento apresenta um tempo de trabalho bem-deﬁnido e um rápido tempo de presa.

Tempos de Trabalho e de Presa O tempo de trabalho para a maioria das marcas de cimento de fosfato de zinco, quando utilizado com a consistência de um agente de cimentação, está usualmente dentro da faixa de 3-6 minutos. O tempo de presa correspondente pode variar de 5 a 14 minutos. Ambos os tempos dependem do procedimento de mistura adotado. Dependendo da aplicação, o material é misturado para uma consistência mais espessa para bases de cavidades, ou para uma consistência mais fina quando utilizado como agente de cimentação. O procedimento de mistura é realizado pela incorporação lenta do pó ao líquido. O procedimento recomendado é que inicialmente apenas pequenos incrementos sejam adicionados ao líquido, seguidos por alguns incrementos maiores. Finalmente, incrementos menores são novamente adicionados, de forma a garantir que a consistência desejada não seja excedida. Tempos maiores de trabalho e presa prolongados podem ser alcançados misturando o pó no líquido em incrementos sobre uma área grande na placa de vidro. Isto ajuda a dissipar o calor da reação que de outra forma, aceleraria o processo de presa. De modo inverso, a mistura rápida do pó no líquido reduzirá tanto o tempo de trabalho quanto o de presa. Isso resultará numa mistura mais espessa, com uma baixa proporção pó-líquido, devido à rápida iniciação do processo de presa. O menor conteúdo de pó significará que um material com propriedades inferiores será obtido. Utilizando uma placa de vidro resfriada para o procedimento de mistura é possível estender o tempo de trabalho sem aumentar simultaneamente o tempo de presa. Isso também tem a vantagem de permitir que mais pó seja adicionado ao líquido, aumentando assim a resistência e reduzindo a solubilidade. Entretanto, muito cuidado deve ser tomado na utilização desta técnica, uma vez que existe um perigo de contaminação pela água, devido à secagem inadequada da placa ou ainda em função da condensação de água. Em ambos os casos o efeito será a redução do tempo de trabalho. A combinação da placa resfriada e do processo de mistura incremental garante que um tempo de trabalho adequado seja mantido. O procedimento de mistura deve ser finalizado dentro de aproximadamente 60-90 segundos. O tempo de presa pode ser estendido por um processo conhecido como suavização do líquido no qual uma pequena quantidade do pó é adicionada ao líquido em torno de um minuto antes de o procedimento de mistura principal ser iniciado. A consistência da pasta depende da proporção pólíquido, e é importante que a correta proporção seja utilizada para cada situação específica.

AGENTES DE CIMENTAÇÃO

Por exemplo, uma proporção pó-líquido muito baixa produziria um material fraco e altamente solúvel com um pH inaceitavelmente baixo. Embora o fabricante sugira proporções pó-líquido adequadas para seus produtos, essas são difíceis de ser aplicadas na prática uma vez que o sistema de dosagem não é muito preciso. Consequentemente, a maioria dos dentistas prefere misturar uma quantidade suﬁciente de pó no líquido, até que seja obtida uma consistência adequada para uma aplicação particular. Isso torna ainda mais importante que um procedimento consistente e reproduzível seja adotado. O líquido deve ser mantido em um frasco tampado. Se o frasco for mantido aberto, a perda de água pela evaporação reduzirá o pH do líquido à medida que este se torna mais concentrado; isto reduzirá a reação de presa. Se uma quantidade grande de água é perdida, o ácido fosfórico começará a se separar e o líquido terá uma aparência turva. Caso isto ocorrer, o líquido deve ser descartado. Quando o cimento é utilizado como um agente de cimentação, é importante que o pó e o líquido não sejam dispensados até o momento da manipulação, uma vez que a evaporação da água pode ocorrer, o que retardará o tempo de presa, tampouco o material deve ser deixado de lado por algum intervalo de tempo depois de misturado, uma vez que a reação de presa começa, praticamente de imediato com a mistura. Se a pasta for deixada de lado por muito tempo, a viscosidade aumentará de tal modo que o material não apresentará características de escoamento adequadas.

Biocompatibilidade Um cimento de fosfato de zinco recém-manipulado apresenta um pH na faixa de 1,3 a 3,6. Esse valor baixo tende a persistir por um período considerável, e pode levar até 24 horas para que o cimento adquira um pH próximo do neutro. Quando aplicado a um dente extensamente preparado, o pH inicial é suficientemente baixo para induzir uma resposta inflamatória na polpa. Isso pode ocorrer especialmente se houver suspeita de uma microexposição pulpar. Deve-se lembrar que, quanto mais espessa a mistura, menor será o pH, e mais tempo o cimento levará para retornar ao pH neutro. O cimento de fosfato de zinco não apresenta propriedades antimicrobianas e isso, associado à leve contração de presa, significa que o cimento não fornece uma barreira adequada ao ingresso de bactérias. Assim, a sensibilidade pulpar associada ao material pode ser ocasionada pela combinação da contração, de uma falta de propriedades antibacterianas e da alta acidez quando recémmanipulado, ao invés de apenas a alta acidez como em geral se pensava. O paciente pode experimentar alguma dor durante o procedimento de cimentação. Isto pode surgir como um resultado do baixo pH do cimento, bem como da pressão osmótica desenvolvida pelo movimento de fluidos no

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interior dos túbulos dentinários. Tal sensação é geralmente transitória e deve cessar dentro de poucas horas. Se houver uma irritação pulpar persistente, esta pode ter sido causada por ter utilizado uma mistura muito ﬂuida do cimento. O processo de endurecimento do cimento de fosfato de zinco leva um tempo considerável, e durante as primeiras 24 horas existe uma liberação signiﬁcativa de magnésio e quantidades mais baixas de zinco. Os efeitos biológicos que a presença desses vários íons pode gerar nos tecidos circundantes são desconhecidos.

Propriedades Mecânicas Como todas as outras propriedades, as propriedades mecânicas são muito dependentes da proporção pó-líquido do cimento final. A resistência à compressão pode variar de um valor baixo como 40 MPa até 140 MPa. A relação entre a proporção pó-líquido e a resistência à compressão é praticamente linear. O cimento mostra um aumento inicialmente rápido de resistência, alcançando 50% de sua resistência final dentro dos primeiros 10 minutos. Depois disso, a resistência aumenta mais lentamente, alcançando sua resistência final após cerca de 24 horas. O cimento é muito frágil, e isso é refletido por sua baixa resistência à tração, que é da ordem de 5-7 MPa. O módulo de elasticidade é de perto de 12 GPa, similar ao da dentina.

Consistência e Espessura de Película Para garantir um assentamento adequado da restauração quando o cimento de fosfato de zinco é utilizado como agente de cimentação, é importante que o cimento seja capaz de formar uma espessura de película muito fina. Durante a mistura, o pó é parcialmente dissolvido no ácido, de forma que o tamanho final das partículas de pó remanescente na estrutura depois da presa varia de 2 a 8 μm. À medida que a mistura escoa rapidamente, uma espessura de película menor que 25 μm pode ser alcançada. Isto é adequado para a finalidade de cimentação, mas a espessura da camada é muito dependente do procedimento adotado. A viscosidade da mistura aumenta muito rapidamente com o tempo. Dentro de poucos minutos a viscosidade pode ser muito alta, embora o material propriamente dito esteja ainda numa consistência manipulável. Contudo, é recomendado que a cimentação da restauração não seja atrasada, uma vez que a viscosidade reduzida pode resultar em uma espessura de película significativamente maior para o cimento, e assim, em uma restauração inadequadamente assentada. Solubilidade A solubilidade de um cimento é uma consideração importante, particularmente quando está sendo utilizado como um agente de cimentação. A dissolução contribui para a infiltração marginal em torno da restauração e resulta em penetração bacteriana. Isto pode causar tanto a perda da restauração ou, o que é mais provável, a indução de cáries recorrentes, que pode comprometer toda a estrutura dental.

262

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

O cimento é altamente solúvel em água nas primeiras 24 horas após a presa, e a perda de material pode variar de 0,04% a 3,3%; o limite máximo aceitável é de 0,2%. Após esse período a solubilidade é muito reduzida. A solubilidade é altamente dependente da proporção pólíquido do cimento, sendo desejada uma alta proporção. Uma vez que o material tem sua presa completa, ele permanece apenas levemente solúvel em água (com alguma liberação de zinco e fosfatos), mas é ainda suscetível ao ataque ácido na presença do ácido lático. Uma vez que a presa final leva algum tempo para ser alcançada, é importante que o cimento não seja indevidamente exposto aos fluidos orais. Os cimentos que contêm fluoretos apresentam uma liberação contínua de fluoreto por um longo período. O fluoreto capturado pelo esmalte dentário circundante deveria reduzir a probabilidade de descalcificação, especialmente quando utilizado para a cimentação de bandas ortodônticas.

Aplicações A aplicação mais comum para o cimento de fosfato de zinco é como agente de cimentação para coroas, pontes metálicas e metalocerâmicas, embora seja também utilizado para outras aplicações como cimentação de bandas ortodônticas e como restauração temporária. Esses cimentos apresentam várias vantagens, uma vez que: ■ ■ ■

■

são de fácil manipulação; possuem um tempo de presa bem-deﬁnido, exato; possuem uma resistência à compressão suﬁcientemente alta para resistir às forças de condensação do amálgama; e são de custo baixo.

As características de fácil manipulação associada a suas propriedades retentivas adequadas tornaram os cimentos de fosfato de zinco muito popular entre os dentistas por mais de um século. Entretanto, as desvantagens são que estes cimentos: ■ ■ ■ ■ ■

possuem um potencial para irritação pulpar devido ao seu baixo pH; não têm ação antibacteriana; são frágeis; não possuem qualidades adesivas; e são relativamente solúveis no meio bucal.

Esses fatores contribuem para a incidência de cáries recorrentes associada a restaurações fundidas.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA O cimento de fosfato de zinco está presente por mais de 100 anos e, apesar de suas limitações, continuará ainda a ser utilizado por muitos anos para a cimentação de restaurações metálicas e metalocerâmicas.

Cimentos de Policarboxilato de Zinco Os cimentos de policarboxilato de zinco foram introduzidos na odontologia em 1968 quando um dentista de Manchester teve a brilhante ideia de substituir o ácido fosfórico por um dos novos ácidos poliméricos, chamado de ácido poliacrílico. Esses materiais tornaram-se populares rapidamente entre os dentistas uma vez que forneciam o primeiro cimento capaz de se unir ao esmalte e à dentina. Seu mecanismo de união é o mesmo descrito para os cimentos de ionômero de vidro (Cap. 2.5).

Apresentação Esses cimentos vêm como um pó branco e um líquido transparente e viscoso. Os constituintes do pó são o óxido de zinco e o óxido de magnésio, e o líquido é uma solução aquosa de ácido poliacrílico a 30%-40%.

Pó O pó é baseado na mesma formulação usada para os cimentos de fosfato de zinco, contendo óxido de zinco com aproximadamente 10% de óxido de magnésio, ou, às vezes, óxido de estanho. Também podem haver outros aditivos como a sílica, alumina ou sais de bismuto. O pó é queimado a altas temperaturas para controlar a velocidade de reação e é então triturado para obtenção do tamanho de partícula adequado. Algumas marcas também contêm fluoreto estanhoso para conferir os benefícios da liberação de fluoreto. Pigmentos podem estar presentes para fornecer uma variedade de cores. Líquido O líquido é normalmente um copolímero de ácido poliacrílico com outros ácidos carboxílicos insaturados como os ácidos itacônico e maleico. (As estruturas dos ácidos poliacrílico e itacônico estão apresentadas no Capítulo 2.3.) O peso molecular do copolímero varia entre 30.000-50.000. Nas formulações mais recentes, o ácido é liofilizado e então adicionado ao pó, sendo o componente líquido nesse caso, a água destilada. Este método foi desenvolvido com o objetivo de simplificar a proporção correta entre os componentes, que antes era difícil devido à alta viscosidade do líquido. O pH é ajustado pela adição do hidróxido de sódio, e o ácido tartárico é adicionado para controlar a reação de presa. Reação de Presa A reação básica de presa desses cimentos envolve a reação entre o óxido de zinco e o copolímero ionizado do ácido acrílico e do ácido itacônico. Quando o pó e o líquido são misturados, o ácido ataca o pó causando a liberação de íons de zinco. Isso é seguido pela formação de reações cruzadas (em forma de pontes de sal), da mesma forma que ocorre com o cimento de ionômero de vidro, exceto que, nesse caso, o zinco é que é responsável pela ligação cruzada em vez do cálcio e do alumínio, como mostrado na Figura 3.8.1.

AGENTES DE CIMENTAÇÃO

Figura 3.8.1 Íons de zinco promovendo ligações cruzadas entre os grupos carboxílicos nas cadeias poliméricas do ácido poliacrílico.

263

contêm o ácido poliacrílico, uma vez que isso leva à geleificação do polímero devido à formação de pontes de hidrogênio. A habilidade de estender o tempo de trabalho é particularmente útil para as misturas que apresentam uma maior proporção pó-líquido, como as que são utilizadas para bases de cavidades. Contudo, o pequeno tempo de trabalho dos cimentos de policarboxilato de zinco tem sido citado como um problema potencial destes materiais. Isso tem sido contornado com as formulações mais recentes pelo aumento da quantidade de ácido tartárico no material. O ácido tartárico tem a propriedade benéfica de estender o tempo de trabalho sem afetar significativamente o tempo de presa.

Biocompatibilidade A presença do policarboxilato O resultado da reação é uma estrutura nucleada na qual as partículas de pó não reagidas são conﬁnadas por uma matriz de poliacrilato de zinco.

Propriedades Tempos de Trabalho e de Presa Quando comparado ao cimento de fosfato de zinco, a reação de presa ocorre rapidamente; a manipulação deve ser completada dentro de 30-40 segundos para garantir um tempo de trabalho adequado. A viscosidade desses cimentos não aumenta rapidamente como a do cimento de fosfato de zinco. O efeito disso é que, após alguns minutos, a viscosidade do cimento de policarboxilato de zinco é menor do que aquela do cimento de fosfato de zinco, apesar de a viscosidade do cimento de policarboxilato de zinco ser inicialmente mais alta. Além disso, o cimento de policarboxilato de zinco recém-manipulado tem a propriedade de ser pseudoplástico, e tem seu escoamento aumentado pela indução de forças de cisalhamento durante a mistura. Isto signiﬁca que, embora o material possa parecer muito espesso para escoar adequadamente durante inserção, a pressão exercida faz com que o material escoe de maneira satisfatória. Essa propriedade não é sempre apreciada pelo dentista, que estará inclinado a produzir uma mistura mais ﬁna, pela redução da proporção pó-líquido acreditando erroneamente que isto fará com que o cimento escoe mais facilmente. Entretanto, fazendo isso, as propriedades do cimento são consideravelmente prejudicadas. Em geral, quanto maior a proporção pó-líquido, ou quanto maior o peso molecular do copolímero, menor será o tempo de trabalho. A proporção recomendada para cimentação é de 1,5:1 em peso, o que dará um tempo de trabalho em temperatura ambiente de 2,5-3,5 minutos, e um tempo de presa de 6-9 minutos a 37oC. Assim como com os cimentos de fosfato de zinco, o tempo de trabalho pode ser estendido pela utilização de uma placa de vidro resfriada ou pelo resfriamento do pó. Não é recomendado refrigerar os líquidos que ainda

de zinco em contato com os tecidos duros e moles resulta apenas em uma resposta muito suave. Embora inicialmente apresente um pH baixo (numa variação de 3,0-4,0), isto não parece gerar o mesmo efeito adverso que os cimentos de fosfato de zinco. Sugere-se que isto seja devido ao rápido aumento do pH culminando na sua neutralização durante a presa e a uma capacidade limitada do poliácido de penetrar na dentina. Os cimentos de policarboxilato de zinco apresentam algumas propriedades antimicrobianas, o que significa formação de uma barreira mais eficiente contra a entrada de bactérias comparativamente aos cimentos de fosfato de zinco; esta resistência ao ingresso de bactérias é aumentada pela qualidade adesiva do material. Tais fatores são provavelmente responsáveis pela ausência de resposta pulpar, em vez do pH mais alto e do peso molecular elevado do ácido, em comparação com os cimentos de fosfato de zinco, apesar de que esses últimos fatores também contribuem para a suavidade do material. O fluoreto estanhoso é frequentemente incorporado aos cimentos, e isto não parece afetar a resposta biológica. A liberação de fluoretos parece ser suficiente para produzir um efeito genuinamente benéfico no esmalte e na dentina adjacentes.

Propriedades Mecânicas Quando o cimento é preparado em uma consistência adequada para o procedimento de cimentação, a resistência à compressão do cimento após a presa completa é de 55-85 MPa. Esta resistência depende da proporção pó-líquido utilizada e é um pouco menor que a dos cimentos de fosfato de zinco. Entretanto, a resistência à tração é maior, estando na faixa de 8-12 MPa. O módulo de elasticidade está em torno de 4-6 GPa, o que corresponde aproximadamente à metade daquele do cimento de fosfato de zinco. Como já mencionado, os cimentos de policarboxilato de zinco tomam presa rapidamente, e isto é reﬂetido no tempo que este material leva para alcançar sua resistência completa; o cimento alcançará 80% da sua resistência ﬁnal dentro de uma hora. A armazenagem em longo

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

prazo em água não parece produzir efeitos adversos nas propriedades mecânicas.

Solubilidade A solubilidade em água tem sido medida em 0,1% a 0,6% em peso, com valores mais altos de solubilidade ocorrendo para os cimentos que contêm fluoreto estanhoso. Assim como nos cimentos de fosfato de zinco, esses cimentos são suscetíveis ao condicionamento ácido, mas até agora isso não parece ser suficientemente sério para ter qualquer importância clínica, como mostrado pelos bons resultados clínicos obtidos com a utilização deste cimento. Quando ocorre falha esta é geralmente devido a uma manipulação inadequada do material, estando em geral relacionada ao uso de uma proporção pó-líquido muito baixa, possivelmente com o objetivo de estender o tempo de trabalho. Adesão Uma característica do cimento de policarboxilato de zinco que o separa dos cimentos de fosfato de zinco e óxido de zinco e eugenol é sua capacidade de adesão ao esmalte e à dentina. O mecanismo de união é o mesmo daquele dos cimentos de ionômero de vidro, e já foi discutido no Capítulo 2.3. A qualidade da união é tal que é mantida in vivo e pode ser suficientemente boa para exceder a resistência coesiva do cimento. Sendo este o caso, a resistência de união está de fato limitada pela baixa resistência à tração do cimento, e desta forma não excede 7-8 MPa. A união a algumas superfícies metálicas é possível com os cimentos policarboxilato de zinco, e isto pode ser muito benéfico quando utilizado como agente de cimentação de restaurações fundidas. Isto envolve novamente íons específicos se unindo à superfície metálica. A união às ligas de ouro não é boa, resultando em geral em uma falha de união na interface devido à natureza altamente inerte da superfície das ligas de ouro. Isto pode ser melhorado pelo jateamento ou abrasão da superfície, fornecendo assim alguma união mecânica, entretanto o benefício é mínimo. Valores de resistência de união maiores são obtidos com as ligas metálicas básicas (originando o surgimento de mais falhas coesivas que adesivas em testes de resistência de união), e estão provavelmente relacionadas à presença de uma camada de óxidos que fornece os íons metálicos necessários. A resistência de união não é especialmente alta devido à baixa resistência coesiva dos cimentos de policarboxilato de zinco.

Aplicações Os cimentos de policarboxilato de zinco podem ser utilizados para a cimentação de coroas metalocerâmicas, de cerâmicas reforçadas para núcleo etc., e também têm sido utilizados para a cimentação de bandas ortodônticas. Apresentam as seguintes vantagens: 1. Apresentam união ao esmalte e à dentina, assim como a algumas das restaurações metálicas.

2. Geram baixa irritação pulpar. 3. Sua resistência, solubilidade e espessura de película são comparáveis às do cimento de fosfato de zinco. 4. Apresentam ação antibacteriana. As desvantagens são: 1. Suas propriedades são altamente dependentes dos procedimentos de manipulação. 2. Apresentam tempo de trabalho curto e tempo de presa longo. 3. Uma técnica minuciosa é requerida para garantir a união. 4. A limpeza é difícil e o controle do tempo é crítico. Se a remoção do excesso de material for realizada precocemente e o material ainda estiver em sua fase borrachoide, o selamento marginal poderá ser comprometido. De forma oposta, se a remoção do excesso for retardada, esta será diﬁcultada devido a sua excelente união ao dente. Embora a vantagem potencial da liberação de ﬂuoreto tenha trazido alguma popularidade a esse cimento, o uso corriqueiro dos cimentos de policarboxilato de zinco parece ser muito limitado e muitos dentistas preferem utilizar o cimento de fosfato de zinco ou o cimento de ionômero de vidro. A percepção entre os clínicos é que existe muito pouca diferença entre escolher o cimento de policarboxilato de zinco e o de ionômero de vidro e isso é suportado pelos dados laboratoriais sobre esses produtos. Os cimentos de ionômero de vidro descritos a seguir são considerados um pouco mais fáceis de ser utilizados.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Os cimentos de policarboxilato de zinco são uma alternativa viável aos cimentos de fosfato de zinco, com o benefício adicional da adesão ao esmalte e à dentina. Entretanto, esses cimentos não parecem ser tão populares quanto os outros cimentos à base de água.

Cimentos de Ionômero de Vidro e Cimentos de Ionômero de Vidro Modificados por Resina para Cimentação Embora muitas das propriedades dos cimentos de ionômero de vidro, como liberação de fluoretos e adesão ao esmalte e à dentina, são as mesmas do material restaurador descrito em detalhes no Capítulo 2.3, alguns requisitos são diferentes. Por exemplo, visto que o espaço entre a restauração e os tecidos dentários é apenas da ordem de 20-50 μm, é importante que o agente de cimentação apresente uma espessura de película muito fina. Por esta razão o pó de vidro deve apresentar um tamanho de

AGENTES DE CIMENTAÇÃO

partícula menor do que aquele dos materiais de para restauração. Uma vez que a alteração no tamanho de partícula do pó de vidro altera as características de trabalho e presa, composições diferentes de vidro e de poliácido devem ser utilizadas em relação às utilizadas para os materiais restauradores de forma a manter propriedades ideais. Isto também significa que não é aceitável utilizar a versão restauradora de um cimento de ionômero de vidro e modificar sua reologia da redução da proporção pó-líquido. O tempo de trabalho pode afetar a espessura de película de forma que tempos de trabalho mais longos permitirão maior escoamento e auxiliarão no assentamento da restauração. Quando o material começa a tomar presa, a viscosidade aumenta rapidamente e o escoamento torna-se impossível. Assim, é muito importante que a manipulação e inserção do cimento sejam concluídas dentro de 2-2,5 minutos, visto que, após esse tempo, o material se torna rígido, resultando em uma película espessa. É uma questão de preferência e familiarização decidir se um tempo de trabalho mais curto ou levemente mais longo é desejado. Foi sugerido que algumas das formulações mais recentes dos cimentos de ionômero de vidro para cimentação não necessitam da proteção de uma cobertura de superfície porque apresentam uma presa mais rápida. A solubilidade, medida pelo componente perdido em água em sete minutos, foi reduzida de quase 2% para 1% na transição de um cimento convencional para um cimento endurecido por água. Esta solubilidade parece ser ainda menor para os cimentos à base de ácido maleico. Contudo, é ainda apropriado continuar realizando algum tipo de proteção inicial, uma vez que a dissolução devido à erosão ácida continuará a ser um problema. De qualquer forma, ainda leva algum tempo para que esses materiais atinjam sua presa final. É melhor utilizar um cimento específico para cimentação do que alterar a proporção pó-líquido de um cimento de ionômero de vidro restaurador com o objetivo de modificar os tempos de trabalho e presa ou a espessura de película. A modificação da proporção pó-líquido do

material restaurador resultará apenas em um material com propriedades inferiores. Não são apenas as propriedades de manipulação dos diferentes agentes de cimentação que variam, mas também os requisitos físicos e mecânicos. Uma comparação de algumas propriedades de dois cimentos disponíveis comercialmente está presente na Tabela 3.8.2. Com relação às propriedades mecânicas, os resultados indicariam que o Aqua-Cem (Dentsply Ltd, Weybridge, Reino Unido) apresenta uma menor rigidez (o que poderia ser responsável pela maior resistência à ﬂexão e à tração diametral), mas isto é à custa da resistência à compressão e a resistência ao creep. O Ketac-Cem (3M/ESPE, Seefeld, Alemanha) é levemente mais frágil que o Aqua-Cem. Em ambos os casos, os materiais apresentam baixa resistência à fratura e precisam ser bem-suportados pelas estruturas circundantes. Clinicamente, observa-se que é mais fácil remover o Ketac-Cem dos tecidos moles que o AquaCem. Isto provavelmente se deve ao fato do primeiro ser mais frágil imediatamente após a colocação. Recentemente, a variedade de materiais foi ampliada para incluir os agentes de cimentação de ionômero de vidro modiﬁcados por resina. Estes apresentam todas as vantagens potenciais já discutidas com relação aos cimentos forradores e restauradores. Em particular, a baixa solubilidade e a boa adesão ao esmalte e à dentina auxiliam a produzir um selamento marginal duradouro e auxiliam também na retenção. A principal diferença entre esses cimentos e os cimentos restauradores e de forramento é que eles necessitam de uma ativação química (ativação no escuro) uma vez que nem sempre é a fonte de luz consegue alcançar o material. Exemplos de materiais disponíveis comercialmente são: PRODUTOS

FABRICANTE

PROTEC-CEM

Ivoclar-Vivadent, Schaan, Liechtenstein 3M/ESPE, St Paul, EUA GC International Corp, Tóquio, Japão

Rely-X FUJI PLUS

Tabela 3.8.2 Propriedades físicas e mecânicas de dois cimentos de ionômero de vidro Aqua-Cem (De Trey)

Ketac-Cem (3M/ESPE)

Não

7 minutos

0,90%

1,00%

1 hora

Radiopacidade

265

Solubilidade em água 0,46%

0,40%

Solubilidade em solução de ácido lático

–

0,57%

Resistência à compressão em 24 horas

82 MPa

105 MPa

Resistência à tração diametral em 24 horas

7,6 MPa

5,3 MPa

Resistência à ﬂexão em 24 horas

15,2 MPa

4,1 MPa

Creep em 24 horas

1,37%

0,63%

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

Esses cimentos têm sido recomendados para o uso com coroas, pontes e inlays metálicas, coroas e pontes metalocerâmicas e cerâmicas reforçadas para núcleo. Quando agentes de cimentação de ionômero de vidro foram utilizados pela primeira vez, existiram alguns relatos de que o uso desse material resultava em uma incidência mais alta de sensibilidade pós-operatória. Entretanto, o consenso atual é que não existe uma diferença significativa na sensibilidade pós-operatória entre os cimentos de ionômero de vidro e de fosfato de zinco. Em todos os outros aspectos, também parece não haver diferença no desempenho destes cimentos quando utilizados para a cimentação de coroas e pontes. Dados clínicos no uso de cimentos de ionômero de vidro modificados por resina para cimentação são escassos. A literatura registra a ocorrência de expansão higroscópica associada a esses materiais e, ao mesmo tempo que este comportamento pode ser benéfico reduzindo uma fenda marginal em torno de uma restauração Classe V, essa expansão pode também ser responsável pela fratura de coroas de cerâmica pura. O problema se torna ainda mais sério se o cimento de ionômero de vidro modificado por resina for também utilizado como material de núcleo. Pinos metálicos com retenção mecânica comprometida podem se beneficiar da utilização de um cimento de ionômero de vidro modificado por resina. Entretanto, os clínicos devem estar atentos ao fato de que se o pino precisar ser removido algum tempo depois, a remoção de pinos cimentados com um ionômero de vidro modificado por resina pode ser muito difícil.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Os cimentos de ionômero de vidro tornaram-se uma alternativa popular ao cimento de fosfato de zinco especialmente para restaurações de cerâmica pura reforçada para núcleo. O uso dos cimentos de ionômero de vidro modiﬁcados por resina para a cimentação de restaurações de cerâmica pura parece ser contraindicado até que mais evidências clínicas estejam disponíveis.

UNIÃO RESINA-CERÂMICA Até bem pouco tempo atrás, todas as restaurações puras de cerâmica eram cimentadas apenas com cimentos convencionais como os cimentos de fosfato de zinco, policarboxilato de zinco e ionômero de vidro, contando, portanto, com a resistência da cerâmica pura reforçada para núcleo para resistir às forças oclusais normais. Isso mudou com a introdução das cerâmicas cimentadas com cimentos resinosos. Assim como no caso do esmalte, os cimentos resinosos não têm uma aﬁnidade natural para se unir às superfícies cerâmicas. Apenas com o advento

o condicionamento com ácido ﬂuorídrico das cerâmicas dentárias introduzido por Horn em 1983 para a confecção de facetas laminadas, é que a união direta ao esmalte usando cimento resinoso tornou-se possível. A combinação da adesão fornecida pela adesão da resina ao esmalte condicionado pelo ácido fosfórico, de sistemas adesivos dentinários capazes de se unirem à dentina, união da resina à cerâmica condicionada por ácido hidroﬂuorídrico (HF) e por silano (Fig. 3.8.2) e as melhorias das características de resistência e tenacidade das cerâmicas dentárias produziu restaurações com excelente integridade mecânica tanto para uso anterior quanto posterior. A união adesiva tem o efeito de eliminar defeitos de superfície preenchendo a superfície com uma interface, reduzindo assim o potencial de fratura. Entretanto, o desempenho da cerâmica depende crucialmente da obtenção e manutenção de uma forte união à estrutura dental, o que requer uma apreciação completa de todos os aspectos dos princípios de adesão. Um agente de união é utilizado para garantir uma união química forte entre cimento resinoso e a cerâmica. Deste modo, a união do cimento resinoso à cerâmica é baseada em um condicionador ácido que cria uma superfície micromecanicamente retentiva e em um agente de união que estabelece a união química com a cerâmica.

Condicionamento pelo Ácido Hidroﬂuorídrico A superfície de adaptação de uma cerâmica, quando confeccionada sobre um troquel refratário, é inerentemente rugosa devido ao jateamento utilizado para a remoção do refratário. A aplicação de ácido hidroﬂuorídrico à superfície de adaptação de uma cerâmica, como uma feldspática reforçada por leucita, aumenta ainda mais a rugosidade de superfície, devido à remoção preferencial da fase cristalina de leucita ou da fase vítrea. Um exemplo disso é mostrado na Figura 3.8.3, em que uma imagem em microscópio eletrônico de varredura no

Condicionamento por ácido fosfórico + sistema adesivo dentinário

Dentina Resina

Cerâmica

Esmalte

Condicionamento ácido por HF + silano

Figura 3.8.2 Esquema das interfaces de união durante a cimentação de inlay cerâmica.

AGENTES DE CIMENTAÇÃO

modo de elétrons retroespalhados revela uma composição heterogênea de uma cerâmica reforçada por leucita. Esta heterogeneidade pode ser realizada por condicionar preferencialmente por um dos componentes com o ácido hidroﬂuorídrico. O efeito deste condicionamento

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é mostrado na Figura 3.8.4, que revela uma superfície altamente retentiva, do ponto de vista micromecânico, devido à remoção preferencial da fase de leucita. O cimento resinoso é capaz de penetrar nesses espaços microscópicos e produzir uma união muito forte.

Figura 3.8.3 Imagem de microscopia eletrônica de varredura no modo de elétrons retroespalhados da superfície de uma cerâmica de leucita. As regiões cinzas são os vidros de feldspato, enquanto que as regiões mais claras são os cristais de leucita.

Figura 3.8.4 A superfície de uma cerâmica reforçada por leucita vista sob microscopia eletrônica de varredura depois de ter sido condicionada com ácido hidrofluorídrico. As reentrâncias superficiais são resultantes de uma dissolução mais rápida da leucita no ácido hidrofluorídrico e não da matriz vítrea.

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

No caso da fratura intraoral da cerâmica, a superfície da cerâmica deve primeiramente ser condicionada in situ com uma solução de ácido hidrofluorídrico para criar uma superfície micromecanicamente retentiva. Uma estrutura fraturada, mesmo que asperizada com uma ponta diamantada, não fornecerá uma superfície micromecânica retentiva como a obtida com o condicionamento da superfície. O uso do ácido hidrofluorídrico na boca deve ser realizado com grande cuidado, uma vez que este material é altamente tóxico. Géis de flúor fosfatado acidulado também podem ser utilizados, mas o longo tempo de condicionamento é proibitivo. O ácido fosfórico é ineficiente como condicionador porque a cerâmica é totalmente resistente ao condicionamento com este ácido, embora algumas vezes possa ser usado com um agente de limpeza para superfícies. Existem alguns problemas gerais com o condicionamento pelo ácido hidrofluorídrico que o dentista precisa estar ciente: ■ O ácido hidrofluorídrico é uma substância altamente tóxica e deve ser manipulada com cuidado. ■ Se o ácido hidrofluorídrico não for completamente neutralizado, ele pode ser lixiviado e causar danos teciduais algum tempo depois. ■ O gel de ácido hidrofluorídrico tende a escoar, de forma que as bordas laterais de algumas facetas podem não ser completamente condicionadas. Isto pode gerar infiltração marginal e lascamento da cerâmica. ■ Danos à margem gengival vestibular da faceta ou do inlay pelo condicionador podem levar à retenção de placa, resposta inflamatória gengival e lesões de cárie secundária.

Interface quimicamente unida

Corpo do mineral

Silano Quando dois materiais são incompatíveis, é normalmente possível proporcionar essa compatibilidade com o uso de um terceiro material que apresente propriedades intermediárias entre os outros dois. Resinas não apresentam a capacidade de união química a uma superfície cerâmica e, além disso, a interface entre o cimento resinoso e a cerâmica tem de ser capaz de resistir às tensões geradas pelas cargas aplicadas à estrutura e também às tensões de contração de polimerização. Assim, um agente de união pode ser utilizado para contornar este problema (Cap. 1.10). O agente de união mais comumente utilizado em conjunto com as restaurações cerâmicas é o silano, γ-metacriloxipropiltrimetoxisilano (γ-MPTS). Um relato detalhado de como este silano em particular atua é fornecido no Capítulo 2.2. No caso das restaurações de cerâmica cimentadas com cimento resinoso, o dentista terá que silanizar a superfície cerâmica. Desta forma, um fator que merece ser considerado é o método de aplicação de um silano à superfície cerâmica. Em condições ideais, uma camada única de silano é o suﬁciente para converter a superfície cerâmica com grupamentos Si-OH em um metacrilato, na verdade mais do que uma única camada é aplicada. De fato, o que é formado é uma interfase, que consiste em uma camada múltipla de silano contendo muitos oligômeros que não são especialmente bem-unidos à superfície cerâmica ou à resina (Fig. 3.8.5); isto pode comprometer a estabilidade hidrolítica da união cerâmica-cimento resinoso. O simples procedimento de lavar a superfície da

Interfase difusa

Polímero

Figura 3.8.5 A camada interfásica entre o vidro e a resina criada pela aplicação de um silano [adaptado de Chiang e Koeing (1982) J Polym Sci: Polym Phys Ed).

AGENTES DE CIMENTAÇÃO

cerâmica após o tratamento com silano, com o objetivo de remover os oligômeros fracamente unidos, ajuda a reduzir o problema. Isto gera uma união que é muito mais estável hidroliticamente do que se o silano fosse apenas aplicado e deixado secar. Muitos dos kits de resinas para cimentação fornecem agora um agente de união à base de silano que pode ser aplicado diretamente às superfícies de adaptação (limpas) de facetas ou de inlays assim que são recebidas do laboratório de prótese, ou que pode ser utilizado para o reparo de restaurações cerâmicas fraturadas. A limpeza minuciosa das superfícies cerâmicas com álcool isopropílico, acetona ou ácido fosfórico é necessária depois de averiguar a adaptação da faceta ou inlay e antes da aplicação do silano. Isso é necessário com o objetivo de remover qualquer tipo de contaminante de superfície, como gordura ou saliva, o que poderia interferir com a aplicação do silano. Para alguns produtos, é recomendado que uma solução de ácido fosfórico seja adicionada ao agente de união para hidrolisá-lo antes da aplicação na superfície da cerâmica (Fig. 3.8.6). Outros são feitos com uma solução diluída de silano ativado em álcool etílico. Neste caso, a adição da solução de ácido fosfórico não é necessária porque o silano já está hidrolisado, embora isso reduza a vida útil do silano.

superior obtida com as superfícies cerâmicas condicionadas e silanizadas. Os cimentos resinosos são, de fato, compósitos com pouca carga, com partículas de carga de pequeno menor, para garantir uma espessura de película ﬁna. Estes cimentos resinosos estão disponíveis em uma grande variedade de cores e níveis de translucidez, o que fornece uma estética marginal excelente. Os primeiros cimentos resinosos eram ativados pela luz visível; atualmente a tendência é em direção ao uso de cimentos resinosos fotoativados com a opção de dupla ativação. Isso torna os cimentos adequados tanto para as facetas quanto para as inlays. A questão é que os cimentos resinosos ativados pela luz visível podem não se polimerizar adequadamente quando utilizadas para a união de inlays espessas, uma vez que a luz pode não ser capaz de penetrar por toda a espessura da inlay. De forma semelhante, a tendência para cimentação de coroas de cerâmica puras requer o uso de um cimento de dupla ativação para garantir a completa polimerização do cimento. Exemplos típicos são: PRODUTO Calibra Relux ARC Nexus Variolink

Cimentos Resinosos Os cimentos resinosos ou resinas para cimentação fornecem um importante meio para fechar o espaço entre a cerâmica tratada com silano e a estrutura do dente preparado. Pela demanda estética das facetas de cerâmica pura, uma resina composta para cimentação é preferível, devido a sua superior estética e resistência quando comparada com os cimentos à base de água e à união

CH2

A capacidade de unir às cerâmicas condicionadas pelo ácido hidroﬂuorídrico e tratada com silano com os cimentos resinosos transformou o uso das cerâmicas dentro da Odontologia Restauradora.

UNIÃO RESINA-METAL A capacidade de unir cimentos resinosos aos metais é de interesse crescente, uma vez que a variedade de aplicações continua a aumentar. Essas incluem:

OCH3 O

CH2 CH2CH 2

OCH3 ■

Ativado pelo ácido OH

CH3 CH2

CH2 CH2CH 2

Figura 3.8.6 Ativação ácida de um silano.

FABRICANTE Dentsply, Konstanz, Alemanha 3M/ESPE, Seefeld, Alemanha Keer Corp, Orange, CA, Estados Unidos Ivoclar-Vivadent, Schaan, Liechtenstein

IMPORTÂNCIA CLÍNICA

γ-metacriloxipropiltrimetoxisilano CH3

269

■

A utilização de resinas ao invés de cerâmicas como facetas das infraestruturas metálicas especialmente para próteses retidas por implantes. Cimentação de próteses adesivas com preparos conservadores. Cimentação resinosa de coroas e pontes convencionais em que a retenção está comprometida. Reparos intraorais de fraturas de cerâmicas em restaurações metalocerâmicas.

OH Os três primeiros itens requerem a adesão de uma resina a uma liga bem-deﬁnida, ao passo que no último caso a liga pode não ser conhecida. Todos representam

270

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

um desaﬁo e muitos novos tratamentos de superfície e adesivos resinosos tornaram-se disponíveis. Com o objetivo de melhorar a união entre o metal e a resina, algumas abordagens diferentes foram exploradas. Inicialmente, isso envolveu o uso de características retentivas macroscópicas, mas aos poucos procedimentos adesivos envolvendo uma união micromecânica e/ou química foram desenvolvidos. O último pode ser realizado com um adesivo resinoso com grupamentos funcionais que se unem diretamente aos metais. Outra abordagem é o uso de promotores de união, como o recobrimento por sílica, galvanização com estanho, coberturas triboquímicas e primers para metal que têm sido desenvolvidos de forma a melhorar a união entre o metal e as resinas mais convencionais à base de Bis-GMA ou UDMA. Existe uma complicação adicional, pois a eﬁciência de muitos destes produtos depende se o objetivo é realizar a união a uma liga áurea ou a uma liga básica.

União Macromecânica Desde a década de 1940, os laboratórios dentários utilizavam resina para o facetamento de próteses parciais de cromo-cobalto. Naquele tempo, a resina era polimetil metacrilato, que era unida à estrutura metálica por retenção mecânica. Alguns problemas surgiram em função da resina não se adaptar bem ao metal devido à grande contração de polimerização do metilmetacrilato, resultando na formação de microfendas, descoloração, perda e fratura. Com a chegada das restaurações metalocerâmicas nos anos 1960, muitos desses problemas foram contornados. A partir dos anos 1980 houve um ressurgimento do interesse no uso de resinas para facetamento de infraestruturas metálicas, o que correspondeu à disponibilidade das resinas compostas melhoradas a partir dessa época. Naquele tempo, a união ainda era feita por retenção mecânica. Para esta retenção mecânica eram necessárias pérolas, telas ou alças no desenho do metal. Um problema era que a infraestrutura necessitava ser mais espessa para acomodar as macrorretenções, por isso métodos aprimorados para a união da resina ao metal eram necessários. Na clínica odontológica a situação não foi diferente. Em 1973, Rochette registrou o uso de estruturas metálicas que eram unidas por resina ao esmalte condicionado. Ele utilizou fundições metálicas ﬁnas perfuradas, unidas com resina acrílica quimicamente ativada, para esplintar incisivos inferiores com mobilidade que estavam afetados por perdas ósseas avançadas. Após o êxito desses aparelhos, ele teve que extrair um dos incisivos, e então a ideia de adicionar um pôntico à esplintagem foi concebida pela primeira vez. Isto forneceu um meio de substituir um elemento dentário, que envolvia um mínimo preparo dentário. À medida que a tecnologia das resinas melhorou, o conceito foi explorado em mais detalhes por outros pesquisadores. Uma deﬁciência do desenho da prótese de Rochette era a utilização de pequenas per-

furações para a retenção. Isto expunha a resina ao desgaste e signiﬁcava que a ﬁxação era restrita apenas a uma pequena área do retentor metálico. Outros artifícios de macrorrentenções, como as utilizadas em estruturas metálicas produzidas em laboratórios dentários, não resolveram o problema.

União Micromecânica O problema de ter que conﬁar nas macrorretenções foi contornado até certo ponto no início dos anos 1980, quando uma forma de tratamento das ligas de Ni-Cr foi desenvolvida. Com este método, toda a superfície de adaptação do retentor recebia retenções micromecânicas pelo condicionamento eletrolítico ou por gel ácido. Essa técnica é somente aplicada às ligas de Ni-Cr ou Co-Cr, que apresentam uma microestrutura eutética como mostrado na Figura 3.8.7. A principal liga utilizada para restaurações metalocerâmicas é a liga de Ni-Cr, devido à maior diﬁculdade de união da cerâmica à liga de Co-Cr. O processo de condicionamento remove preferencialmente uma das fases, o que resulta em uma superfície de aparência com sulcos e depressões como mostrado na Figura 3.8.8. Esta técnica fornece uma superfície altamente retentiva, que adere fortemente aos cimentos resinosos devido ao alto grau de embricamento micromecânico formado. Ela une toda a área do retentor ao esmalte condicionado e protege a resina subjacente. Os retentores podem ser confeccionados com uma espessura mínima de 0,3 mm, e podem ser encerados diretamente sobre os modelos refratários, resultando em uma adaptação precisa. As pontes confeccionadas pelo método de eletrocondicionamento foram chamadas pontes de Maryland, pois foi lá que esta técnica foi desenvolvida.

Figura 3.8.7 Microestrutura eutética de uma liga de Ni-Cr vista em microscopia eletrônica de varredura no modo de elétrons retroespalhados.

AGENTES DE CIMENTAÇÃO

Entretanto, com o advento de outros métodos de obtenção de uma união resina-metal, outros termos como próteses adesiva ou próteses de preparo conservador são comumente utilizados. Uma vez que o condicionamento elétrico requer um alto grau de habilidade e equipamento especíﬁco, o processo do condicionamento por gel ácido se tornou o mais popular dos dois. O gel é uma solução de ácido hidroﬂuorídrico em alta concentração, que é altamente tóxica e precisa ser manipulada com cuidado. As principais vantagens das próteses adesivas são: ■ ■

■

requer preparo mínimo do esmalte sem a necessidade de anestesia local; os procedimentos deixam o dente praticamente intacto, de forma que opções de tratamento convencionais possam ainda ser utilizadas no futuro; a possível irritação pulpar é prevenida uma vez que normalmente não há exposição da dentina. As desvantagens incluem:

■ ■ ■

alta taxa de descolamento para os retentores; alterações de cor nos dentes pilares anteriores devido à transparência do retentor metálico; e aplicável apenas às ligas de Ni-Cr.

O problema estético pode ser contornado de alguma forma pela utilização de cimentos resinosos opacos. A alta taxa de descolamento é mais difícil de resolver e pode requerer uma reconsideração cuidadosa do desenho dos retentores e das propriedades dos cimentos resinosos disponíveis. Uma vez que a prótese depende do esmalte para sua união, uma quantidade suﬁciente de esmalte é

271

necessária para unir os retentores. Coroas curtas, restaurações extensas, defeitos congênitos e perda da superfície dentária podem impedir o uso dessas restaurações fundidas adesivas. Além disso, para dentes pilares muito destruídos, as pontes convencionais são mais indicadas. Os cimentos resinosos são essencialmente muito similares aos materiais restauradores de resina composta, consistindo em uma resina de Bis-GMA ou UDMA e partículas de carga de vidro. O ponto em que os cimentos resinosos diferem dos compósitos restauradores é que são invariavelmente sistemas de duas pastas com ativação química ou de dupla ativação, uma vez que o acesso a luz é restrito pelos retentores metálicos. A partícula de carga é menor que 20 μm e a quantidade de carga tende a ser levemente menor com o objetivo de garantir uma ﬁna espessura de película. Um opaciﬁcador óptico como o óxido de titânio pode ser adicionado para prevenir a transparência do metal pela estrutura dental. Uma das desvantagens desta técnica restauradora é a relutância por parte de alguns clínicos em utilizar ligas de Ni-Cr, uma vez que o níquel é um alérgeno conhecido. Algumas dessas ligas também contêm berílio, que é altamente tóxico em seu estado livre. O berílio (Be) está geralmente presente com o objetivo de melhorar a fundibilidade da liga de Ni-Cr e de fornecer uma microestrutura eutética superior para um condicionamento efetivo. Entretanto, o berílio pode ser liberado durante o desgaste e polimento das fundições, e, portanto, técnicos dentários estão provavelmente sob maior risco do que o dentista e o paciente. Por isso, a preferência dos laboratórios é por ligas sem berílio, que, infelizmente, não são tão bem condicionadas.

Figura 3.8.8 Vista de uma microscopia eletrônica de varredura da superfície de uma liga de Ni-Cr após ter sido condicionada com gel condicionador.

272

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

Outra restrição desta abordagem é que não é possível condicionar ligas nobres uma vez que apresentam uma microestrutura relativamente homogênea. Por isso, não é possível utilizar a técnica de condicionamento para união de cimentos resinosos com ligas de metais preciosos.

Cimentos Resinosos Quimicamente Ativados Com o objetivo de evitar a rejeição dos laboratórios dentários de utilizar as ligas de Ni-Cr que contêm berílio, e com o desejo de evitar o processo de condicionamento, alguns outros meios de união às ligas tiveram que ser encontrados. A dificuldade aqui é que as resinas de Bis-GMA e UDMA não aderem bem às superfícies metálicas não tratadas, contando apenas com a adesão micromecânica e física. A última tende a ser rapidamente superada pelo ataque hidrolítico uma vez que a água é absorvida na interface, deslocando a resina. O jateamento de ligas e metais básicos com jato de alumina de 50 μm produz alguma rugosidade de superfície para uma adesão micromecânica, como mostrado na Figura 3.8.9. Entretanto, a superfície não apresenta reentrâncias associadas ao condicionamento de superfície sendo considerada inadequada. Por esta razão, os cimentos resinosos à base de Bis-GMA e UDMA não podem ser utilizados diretamente sobre uma superfície metálica jateada, uma vez que a união às superfícies metálicas jateadas não é suficientemente forte com estes cimentos resinosos. Com o objetivo de melhorar a união adesiva das resinas às superfícies metálicas, uma variedade de cimentos resinosos de dupla ativação foi desenvolvida, na qual o componente resinoso foi modificado para possuir a capacidade de se unir quimicamente à superfície metálica

adequadamente preparada. Essas resinas para cimentação são em geral citadas como cimentos resinosos quimicamente ativados para diferenciá-los das resinas simples de Bis-GMA. Em um sistema, o componente ativo é o monômero carboxílico 4-META (4-metacriloxietil trimelitato anidro), e está comercialmente disponível como C&B Superbond (Sun Medical Co., Shiga, Japão). Outra abordagem é incorporar um monômero metacrilato fosfatado como o MDP (metacriloxietil-fenil fosfato). Um exemplo deste cimento resinoso é o Panavia 21 (Kuraray Co, Osaka, Japão). A união pela resina é facilitada pela alta afinidade das resinas que contêm derivados do ácido carboxílico ou de ácido fosfórico com os óxidos metálicos das ligas básicas (Fig. 3.8.10). Existe ainda outro cimento resinoso quimicamente ativado, que consiste em um monômero que tem dois grupamentos de ácido fosfórico e duas duplas ligações de C=C, tornando o cimento altamente reativo (Rely-X Unicem, 3M/ESPE, Ann Arbor, Estados Unidos). Pela incorporação de uma partícula de carga levemente solúvel em meio ácido que é capaz de reagir com um monômero acídico, o pH aumenta rapidamente para um nível neutro, com o benefício adicional da liberação de íons de fluoreto. Uma vez que esses cimentos podem oferecer uma união duradoura à superfície metálica jateada de uma liga de Ni-Cr, não há necessidade de condicionamento, assim, não há necessidade de equipamento laboratorial especializado ou do uso de reagentes químicos perigosos. Com o advento desses cimentos, é possível formar uma união adesiva quimicamente forte entre uma liga metálica básica jateada e o esmalte condicionado. Apesar desses cimentos quimicamente ativados serem excelentes para a cimentação de ligas básicas, eles apresentam afinidade relativamente baixa com as ligas nobres, como

Figura 3.8.9 Microscopia eletrônica de varredura da superfície de uma liga de Ni-Cr após jateamento com alumina.

AGENTES DE CIMENTAÇÃO

CH3 CH2

COOCH2CH 2OOC

4-META

C O C O

CH 3 CH 2

O MDP

COO(CH2 )10OP

273

de metais preciosos galvanizadas pelo estanho, alguns resultados sugerem que esta melhora é apenas marginal e melhores métodos de união para as ligas nobres são necessários. Além disso, tem sido sugerido que a deposição de uma camada excessivamente espessa pode resultar em uma baixa resistência de união devido à camada de óxido ser muito espessa. Assim, a aplicação de uma camada de estanho é fundamental e passível de erros. Além disso, podem haver situações clínicas, como o caso dos reparos intraorais, em que a liga é desconhecida. Se o material exposto é uma liga de Ni-Cr, então a galvanização pelo estanho não fornece qualquer benefício e pode ainda ser prejudicial na obtenção de uma forte união com a resina.

Cobertura com Sílica OH Figura 3.8.10 Estrutura do 4-META e do MDP.

as ligas de ouro e paládio devido à ausência de uma camada de óxidos na superfície.

Modiﬁcação Química da Superfície da Liga A qualidade de união ruim entre os metais preciosos e os cimentos quimicamente ativados é devido à baixa reatividade da superfície das ligas nobres quando comparada com àquela dos metais básicos. Este problema pode ser contornado pela modiﬁcação da superfície do metal nobre de forma a torná-lo mais suscetível à formação de uma união com o cimento resinoso. Três opções populares estão disponíveis, a saber: ■ ■ ■

aplicar uma camada à superfície que criará uma união micromecânica, por exemplo, galvanização com estanho; alterar a química da superfície por meio da cobertura com sílica ou cobertura triboquímica; e aplicar primers para metal especialmente formulados.

Galvanização com Estanho A galvanização com estanho é baseada em uma invenção que oferece um meio de união da resina às ligas nobres e preciosas no consultório dentário. O procedimento deposita uma ﬁna camada de estanho na superfície da liga, que pode ser percebido pelo aparecimento de uma coloração cinza. A camada de superfície produzida é irregular em sua forma e fornece retenção micromecânica à resina, enquanto é também atraída quimicamente para o óxido de estanho na superfície da liga (Fig. 3.8.11). Este sistema para consultório é indicado sobretudo para reparos intraorais de fraturas de restaurações metalocerâmicas, onde o metal está exposto e será reparado in situ com uma resina composta. Embora os dados laboratoriais sugiram que existe uma melhora na resistência de união da resina às ligas

O uso de agentes de união como o silano para melhorar a adesão das cerâmicas dentárias com a estrutura dental por meio da resina composta é bem estabelecido (veja texto). A possibilidade de silanização de metais fundidos é limitada devido à falta de sítios de ligação apropriados na superfície da liga. Em contrapartida, estes sítios são abundantes em uma superfície cerâmica à base de sílica, como os silanóis, isto é, Si-OH. Atualmente é possível produzir uma cobertura de sílica nas superfícies metálicas tornando-as suscetíveis à união com o silano e a uma união à resina bem-sucedida. Duas técnicas estão disponíveis, uma envolvendo uma camada especial e uma técnica de tratamento térmico da liga e outra envolvendo uma abordagem triboquímica.

Silicoater (Kulzer Co GmbH, Friedrichsdorf, Alemanha) O sistema Silicoater requer que a superfície do metal passe através de uma chama de ar propano, na qual o tetrametoxisilano é decomposto. Como resultado, uma camada intermediária de SiOx é formada – fornecendo grupos Si-OH para a união com o silano (Fig. 3.8.12). Um agente de ligação de silano é então aplicado a essa superfície recoberta com sílica que, então, é então capaz de se unir com a resina.

Cobertura Triboquímica Nesta técnica, a superfície da liga é jateada a uma alta pressão com um pó especial que contém partículas finas de alumina fina e sílica coloidal. Este sistema está disponível como um sistema para laboratório e para consultório sendo chamados de Rocatec e Cojet, respectivamente, (3M/ESPE, Seefeld, Alemanha). O objetivo é a formação de uma fina camada de sílica (SiOx-C) que contém grupamentos hidroxilas livre (-OH) suficientes para permitir a união com a resina via silano (Fig. 3.8.13). Essa técnica é conhecida como cobertura de sílica triboquímica, uma vez que se sabe que as partículas de sílica coloidal de alta energia colidindo com a superfície da liga causam uma fusão da camada de sílica ao metal, que parece ser estável. Esta superfície pré-

274

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

Figura 3.8.11 Microscopia eletrônica de varredura da superfície de um metal precioso após galvanização com estanho.

Superfície metálica Resina composta Resina sem carga

Agente de união de silano Cobertura de sílica

Metal

Partícula em movimento

Ponto de impacto

Superfície metálica silicatizada

Figura 3.8.12 Superfície metálica com cobertura de sílica.

Figura 3.8.13 Cobertura triboquímica da superfície metálica.

tratada é então tratada com o silano e está pronta para a união com a resina. O sistema de cobertura de consultório (Cojet, 3M/ ESPE, Seefeld, Alemanha) é utilizado para os reparos in situ de unidades metalocerâmicas fraturadas com superfícies metálicas expostas, para melhorar a adesão à resina composta. Além disso, o sistema também alega ser efetivo como tratamento de superfície para o reparo de restaurações de resina composta fraturadas.

Uma desvantagem dessas técnicas é a necessidade de adquirir o equipamento laboratorial ou de consultório. Além disso, o grande número de passos envolvidos aumenta potencialmente a probabilidade de erros.

Primers para Metal O que muitos dentistas desejam é um simples líquido adesivo que possa ser aplicado diretamente à superfície

AGENTES DE CIMENTAÇÃO

metálica, e que necessite de nada além de um pincel (Fig. 3.8.14). O uso de técnicas de pré-tratamento químico simples de metais é, portanto, um campo para pesquisa crescente. Em particular, o uso de agentes de união baseados em monômeros bifuncionais desperta interesse porque têm mostrado ser efetivos e ao mesmo tempo é uma alternativa simples para a maioria das técnicas de modiﬁcação de superfície já descritas. São geralmente fornecidos como primers de frasco único compostos de um monômero polimerizável em um solvente adequado. (Os produtos são invariavelmente chamados de primers apesar de serem, de fato, agentes de união.) O monômero tem uma estrutura bifuncional com uma extremidade contendo um grupo funcional metacril ou um grupamento funcional similar para a união com resina e a outra extremidade contendo grupamentos mercaptano ou tiol (–SH) para a união com a liga metálica. Quando o primer para metal é aplicado à superfície de uma liga jateada, ela é capaz de uma adesão melhorada ao cimento resinoso devido à capacidade do enxofre de reagir com as ligas de metais nobres. Assim, a presença dos grupamentos mercaptanos permite a adesão química às superfícies das ligas de metal nobre. Algumas marcas comerciais, baseado nesses primers bifuncionais, estão atualmente disponíveis e incluem: PRIMER FABRICANTE VBATDT em Sun Medical Co., acetona 95% Kyoto, Japão Alloy Primer VBADT/MDP Kurary Co., Osaka, Japão Metal MEPS em GC Corp., Tóquio, Primer II MMA Japão Metaltite Tiouracil em Tokuyama Inc., etanol 96% San Mateo, Estados Unidos VBATDT, 6-(4-vinilbenzil-n-propil) amino-1,3, 5-triazido-2,4-ditiol MDP, metacriloxietil-fenil fosfato MEPS, derivados de metacriloiloxialquil tiofosfato MMA, metilmetacrilato

A estrutura química dos primers é mostrada na Figura 3.8.15, na qual pode-se perceber que esses primers para metal são de fato agentes de união. O primer que contém VBATDT funciona bem com os cimentos resinosos à base de 4-META, mas não funciona tão bem com as resinas

(a) H N CH2

CH2

Esmalte condicionado por ácido

SH N CH2

CH2

SH CH 2 CH2 CH3

(b) CH3 CH2

C CO

(CH2) m

CH3 CH

A 3–n

NH N H O

CO O

Figura 3.8.14 Esquema da união metal-resina.

Liga metálica preciosa

Liga jateada

N N

CH2

Agente de união (primer para metal)

S CH 2 CH2 CH3

CH3

Resina

PRODUTO V-Primer

Dentina hibridizada

275

O NH

O N

(CH2) 3

Figura 3.8.15 Estrutura química de três primers para metal utilizados em produtos comerciais. (a) VBADT, 6-(4-vinilbenziln-propil) amino-1,3,5-triazido-2,4,ditiol; (b) MEPS, derivados de metacriloiloxialquil tiofosfato; (c) primer metaltite baseado em um derivado de tiouracil.

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MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

convencionais de metacrilato possivelmente devido ao fato de o VBATDT interferir na reação de polimerização das resinas de metacrilato. A combinação de MEPS com as resinas contendo 4-META é também considerada inaceitável. Portanto, ainda existem questões de compatibilidade entre a resina e primer que precisam ser avaliadas.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A união da resina ao metal continuará a ser uma área de desenvolvimento e a adesão continuará a melhorar, trazendo com isso um melhor desempenho clínico.

UNIÃO RESINA-RESINA Existe um número crescente de próteses pré-fabricadas de resina, como inlays de compósito e coroas reforçadas por ﬁbra, pontes e pinos endodônticos. Pode-se imaginar que a união resina-resina ocorra sem problemas, mas este não é de fato o caso. Em particular, há problemas de descolamento entre o cimento resinoso e inlays de compósito. Durante a confecção incremental de restaurações de resina composta, a união de um incremento ao outro é auxiliado pelo fato de que após a fotopolimerização ainda existe uma camada resinosa muito ﬁna de 10-50 μm de espessura que não polimeriza devido à inibição pelo oxigênio. Quando se lida com componentes de resina pré-fabricados como inlays e pontes, esta superfície não polimerizada não existe. Consequentemente a resina para cimentação tem que se unir às resinas completamente polimerizadas. Esta situação é de fato similar àquela encontrada quando se considera a opção de substituir o segmento perdido de uma restauração de resina composta fraturada com uma resina composta nova. Parece que as resinas não apresentam qualquer vantagem

particular na união com outras resinas, exceto que uma melhor adaptação pode ser facilmente obtida. Várias abordagens para melhorar a união resinaresina têm sido propostas, incluindo o jateamento com alumina ou o desgaste da superfície com um instrumento áspero para aumentar a rugosidade de superfície e criar, assim, uma união micromecânica. Embora isso ajude, nenhuma abordagem é particularmente efetiva uma vez que as características retentivas criadas pelo jateamento não são ideais, como na situação encontrada quando se une resinas a superfícies metálicas jateadas. No caso de compósitos com partículas de cargas de vidro, é possível remover as partículas de vidro próximas à superfície pelo condicionamento com ácido hidroﬂuorídrico e produzir características retentivas em uma escala micrométrica. Entretanto, a experiência com reparos de compósitos com partículas de carga de vidro é que a melhor qualidade de união que pode ser alcançada é de apenas 50%-75% da resistência coesiva das resinas compostas. A união química por meio de um silano também tem sido sugerida baseada no fato de que após jateamento ou desgaste de compósitos com partículas de carga de vidro haverá uma grande quantidade de vidro exposto na superfície em silanização. Entretanto, o problema é que o silano também cobrirá a parte de resina da superfície e pode prejudicar a união resina-resina, enquanto aumenta a união resina-cerâmica. Outra sugestão é utilizar a técnica triboquímica descrita, que incrustaria uma camada de sílica na superfície da resina e então um agente de união de silano é utilizado para fazer a união com o cimento resinoso.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA O problema de unir resinas a resinas ainda não foi solucionado de forma satisfatória e assim permanece uma área de interesse em pesquisa.

LEITURA COMPLEMENTAR Blum IR et al (2003) The repair of direct composite restorations: an international survey of the teaching of operative techniques and materials. Eur J Dent Educ 7: 41 Jockstad A, Mjor IA (1996) Ten years’ clinical evaluation of three luting cements. J Dent 24: 309 Kiatsirirote K, Northeast SE, van Noort R (1999) Bonding procedures for intraoral repair of exposed metal with resin composite. J Adhes Dent 1: 315 Knibbs PJ, Plant CG, Shovelton DS (1986) The performance of zinc polycarboxylate and glass-ionomer luting cements in general dental practice. Brit Dent J 160: 13–15 McLean JW, Wilson AD, Prosser HJ (1984) Development and use of water-hardening glass-ionomer luting cements. J Prosthet Dent 52: 175–181 Mitchell CA (2000) Selection of materials for post cementation. Dent Update 27: 350

Phillips RW, Lund MS (1987) In vivo disintegration of luting cements. J Am Dent Assoc 114: 489 Rosenthiel SF, Land MF, Crispin BJ (1998) Dental luting agents: A review of the current literature. J Prosthet Dent 80: 280 Sindel J, Frankenberger R, Kramer N, Petschelt A (1999) Crack formation of all-ceramic crowns dependent on different core build-up and luting materials. J Dent 27: 175 Teixeira EC et al (2005) Shear bond strength of self-etching bonding systems in combination with various composites used for repairing aged composites. J Adhes Dent 7: 159 Yoshida K et al (2001) Effect of three adhesive primers on the bond strengths of four light-activated opaque resins to noble alloy. J Oral Rehab 28: 168

Capítulo 3.9

AÇO INOXIDÁVEL

INTRODUÇÃO Quase todos estão familiarizados com o aço inoxidável como produto de qualidade amplamente utilizado tanto em instrumentos domésticos quanto industriais. Todavia, ele é também extensivamente usado em dispositivos médicos e odontológicos, como na fabricação de instrumentos odontológicos, por exemplo, lâminas de bisturi e fórceps, fios ortodônticos, grampos de próteses totais e parciais, pinos endodônticos e em coroas de aço inoxidável para o tratamento de molares decíduos grandemente cariados. O material é em geral exaustivamente trabalhado para alcançar a forma desejada, sendo assim definido como uma liga forjada. Uma liga forjada distingue-se das outras ligas fundidas usadas na confecção de coroas e pontes em que uma liga fundida é formada por processamento mecânico, tal como laminação, extrusão ou alongamento para conferir-lhe uma nova forma desejada. Quando isto é feito à baixa temperatura, o processamento mecânico é conhecido como trabalho a frio, por meio do qual o metal é simultaneamente deformado e endurecimento (Fig. 3.9.1). Se o processo for executado a elevadas temperaturas, este é denominado trabalho a quente e em geral envolve só a modelagem sem o endurecimento. Nenhum endurecimento ocorre porque o metal recristaliza-se continuamente e a quantidade de deformação que se pode realizar é quase ilimitada. Muitas ligas, além do aço inoxidável, estão disponíveis na forma forjada, tais como: as ligas de ouro para pinos e grampos de próteses; as ligas de Ni–Ti para fios ortodônticos e limas endodônticas; e as ligas de Co–Cr–Ni para grampos de próteses e fios ortodônticos. Todavia, apenas o aço inoxidável será considerado em detalhes neste capítulo. Os aços estão disponíveis em uma ampla variedade de composições, com cada uma possuindo propriedades muito específicas que são criteriosamente adaptadas para se ajustar a sua particular aplicação. Um aspecto dos

aços que os torna materiais tão populares é a enorme gama de propriedades mecânicas que podem ser obtidas com apenas pequenas alterações na composição. Uma comparação do aço com outros produtos é mostrada na Tabela 3.9.1. Os fios de aço apresentam uma ampla variação de resistências que os outros materiais não conseguem alcançar. Antes da introdução dos aços inoxidáveis na odontologia (em geral no início dos anos 1930), o único metal que possuía resistência à corrosão suficientemente boa para permitir sua utilização na boca era o ouro. O aço inoxidável possui uma elevada resistência à tração e é usado para a confecção de molas em aparelhos ortodônticos removíveis. Também é usado em aparelhos fixos para a elaboração de bandas, braquetes e fios para arco. De fato, praticamente todos os componentes para aparelhos fixos usados na ortodontia podem ser fabricados do aço inoxidável. O fio ortodôntico é fabricado do que é conhecido como aço inoxidável austenítico. Este é uma forma de aço que pode ser facilmente conformado em um fio por trefilamento e subsequente extrusão por meio de moldes. Isto alonga os grãos em extensas estruturas fibrosas longas que se alinham na direção do fio. Mais especificamente, o material usado para fios ortodônticos é conhecido como um aço inoxidável austenítico estabilizado. A melhor forma de descrever este material é tomar o material bruto, o ferro, e desenvolvê-lo, passo a passo, até o produto final. Ao longo do processo, os diferentes tipos de aço serão investigados e suas aplicações particulares serão consideradas.

FERRO O ferro é um material alotrópico, isto é, ele passa por duas mudanças de fase no estado sólido com a temperatura. Em temperatura ambiente, o ferro puro possui uma estrutura cúbica de corpo centrado (CCC), conhecida como a fase α. Esta estrutura é estável até a temperatura

277

278

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

σy

CCC

σy

Figura 3.9.1 O efeito do trabalho a frio nas propriedades mecânicas de um metal. Observe a redução na ductibilidade (↔) à medida que a tensão aplicada (σy) é aumentada.

Alteração de volume

σy

Fio de aço

300–2.800

Aço bruto

300–800

Ferro

150–200

Latão

200–400

Ligas de alumínio

200–600

Ligas de cobre

300–600

Ligas de titânio

600–1.100

Vidro Fibra de carbono

50–150 2.200–2.800

de 912ºC, na qual ele se transforma em uma estrutura cúbica de face centrada (CFC), a fase γ. A 1.390ºC, o ferro CFC retrocede a CCC e mantém esta estrutura até se fundir a 1.538ºC. Estas mudanças são acompanhadas por alterações no volume do ferro (Fig. 3.9.2).

AÇO O aço é uma liga de ferro e carbono, em que o teor de carbono não deve exceder a 2%. O ferro com um teor de carbono maior que 2% é classiﬁcado como um ferro fundido e não será aqui considerado.

CCC

923 1.390 Temperatura (ºC)

Tabela 3.9.1 Uma comparação da resistência à fratura, ou limite de proporcionalidade, dos aços com outros materiais Resistência a fratura ou limite de proporcionalidade (MPa)

CFC

Figura 3.9.2 A alteração de volume do ferro puro com a temperatura.

volume não ocupado na CCC (fator de empacotamento de 68%) comparado à CFC (74%). A forma CFC do material possui uma solubilidade consideravelmente mais elevada de carbono, de até 2,11%. A razão para isto é que os espaços intersticiais maiores no ferro CCC (diâmetro de 0,072 nm) são menores que aqueles no ferro CFC (diâmetro de 0,104 nm). Esta forma CFC do aço é conhecida como austenita. Ambas as formas do aço são relativamente macias e maleáveis e, em particular, a austenita é facilmente modelada a temperaturas elevadas por processos de forjamento à quente e de laminação. Quando o limite de solubilidade para o carbono é excedido para quaisquer destas formas de aço, o carbono em excesso precipita-se como Fe3C, que é uma fase dura e friável, denominada cementita. As várias fases no sistema ferro-cementita são apresentadas no diagrama de equilíbrio de fases parcial da Figura 3.9.3.

Aços Hipereutetoides e Hipoeutetoides A uma concentração de carbono de 0,8%, a liga apresenta uma transformação a 723ºC da austenita de fase única para uma estrutura de duas fases que consiste em ferrita e cementita: γ → α + Fe3C austenita → ferrita + cementita

Aços Carbonos O aço carbono é uma liga somente de ferro e carbono. Em sua forma CCC, quando pequenas quantidades de carbono estão dissolvidas no ferro, o material é conhecido como ferro α ou ferrita. A solubilidade do carbono nesta estrutura CCC é muito baixa comparada àquela da estrutura CFC, sendo de no máximo 0,02% em peso a 723ºC e de apenas 0,005% em peso à temperatura ambiente. Isto ocorre apesar do maior

Essa transformação sólida é deﬁnida como eutetoide, porquanto distinta da eutética, que é uma transformação de uma fase líquida única em duas fases sólidas (Cap. 1.5). Os aços com um teor de carbono exatamente da composição eutetoide são denominados aços eutetoides. Aqueles com um teor de carbono maior que 0,8% são os aços hipereutetoides e são usados na fabricação de brocas e instrumentos cortantes, enquanto aqueles com um teor

Temperatura (º C)

AÇO INOXIDÁVEL

912

Austenita CFC

279

2,11% Austenita + Cementita

723

Ferrita CCC

0,02%

0,8%

Ferrita + Cementita (Fe3C)

Figura 3.9.4 A estrutura da perlita, que é uma mistura laminar de ferrita e cementita.

% Carbono Austenita Figura 3.9.3 O sistema Fe-Fe3C.

de carbono menor que 0,8% são os aços hipoeutetoides e são usados na fabricação de instrumentos odontológicos, como fórceps. A transformação eutetoide é muito importante na produção dos aços, pois diversos fatos interessantes podem ocorrer quando um aço carbono é esfriado de sua condição de alta temperatura austenítica para uma temperatura ambiente.

Resfriamento Lento No resfriamento lento, as alterações na estrutura para um aço carbono de 0,8% ocorrem conforme previsto no diagrama de fase de equilíbrio. A austenita é transformada em uma mistura de ferrita e cementita, que é descrita como perlita (Fig. 3.9.4). Entretanto, o resfriamento não é usualmente executado de forma lenta, mas envolve um resfriamento rápido pela imersão do objeto em água gelada em um processo conhecido como têmpera.

Resfriamento Rápido Quando a austenita é temperada em água, a ferrita e a cementita não podem se formar porque não há tempo suﬁciente para a difusão e o rearranjo dos átomos. Em vez disso, ocorre uma transformação muito rápida em uma estrutura tetragonal de corpo centrado, que é mais propriamente uma CCC distorcida. Esta forma de aço é descrita como martensita, e é muito dura e friável. (De fato, é dura e friável demais para quaisquer ﬁns práticos.) Não obstante, esta transformação pode ser bem usada, pois por meio do reaquecimento a uma temperatura na faixa de 200ºC a 450ºC e então pelo rápido resfriamento, é possível transformar a martensita em perlita (ferrita + cementita). O grau de conversão pode ser criteriosamente controlado pela temperatura e duração do tratamento com calor, um processo conhecido como têmpera (Fig. 3.9.5). Para instrumentos cortantes, um aço hipereutetoide (teor de carbono >0,8%) é geralmente usado, pois com-

Resfriamento lento

Perlita

Resfriamento rápido

Têmpera

Martensita

Figura 3.9.5 O tratamento térmico, conhecido como têmpera dos aços martensíticos para controlar as propriedades mecânicas.

bina a martensita dura com uma grande quantidade da cementita dura, de tal forma que uma borda cortante possa ser produzida, que não perde o ﬁo facilmente. Para instrumentos como fórceps, a natureza friável do aço hipereutetoide seria inaceitável e um menor conteúdo de carbono está presente como nos aços hipoeutetoides (teor de carbono <0,8%). Isto permite predominantemente a formação de ferrita mais maleável, enquanto a dureza é controlada pela presença de martensita e de quantidades muito menores de cementita.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA O aquecimento excessivo de instrumentos cortantes (p. ex., lâminas cortantes em um bico de Bunsen) resultará em uma perda de dureza devido a alterações microestruturais.

AÇO INOXIDÁVEL Embora muitos outros elementos possam ser adicionados aos aços carbonos básicos para melhorar as propriedades (p. ex., molibdênio, silício, cobalto, manganês), os dois

280

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

de maior importância para a odontologia são o cromo e o níquel para a produção do aço inoxidável. O aço inoxidável é uma liga de ferro que é resistente à corrosão. Ele foi descoberto acidentalmente no Reino Unido durante a parte inicial da Primeira Guerra Mundial. Na ocasião, um metalúrgico de Sheffield chamado Brearley estava trabalhando com aços para a fabricação de armamentos. Um pedaço descartado de liga de aço foi deixado no pátio da fábrica por alguns meses e ele observou que o pedaço não se oxidou exposto ao tempo úmido. Foi demonstrado que isto ocorreu devido a seu elevado teor de cromo. As possibilidades apresentadas pela liga foram reconhecidas e ela foi patenteada em 1917. A adição de cromo ao aço-carbono melhorou a resistência à corrosão do metal por meio da formação de uma camada superficial protetora de óxido de cromo. Para que isto seja totalmente eficiente, o teor de cromo da liga tem de exceder 11%.

não pode ser tratada com calor para alterar as propriedades da maneira como os aços martensíticos e ferríticos podem, mas ela pode ser trabalhada a frio para melhorar o limite de proporcionalidade (embora isto ocorra à custa da maleabilidade). Não obstante, é esta capacidade do aço inoxidável austenítico de ser produzido com uma ampla gama de propriedades mecânicas enquanto mantém sua resistência à corrosão na boca que torna os aços inoxidáveis um material tão atraente para aplicações ortodônticas.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Para aplicações intraorais, a atenção é quase que exclusivamente para a variedade austenítica do aço, e a liga mais usada é o aço inoxidável 18/8, que é composto por 18% de cromo, 8% de níquel e 0,2% de carbono.

Aço Inoxidável Austenítico Estabilizado

IMPORTÂNCIA CLÍNICA O teor de cromo de um aço deve exceder 11% para que seja considerado como um aço inoxidável.

Aço Inoxidável Austenítico A adição de 8% de níquel evita a transformação da austenita em martensita no resfriamento, de tal forma que a austenita se torna estável à temperatura ambiente quando resfriada rapidamente. O resfriamento lento permitiria novamente a formação de ferrita e cementita, mas, já que este é um processo controlado por difusão, o resfriamento rápido por têmpera evita que estas fases se formem. Existem basicamente três formas de aço inoxidável empregadas para aplicações odontológicas (Tabela 3.9.2). Os aços ferríticos são usados principalmente para a fabricação de instrumentos, enquanto os aços inoxidáveis austeníticos possuem uma aplicação muito ampla e são usados em ﬁos ortodônticos, autoclaves, tampos de mesas e armários. Os aços martensíticos são usados sobretudo para instrumentos cortantes. O atrativo do aço inoxidável austenítico está em que ele é altamente maleável e, portanto, pode ser facilmente modelado para uma ampla gama de ﬁnalidades. A liga

Embora seja uma prática comum para a maior parte das ligas forjadas receber um recozimento para alívio de tensões, isto não é possível com os aços inoxidáveis austeníticos devido às alterações microestruturais que ocorrem na temperatura de recozimento.

Formação dos Carbonetos de Cromo Em temperaturas acima de 500ºC, o cromo e o carbono reagem para formar carbonetos de cromo, que se precipitam na periferia dos grãos, promovendo um comportamento friável. Além disso, a resistência à corrosão é diminuída devido à depleção das regiões centrais dos cristais de cromo, que migraram para a periferia para formar os carbonetos (Fig. 3.9.6). Este processo é conhecido como enfraquecimento da solda, já que foi primeiro observado quando se soldaram lâminas de aço. O problema pode ser superado pela adição de titânio à liga, porque o carbono reage preferencialmente com o titânio disperso de tal forma que o cromo permanece como está em seu estado mais

Antes

Depois

Tabela 3.9.2 As três formas de aço inoxidável que são usadas em aplicações odontológicas Cr (%)

Ni (%)

C (%)

Ferrítico

11,5–27

0,2 (máx.)

Austenítico

16–22

7–22

0,25

Martensítico

11,5–17

0–2,5

0,15–0,25

Figura 3.9.6 Enfraquecimento da solda devido ao superaquecimento da liga.

AÇO INOXIDÁVEL

efetivo. Isto produz o que se conhece por aço inoxidável austenítico estabilizado.

Transformação da Ferrita em Cementita A austenita é formada pelo rápido resfriamento em elevadas temperaturas, de tal forma a evitar a formação de cementita e ferrita. O aumento de temperatura permite a difusão dos átomos, de tal forma que estas outras fases podem se formar. Esta formação de outras fases é um processo irreversível a menos que a temperatura do material seja aumentada acima da eutetoide e então temperada à temperatura ambiente para formar novamente o aço austenítico. Entretanto, o processo de recozimento permite a recristalização e a formação de carbonetos de cromo, o que prejudica a resistência à corrosão.

281

de propriedades mecânicas é fornecida (Tabela 3.9.3). É importante selecionar o tipo apropriado para a aplicação que se tem em mente. Se for necessária uma modelagem pequena, isto é, um trabalho a frio por flexão, um fio de aço inoxidável duro ou extraduro pode ser selecionado. Se, por sua vez, uma modelagem muito grande é requerida, então é necessário começar com uma liga macia, já que ela sofrerá endurecimento na flexão.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Se for selecionado um fio muito duro para começar, há o perigo de que o fio se frature a flexão devido à perda de ductibilidade.

Recristalização Se a temperatura for aumentada acima da temperatura eutetoide, ocorre a recristalização do metal, e os grãos longos e fibrosos que são produzidos pela laminação e trefilação durante a fabricação do fio se transformam em grãos amplos e equiaxiais. Se isto ocorrer, o material se torna macio e as propriedades elásticas do fio terão sido perdidas e não poderão ser restauradas. A taxa à qual isto ocorre é controlada pelo tempo e pela temperatura.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA Os produtos odontológicos fabricados do aço inoxidável não devem ser aquecidos acima de 723ºC.

Propriedades Os aços inoxidávels austeníticos são os preferidos em aplicações ortodônticas devido a sua excelente resistência à corrosão no ambiente biológico, à ampla gama de propriedades mecânicas disponíveis e à facilidade com a qual eles podem ser unidos por soldas ou pela soldagem por resistência elétrica.

Propriedades Mecânicas Dependendo do grau de trabalho a frio executado pelo fabricante na produção do ﬁo ortodôntico, uma variedade

Soldas e Soldagem Uma vez que a fabricação de dispositivos frequentemente requer a união de componentes separados por soldas ou soldagem, o calor produzido pode ter um efeito muito prejudicial sobre as propriedades do aço inoxidável. Portanto, técnicas devem ser projetadas para evitar a exposição prolongada dos componentes a altas temperaturas.

Solda Dura Os componentes de aço inoxidável são em geral unidos por “solda dura”, porquanto distinta da “solda mole”, pois esta envolve o uso de ligas de baixo ponto de fusão, tais como as ligas de Sn-Pb. A solda dura pode ser realizada com ligas de ouro ou de prata, que são suﬁcientemente resistentes à corrosão. Já que as soldas de ligas de ouro devem conter pelo menos 45% de ouro para assegurar uma temperatura de fusão suﬁcientemente baixa, por questões de custo as soldas de prata são preferidas. A composição das soldas de prata usadas em ortodontia é de cerca de 50% de prata, 16% de cada um dos seguintes componentes: cobre; cádmio e; zinco; e 3% de níquel. Há dois métodos básicos para se produzir o calor necessário para fundir a solda: o maçarico de mão a gás e a soldagem por resistência elétrica. A soldagem com gás possui a vantagem de requerer apenas equipamento de baixo custo. O aparelho para a soldagem por resistência elétrica é consideravelmente mais caro e requer grande habilidade em seu uso, mas possui a vantagem de o calor ser bem mais localizado.

Tabela 3.9.3 Propriedades mecânicas de uma gama de aços inoxidáveis usados em aplicações ortodônticas 0,2% do limite convencional de escoamento (MPa)

Módulo de Young (GPa)

Alongamento (%)

Dureza (BHN)

Macio

280

200

170

Duro

1.050

200

250

Extraduro

1.450

230

350

282

MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS

Tabela 3.9.4 Valores relativos de ligas para aplicações ortodônticas Material

Rigidez

Resiliência

Ductibilidade

Facilidade para soldas ou soldagem

Aço inoxidável

Elevada

Boa

Adequada

Razoável

Liga de ouro

Média

Adequada

Fácil

Liga de Co-Cr

Elevada

Boa

Baixa

Difícil

Liga de Ni-Ti

Baixa

Muito elevada

Insatisfatória

Difícil

Liga de β-Ti

Média

Elevada

Adequada

Difícil

É importante perceber que a interface entre uma solda de prata e o aço inoxidável é mais mecânica que por união metálica. Uma quantidade adequada de solda deve, portanto, ser usada, e acabamento e polimento excessivos devem ser evitados, pois isto enfraquecerá a soldadura.

Soldagem a Ponto Quando uma corrente elétrica é passada através de um metal, isso faz com que o metal se aqueça. A soldagem a ponto envolve a aplicação localizada de calor ao componente a ser unido por meio do uso de uma corrente alta em baixa voltagem. Se, ao mesmo tempo, uma pressão for aplicada ao ponto no qual as duas partes serão unidas, ocorre uma recristalização na junção e as duas partes são fusionadas juntas. Observe que o metal não se derrete. De fato, se o metal for excessivamente aquecido e ocorrer o derretimento, a junção é consideravelmente enfraquecida. Para que se evite este problema, bem como aquele do enfraquecimento da solda, o tempo da soldagem é mantido em 1/50 de um segundo. Basicamente, um soldador é um conjunto de eletrodos que são associados sob pressão e que são diretamente conectados à bobina secundária de um transformador de pulso. Um temporizador é usado para limitar a duração do ciclo de soldagem. A maior parte dos diferentes componentes do dispositivo ﬁxo é unida por soldagem a ponto, embora esta necessidade tenha se reduzido nos últimos anos com a introdução de componentes pré-fabricados complexos. Todavia, tanto a soldagem a ponto quanto as soldas são ainda utilizadas para o reparo e a confecção de dispositivos.

OUTRAS LIGAS Outras ligas que podem ser usadas em aplicações ortodônticas incluem ligas de ouro, ligas de Co-Cr, ligas de Ni-Ti e ligas de β-Ti. Os valores relativos destes tipos de ﬁos de liga forjada usados em ortodontia são apresentados na Tabela 3.9.4.

A rigidez é uma função tanto do diâmetro do fio quanto do módulo de elasticidade do material e determina a quantidade de força aplicada ao dente. Para materiais com um elevado módulo de elasticidade, podem ser usados fios mais finos que para materiais com um baixo módulo de elasticidade. Todavia, quanto mais fino o fio, mais provável é que ele sofra uma deformação permanente e uma perda da força aplicada ao dente. Uma rigidez elevada é desejável quando forças rápidas e de alta magnitude precisam ser aplicadas para fazer com que um dente se movimente, enquanto fios flexíveis aplicando uma força de baixa magnitude precisam ser usados quanto se deseja a movimentação lenta de um dente. A resiliência do fio é uma medida de sua capacidade de se submeter a grandes deflexões sem causar deformação permanente. É dada pela razão entre o limite de proporcionalidade e o módulo de elasticidade, de tal forma que uma combinação de um baixo módulo com um elevado limite de elasticidade seria o ideal.

IMPORTÂNCIA CLÍNICA A seleção do ﬁo ortodôntico com a rigidez apropriada é muito importante.

RESUMO O aço inoxidável é amplamente usado em dispositivos intraorais, particularmente em ortodontia. As vantagens dos aços inoxidáveis são a elevada resistência à tração e a boa resistência à corrosão, juntamente com a capacidade de ser facilmente modelado em formas complexas. O material possui algumas limitações em que rapidamente sofrem encruamento, além de alterações danosas poderem ocorrer se temperaturas excessivamente elevadas forem aplicadas.

AÇO INOXIDÁVEL

283

LEITURA COMPLEMENTAR Burstone CJ, Goldberg J (1983) Maximum forces and deﬂections from orthodontic appliances. Am J Orthodont 84: 95–103 Cohen BI et al (2000) Torsional resistance of crowns cemented to composite cores involving three stainless steel endodontic post designs. J Prosthet Dent 84: 38 Fayle SA (1999) UK National Clinical Guidelines in Paediatric Dentistry. Stainless steel preformed crowns for primary molars. Faculty of Dental Surgery, Royal College of Surgeons. Int J Paediatr Dent 9: 311 Kapila S, Sachdeva R (1989) Mechanical properties and clinical applications of orthodontic wires. Am J Orthod Dentofacial Orthop 96: 100 Oltjen JM et al (1997) Stiffness-deﬂection behaviour of selected orthodontic wires. Angle Orthod 67: 209

Purton DG, Love RM (1996) Rigidity and retention of carbon ﬁbre versus stainless steel root canal posts. Int Endod J 29: 262 Soxman JA (2000) Stainless steel crown and pulpotomy: procedure and technique for primary molars. Gen Dent 48: 294 Thompson A (2000) An overview of nickel-titanium alloys used in dentistry. Int Endod J 33: 297 Vallittu PK (1996) Fatigue resistance and stress of wroughtsteel wire clasps. J Prosthodont 5: 186 Waldmeier MD et al (1996) Bend testing of wrought wire removable partial denture alloys. J Prosthet Dent 76: 559 Waters NE (1975) Properties of wire. In: Von Frauenhofer JA (ed.) Scientiﬁc aspects of dental materials, pp. 2–15. Butterworth, Sevenoaks, UK Waters NE (1992) Superelastic nickel-titanium wires. Br J Orthod 19: 319

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285

ÍNDICE

Abrasão a dois corpos, 111 a três corpos, 111 cimentos de ionômero de vidro, 125-126 lesões, 128, 141 ABS (acrilonitrilo butadieno estireno), 39 Ação capilar, 71 Acetona, 151, 152 Ácido acrílico, 120, 121, 262 Ácido algínico, 182, 183 Ácido cítrico, 124 Ácido dimetacrilato glicerofosfórico (GPDM), 154, 155 Ácido fosfônico, 120, 121 Ácido fosfórico adesão à dentina, 144, 145, 148 agentes de união silano, 268 cimento de fosfato de zinco, 259 cimentos de policarboxilato de zinco, 119 condicionamento ácido do esmalte, 249 hemostasia, 163 sensibilidade pós-operatória, 152 Ácido hidroﬂuorídrico (HF), 65 condicionamento, 249, 266-268, 276 Ácido itacônico, 120, 121 cimentos de policarboxilato de zinco, 262 Ácido lático, 126 Ácido maleico, 120, 148 Ácido nítrico, 148 Ácido oxálico, 148 Ácido perﬂuorláurico, 70 Ácido poliacrílico, 34, 119, 128 análogos, 120 cimentos de policarboxilato de zinco, 262 Ácido policarboxílico (APC), 154, 155 Ácido tânico, 124 Ácido tartárico, 120, 124 cimentos de policarboxilato de zinco, 263 Aço, 277, 279 carbono, 277-279 resfriamento lento, 279 resfriamento rápido, 279 elevada resistência, 46 energia de superfície, 70 eutectoide, 278 hipereutectoide, 278 hipoeutectoide, 278 inoxidável, 277-282 austenítico estabilizado, 277, 280 austenítico, 277, 280 ferritico, 280 hipoeutectoide, 27-28 martensítico, 280 propriedades, 281-282 recristalização, 281 leve, 46 Acrilonitrilo butadieno estireno (ABS), 39 Adaptação marginal, 107, 109 Aderentes, 68

Adesão, 67-76 amálgamas não apresentam, 88 cimentos de ionômero de vidro (CIVs), 123-124 compômeros, 117 compósitos, 67 critérios para, 68-71 entre sólidos, 67 entre um sólido e um líquido, 68 falha da, 4 física, 72 mecânica, 71-72 pelo entrelaçamento molecular, 73 promotores, 75-76 química, 72 resistência de união, 73-75 reais, 74 teóricas, 73-74 ver também Dentina, adesão; Esmalte, adesão Adesivos deﬁnição de, 68, 148 falha dos, 75 propriedades dos, 147 viscosidade dos, 69, 71, 74 ver também Agentes de união; Agentes de adesão à dentina Adsorção, 17, 72 Ágar, 33, 176 apresentação e aplicação, 180-181 composição, 180 desinfecção, 191 propriedades, 181 Agentes de adesão à dentina apresentação dos, 153-159 capeamento pulpar indireto, 162 capeamento pulpar, 163 cimentos de ionômero de vidro, 129 classiﬁcação dos, 157 componentes dos, 147-148 compósitos, 140 desempenho clínico, 159 desenvolvimento dos, 103 dois passos, 155-156, 157-158 etapa única, 157 história dos, 143 lesões de abrasão/erosão, 141 lesões de cárie proximal e oclusal, 141 número de passos de adesão, 158 resistência e durabilidade, 158 seleção dos, 157-159 três passos, 153-155, 157 Agentes de cimentação, 189, 257-276 à base de água, 259-266 aplicações, 258 biocompatibilidade, 257 escolha dos, 259 estética, 259 exigências gerais para, 257-259

facilidade de uso, 258 pequena espessura do filme, 258 propriedades mecânicas, 257 radiopacidade, 259 retenção, 257 selamento marginal, 258 união cerâmica-resina, 265-269 união resina-metal, 269-276 união resina-resina, 276 Agentes de ligação, 75 adesivos dentinários, 147-148 compósitos, 94-96 primers de dentina, 150, 151 silano ver Agentes de união silanos Água captura da, 151 difusibilidade, 55 energia de superfície, 70 propriedades físicas da, 55 sorção, 61-62, 108-109 AH plus, 166, 167, 169, 170 AH26, 169 AIDS, 191 Alcanos lineares, 17 Álcool, 62 Álcool etílico, 71 Alginatos, 175, 176 composição dos, 182 desinfecção, 193, 194 presa rápida, 183 processo de presa, 182 propriedades, 183-184 reação de presa, 182-184 regular, 183 Alumina (Al2O3), 10 coeficiente de expansão térmica, 235 coroas de jaqueta em porcelana reforçada, 243-244 energia de superfície, 70-71 estabilidade química, 61 filamentos, 40 sistemas de núcleo em cerâmica infiltrados por vidro de elevada resistência, 245 Alumínio coeficiente de expansão térmica, 235 em ligas de titânio, 222 óxidos de, 24 Amálgamas, 79-92 adesão, ausência, 88 aspectos históricos dos, 10 composição, 79, 83 condensação, 85 corrosão dos, 4, 82 creep, 82, 91 efeitos galvânicos dos, 87 elevada condutividade térmica, 87 elevado conteúdo de cobre, 82, 83 escoamento, 82 escultura e polimento, 86

286

ÍNDICE

estética, 86 estrutura dos, 79-81 falha marginal, 90-91 fraturas grosseiras, 89-90 ligas, 79-81 limitações dos, 86-88 longevidade dos, melhorias, 88-92 materiais forradores sob, 140 materiais restauradores intermediários (MRIs), 139-141 proporção, 84 propriedades dos tradicionais, 81-82 resistência dos, 81, 88 seleção e uso dos, 84-86 tamanho e forma das partículas, 84 tempo de vida, 88 tenacidade dos, 88 toxicidade do mercúrio, 86-87 trituração, 85 variáveis do fabricante, 82-83 variáveis do operador, 84-86 Amassar, 225 Amorfos, definição de, 17 Ângulo cavo-superficial, 90 Ângulo de contato, 69 Ânions, 21 Anodo, 63 Apatita, 19 cerâmicas infiltradas com vidro, 253-254 esmalte, 144 Apolônia, Santa, 7 Aqua-Cem, 265 Argila, 225-226 Associação Dentária Americana (American Dental Association), 193 Ataque eletrolítico, 270 Atático, 33 Ativação, polimerização, 35 Atividade estrogênica, 108 Atlas Colorido de Munsell, 58 Átomos arranjo estrutural de, em sólidos, 17-18 ligados ionicamente, 13-14 ligações, 13-14 covalente, 14 energia de, 14-15 iônica, 14 metálica, 14 secundária, 16 Austenita, 278, 279, 280 Autoendurecimento, 217 Bactéria, 4 materiais restauradores intermediários, 136 tratamento do canal radicular, 169 união à dentina, 157-158 Baquelite, 205 Bário, 94, 104 Bases da cavidade, 136-139 definição de, 135 Bases ver Bases cavitárias Berílio, 240, 271 Biocompatibilidade, 3-4 Biomateriais, definição de, 3 Bioquímica, 4-5 Bisfenol-A, 93, 95, 108 Bis-GMA, 93, 108 adesão, 271 materiais de forramento, 138-139 síntese de, 95 união à dentina, 152 Black, G. V., 10, 79 Bolhas, 194 ar, 188, 191 gás hidrogênio, 91 Bórax, 179, 181, 200 em produtos de gesso, 202 Boro, soluções sólidas intersticiais, 29-30 Borracha, 33, 163-166 dique, 127, 146, 164 natural, 164 tiocol, 184 Brocas, primeiro, 9

Bromo, 14 Bruxismo, 114 Butadieno estireno, 210 Butil metacrilato, 211 Butileno glicol dissalicilato, 137 Caixas proximais, 97, 99-100 não retentivas, 90 Cal (CaO), 24 Cálculo, 147 Calor ativação, 35 específico, 55 ver também Propriedades térmicas Calor latente de fusão, 30 Camada interfacial, 268, 269 Candida albicans, 212 Cânfora, 205 Capeamento pulpar direto, 162 Capeamento pulpar indireto (CPI), 161-162 Carboneto, 16 Carboneto de cromo, 281 Carbono, 16 carboneto de cromo, 281 em ligas de cromo-cobalto, 220 Carga, 4, 43 Cáries cimentos de ionômero de vidro (CIVs), 128-131 detecção de, 109 profundas, 140 profundidade rasa, 139 profundidade média, 139 recorrente, 89 residual, 89 resinas compostas, 107 solução de evidenciação, 161 Cátions, 21 Catodo, 63 Caulim, 227 Célula estrutural, 17-18 Célula galvânica, 65 Celulose, 33, 205 Cementite, 278-281 Cera Materiais para moldagem, 177-178 técnica de fundição da cera perdida, 215, 250, 253 Cerâmicas, 15, 16, 225-230 amorfas, 22 cerâmicas de vidro ver Núcleos de elevada resistência infiltrados por vidros cerâmicos, 245-247 classificação das, 230 coeficiente de expansão térmica, 235 composição das, 227-229 coroas ver Coroas, cerâmicas ver também Vidro(s); Porcelana cristalinas, 21-22 degradação das, 65-66 estrutura das, 21-25 história, 225-227 materiais puros, 21 núcleos de elevada resistência, 243-246 propriedades das, 229-230 resistência à flexão, 243, 244 união cerâmica-resina, 266-269 união por resina, 230-232, 249-255 cerâmicas vítreas, 251-254 classificação das, 254 qualidades das, 254 Cerâmicas de núcleo de elevada resistência, 243-247 Cerâmicas reforçadas por vidro, 251-257 apatita, 253-255 dissilicato de lítio, 253-254 feldspato reforçado por leucita, 252 fluoromica, 253 propriedades mecânicas das, 252-255 Cerâmicas unidas com resina, 230, 249-255 cerâmicas vítreas, 251-255 classificação das, 254

qualidades das, 254 união resina-cerâmica, 266-269 Cerâmicas vítreas de dissilicato de lítio, 253-255 Cerâmicas vítreas de fluoromica, 253, 254 Cerâmicas vítreas feldspáticas reforçadas com leucita, 252, 254 Ceramização, 251 Cermet, 19 Cermets de prata, 130-131 Chumbo, 9 óxidos de, 24 Cimento ASPA, 119-120, 123, 130 Cimento de ácido etoxibenzoico (EBA), 138 Cimento de Grossman, 166, 170 Cimento de policarboxilato de zinco, 119, 259, 262-264 adesão, 263-264 aplicações, 264 apresentação, 262 biocompatibilidade, 263 propriedades mecânicas, 263 propriedades, 263 reação de presa, 262 solubilidade, 263 Cimento de Rickert, 166, 170 Cimento EBA (ácido etoxibenzoico), 138 Cimento Portland, 168 Cimentos ver Agentes de cimentação; cimentos específicos Cimentos à base de óxido de zinco, 137 Cimentos anidros, 121 Cimentos de fosfato de zinco, 259, 260-262 aplicações, 262 apresentação, 259-260 bactérias e endotoxinas, 136 biocompatibilidade, 261 consistência e espessura do filme, 261 propriedades mecânicas, 261 propriedades, 260 retenção, 257 solubilidade, 261 Cimentos de hidróxido de cálcio, 137, 141 biocompatibilidade, 169 capeamento pulpar indireto, 161, 162 capeamento pulpar, 163 características de manipulação, 170 cáries profundas, 140 lesões de cárie proximal e oclusal, 141 selamento do canal radicular, 167 Cimentos de ionômero de vidro (CIVs), 67, 116, 119-131, 259 adesão, 123-124 aplicações clínicas, 126-130 apresentação, 121 capeamento pulpar indireto, 161 características de manipulação, 123, 170 características dos, 115 como agentes de cimentação, 264-266 composição, 119-121 estética, 124-125 expansão térmica, 55-56 lesões de abrasão/erosão, 128 lesões de cárie, 128-130 liberação de fluoreto, 116, 119, 126 materiais de forramento, 138, 141 obturadores do canal radicular, 167-168 propriedades, 123-126, 132 química do, 119-123 reação de presa, 121-123 solubilidade, 125-126 sorção de água, 62 Cimentos de ionômero de vidro modificados por resina (CIVMRs), 116, 117, 119, 131-133, 259 aplicação, 132 capeamento pulpar indireto, 161 como agentes para cimentação, 264-266 composição, 131 materiais de forramento, 138, 140, 141 propriedades, 132 reação de presa, 131-132

ÍNDICE

Cimentos de óxido de zinco-eugenol adesão, 264 biocompatibilidade, 169 capeamento pulpar indireto, 161 modificados, 138, 139 não modificados, 137-138 seladores de canal radicular, 166 Cisalhamento taxa, 51-2 tensão de, 44, 51-2 Citrato de potássio, 200, 201 Cloreto de metila, 71 Cloreto de polivinil (PVC), 34, 39, 70 Cloreto de sódio, 21, 201 em produtos de gesso, 201 estrutura cúbica de face centrada de, 22 formação do, 15 Cloro, 14 Clorofórmio, 165 Coágulo extrapulpar, 163 Cobalto, 4 Cobertura triboquímica das ligas, 273 Cobre (Cu) diagrama de fase, 30 em amálgamas, 79, 80, 82 em ligas de ouro, 29, 217 em ligas de ouro-cerâmica, 239 em ligas de paládio, 240 propriedades do, 30 solubilidade sólida parcial, 31 Coeficiente de expansão térmica (α), 55 Coeficiente de penetração, 71 Coesão, 67 Colágeno, 19, 33, 147, 148-151 Coloides, 179-180 Compo ver Materiais de moldagem Compômeros (resinas compostas modificadas por poliácidos), 93 adesão, 116-117 aplicações, 117 características de trabalho, 116 composição, 115-116 contração de polimerização, 117 liberação de fluoreto, 115, 116 propriedades mecânicas, 117 propriedades, 116 sistema adesivo de frasco único, 156 Componentes intermetálicos, 30 Composição eutética, 32 Compósitos (resinas compostas), 93-115 adesão, 67 biocompatibilidade, 108 capeamento pulpar indireto, 161 características de trabalho, 107-108 classificação dos, 105-106 coeficiente de expansão térmica, 109 composição e estrutura, 93-96 contração de polimerização, 101-104 restaurações grandes, 113 sorção de água, 109 coroas indiretas, 112 desenvolvimentos em, 96-104 desgaste, 111-112 dureza, 111 escolha de cor, 109-110 estrutura das, 18-19, 40 expansão térmica, 55 híbrida, 105-106 híbridas de partícula pequena, 106 inibição do oxigênio, 97 inlays, 112 laboratório de prótese, 112-113 materiais restauradores intermediários, 140 molhamento, 146 nova tecnologia de carga, 104 onlays, 112 percepção de cor, 98 profundidade de polimerização, 98-100 propriedades mecânicas, 111-112 propriedades, 107-109 radiopacidade, 109 reforçadas por fibras (FRC), 113

resinas microparticuladas, 105 resistência à compressão, 110 resistência à tração diametral, 111 restaurações, considerações clínicas para, 113-115 segurança, 97 solubilidade, 108-109 sorção de água, 61, 108-109 tecnologia da resina, 96-97 tradicionais, 105 unidades de polimerização por luz, 101-104 viscosidade, 70-71, 107 Compósitos compactáveis, 107-108 Compósitos de uso laboratorial, 112 Compósitos híbridos de partículas pequenas, 106 Compósitos híbridos, 105-106 Compósitos mistos, 105-106 Compósitos reforçados por fibras (FRC), 113 Compósitos tradicionais, 105 Compostos químicos, ativação dos, 35 Condensação, 85, 89 Condicionamento, 27, 67 cimentos de ionômero de vidro (CIVs), 139 cimentos de ionômero de vidro modificados por resina (CIVMRs), 139 técnica de condicionamento total, 152-153, 163 ver também Técnica de condicionamento ácido Condicionamento com ácido em gel, 270, 271 Condicionamento com gel, 270, 271 Condições de não equilíbrio, 32 Condutividade térmica (K), 55 Configurações das cadeias, polímeros, 37, 38 Constricção, 47 Contaminação, 89 Contração, 23 Controle da umidade, 114 Copolímero do ácido policarboxílico metacrilatado, 115 Copolímeros, 39, 115 Cor, 56-59 cegueira, 56 cimentos de ionômero de vidro (CIVs), 124, 127 combinação, 110 compômeros, 116 compósitos, 97, 110 Coroas agentes de cimentação para, 258 aspectos históricos, 9-10 cerâmicas, 249-250 CAD-CAM, 250-251 introdução das, 9-10 prensada sob calor, 250 processo de sinterização, 250 propriedades, 251 cimento de fosfato de zinco, 261-262 cimentos de ionômero de vidro para cimentação, 265 cimentos de policarboxilato de zinco, 215 compósitos indiretos, 112 contração do material de moldagem, 177 facetas, 144-145 jaqueta em porcelana ver Coroas em jaqueta de porcelana metalocerâmica, 234 porcelana, 67, 230 qualidades de diversos sistemas, 255 resinas para cimentação, 269 Coroas de jaqueta em porcelana (CJP), 227 agentes de cimentação para, 258 fratura, 229-230 glazeamento, 229 processamento compactação, 228-229 queima, 229 qualidades das, 255 reforçadas por alumina, 243-245 Corrente anódica, 64 Corrente catódica, 64

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Corrosão, 4, 61 amálgamas, 81, 91 metal, 63-65 Corrosão galvânica, 64 Corrosão localizada, 64 Corrosão por fenda, 64-65, 82 Corrosão por pitting, 65 Corrosão seca, 63 Corrosão úmida, 64-65 Corrosão uniforme, 64 Creep amálgamas, 82 resinas acrílicas, 210 teste, 49 Cristais de tetrassilicato de mica, 253 Cristal crescimento, 251 estruturas, 17-18 nucleação, 251 transições, 21-22 Cristalina, deﬁnição de, 17 Cristalinidade em polímeros, 37 Cristalização, 23 produção de vidro, 24-5 Cristobalita, 22, 23 Croma, 57, 58 Cromo (Cr), 280 Cubo simples, 17 Curva da tensão de cisalhamento-taxa de cisalhamento, 52 Curva temperatura-volume, 21 Curvas de resfriamento, 31 Curvas tensão-deformação, 44, 45, 46, 47 Cúspides de trabalho, 114 gravemente comprometidas, 158 Cúspides de trabalho, 114 D’Entercolles, Padre, 227 Decapagem ácida, 235-236 Deformação, 43-4, 45 Dendritos, 32 Densidade, 200 expansão de presa, 202 resistência à compressão, 202 Dentadura(s) cerâmica vítrea, 251-252 embasadores macios para, 39 sorção de água, 61-62 estabilidade, 209 fraturas, 209-210 história, 8 materiais de forramento, 211-213 parcial, 175-176 retenção, 209 total, 175-176 Dentaduras de marﬁm, 8 Dentes, conservação dos, 9 descoloração, 4 estrutura enfraquecida, 88-89 fraturas, 88-89 Dentina, 18-19, 40 adesão do cimentos de ionômero de vidro (CIVs) à, 123 adesão, 143, 146-153 agentes ver Agentes de adesão à dentina úmida, 152 condicionadores, 128, 148-150 desmineralizada, 161 estrutura da, 147 expansão térmica, 55-56 preparo da superfície, 128 propriedades físicas da, 55-56 Descoloração, dentária, 4 Desenho da prótese de Rochette, 270 Desgaste abrasivo, 111 biomecânico, 4-5 compósitos, 111-112 fadiga, 111 Desidratação, cimentos de ionômero de vidro, 130

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Desinfecção materiais de moldagem, 191-194 procedimento, 193-194 Desinfetantes, 193 Deslustre, metal, 63-65 Devitrificação, 24-5 Diagrama de energia de separação, 13, 14 Diagramas de fase de equilíbrio ver Diagramas de fases Diagramas de fases, 30-32 construção dos, 31 solubilidade sólida parcial, 31 soluções sólidas, 30 Diaket, 169, 170 Diamante, 16 Dibutil-ftalato, 39 Dietileno glicol dimetacrilato, 206 Difusividade térmica, 55 Dimetacriloxietil fenol fosfato (MEF-P), 151 Dióxido de titânio, 137 Dipolo elétrico, 16 Dispensores volumétricos, 84 Dissolução cimento de fosfato de zinco, 261 cimentos de ionômero de vidro, 121-122, 125-126 DNA, 33 Duchateau, Alexis, 227 Ductilidade, 45 Dwight, John, 226 EDTA, 148 Efeito de Dispersão de Londres, 16 Efeito em “formato de barril” 47 Efeito hidrodinâmico, 135, 140, 152-153 Efeitos galvânicos do amálgama, 87-88 Elastômeros, 38, 47 Elétron de valência, 14 Elétrons, 13, 14 Elizabeth I, Rainha, 8 Embebição, 181 Endotoxinas, 136 Endurecimento por ordenação, 217 Energia, 13 Energia de superfície crítica, 70 Enfraquecimento da solda, 281 Entrelaçamento molecular, adesão pela, 73 Enxaguatórios bucais, coeficientes de penetração para, 70, 71 Equação de Dupré, 74 Equação de Young, 70, 74 Equipamento de raio X, 10 Escala de cores VITA, 58 Escoamento amálgamas, 82 compósitos, 107-108 dos materiais, 51-54 Escoamento piroplástico, 229 Escoamento plástico, 44 Esmalte, 39 adesão, 143-144 ver também Técnica de condicionamento ácido aplicação da resina sem carga, 146-147 aplicação do condicionador, 146 procedimento clínico, 145-146 profilaxia do esmalte, 146 resistência de união, 147 seleção do paciente, 146 ausência da periferia de, 114 cimentos de ionômero de vidro (CIVs), 124 estrutura do, 143-144 expansão térmica, 56 profilaxia, 146 propriedades físicas do, 55 sem suporte, 89 textura de superfície, 59 Espectro de radiação eletromagnética, 56 Espiroortocarbonatos, 104 Espiroortoésteres, 104 Estanho (Sn), 9 amálgamas, 79, 80 galvanização com estanho, 273

Estéticos amálgamas, 86 cimentos de ionômero de vidro (CIVs), 124 partículas de carga, 94 pinos, 172 resinas compostas, 110 Estrôncio, 94, 104 Estrutura equiaxial, 27 Estruturas cúbicas de corpo centrado (CCC), 18 Estruturas cúbicas de face centrada (CFC), 18 Etano, 17 Etanol, 152 Etileno, 33, 34 Etileno glicol dimetacrilato (EDMA), 93 Etruscos (1.000-600 a.C.), 7 Eugenol, 137-138, 140, 166 Expansão higroscópica, 202 Expansão tardia, 91 Expansão térmica, 55 ver também Coeficiente de Expansão Térmica (a) Fadiga estática, 66 Falhas de moldagem, 194 Fase α, 31, 165 Fase β, 31, 165 Fases γ, 65, 79-80, 81-82 Fases da matéria, 13, 29 Fator C, 158 Fator de empacotamento, 18 Fauchard, Pierre, 9 Feldspato, 24, 227, 228 Fenil-P (2-metacriloiloxietil-fenil), 156 Fenóis, 193 Fenol-formaldeído (baquelite), 205 Ferrita, 277-281 Ferro, 61, 277, 278 Ferro-α, 277, 278 Ferulização, 171 Fibras, 40 Fibras de aramida, 40, 210 Fibras de carbono, 40, 210 Fibras de E-vidro, 40 Filamentos de carboneto de silício, 40 Filamentos de grafite, 40 Filamentos, 40 Flúor, 14 Fluorcanasita, 40 Fluorescência, 59 Fluoreto estanhoso, 262, 263 Folha de ouro, 9 Força de tração ver Carga Formaldeído, 169, 193 Forno, 226 Fornos de queima a vácuo, 243 Forradores de cavidade, 136-139 cimentos de ionômero de vidro modificados por resina (CIVMRs), 132 definição de, 135 sob amálgamas, 139 Forradores ver Materiais de forramento cavitário Fosfato de sódio, 182 Fração solúvel, 61-62 Fratura dentadura, 209-210 resistência à, 45 tenacidade à, 45 Fricção, 67-68 Fundição das ligas, 215-223 metais básicos, 220-222 propriedades desejáveis, 215-216 Gálio, 87 Gardette, James, 8 Gás hilariante, 8 Gases inertes, 13, 14 Gases, 13 Geleificação, cimentos de ionômero de vidro (CIVs), 122 Gelo, 16 Germânio, 15

Gesso,46, 176, 199 aplicações, 200 expansão de presa, 202 moldagem, 176, 179 resistência à compressão, 202 tempos de presa e de trabalho, 200 vantagens e desvantagens dos, 202 Gesso Pedra, 199 aplicações, 200 expansão de presa, 202 melhorada, 200 resistência à compressão, 202 tempos de trabalho e de presa, 200 Glaze, 229 Glicerina, 23 Glicidilmetacrilato, 93, 95 Glutaraldeído, 148-150, 193 Goodyear, Charles, 9 Gráﬁco de Zisman, 69 Grampos, 216 Gregor, Reverendo William, 222 Grupos amino, 72 Guta percha, 164-165, 169 Halogênios, 14 α-hemi-hidrato, 200 β-hemi-hidrato, 199 Hemostasia, 163 Heteropolímeros, 33 Hidrocoloides, 175, 176, 180 irreversível, 193 reversível, 193 Hidrogênio ligação, 16 soluções sólidas intersticiais, 29-30 Hidroquinona, 94, 95 Hidroxiapatita, 143-144, 145, 147, 148 Hidróxido de alumínio, 260 Hidróxido de cálcio efeito na dentina, 128, 129 efeito na polpa, 4 Hidroxietil metacrilato (HEMA), 131, 132, 151 Hipersensibilidade ver Reações alérgicas Histerese, 52 Homopolímeros, 33 Hunter, William, 10 Idade das trevas, na odontologia, 7-8 Idade Victoriana, odontologia em, 8-9 In-Ceram, 244 Incisão, 62 Indentação Brinell, 48 Indentação de Knoop, 48 Indentação Rockwell, 48 Indentações, 48 Indentador Vickers, 48 Índio, 219 Inibidores, 94 Iniciação, polimerização, 35 Inlays, 176 agentes para cimentação, 258 cimentos de ionômero de vidro para cimentação, 265 compósito, 112, 159 escolha da liga, 216 resinas para cimentação, 269 Interface, 68 Interligação micromecânica, 71-72 Iodo, 14 Iodóforos, 193 Ionização, 63 Íons cálcio, 182-183 Íons de alumínio, 123 Íons hidrogênio, 115, 122 Irídio, 27, 216 em ligas de ouro, 216-217 Isocianatos, 72, 73 Isolamento térmico, 55 Isopreno, 164 Isotático, 33 Ítria, 246 Jateamento, 272, 276

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Kells, C. Edmund, 10 Ketac-Cem, 265 Lâmpada a base de mercúrio, 97 Lâmpada de filamento de tungstênio, 57 Laser de argônio, 100 Lesões de erosão, 128, 141 Leucita, 237 cristais, 233, 237 Leucita tetragonal, 237 Liberação de fluoreto cermets de prata, 130-131 cimento de fosfato de zinco, 259, 261 cimento de policarboxilato de zinco, 262-264 cimentos de ionômero de vidro (CIVs), 116, 119 compômeros, 115, 116 Liga binária, 28 Liga de latão, 44 Liga ternária, 28 Ligação cruzada, 38, 148, 184, 185, 186 Ligações covalentes, 14, 15 quebra de, 62 Ligações de Van der Waal, 16, 68 Ligações iônicas, 14, 15 Ligações metálicas, 14 Ligações primárias, 13 tipos de, 14 Ligações secundárias, 16 Ligas, 28 de amálgamas, 79-81 fundição ver Ligas fundidas fundidas, 277 modificação química das superfícies das, 273 qualidades para aplicações ortodônticas, 282 revestimento de estanho, 273 revestimento triboquímico, 273 revestimentos de sílica, 273 Silicoater, 273 Ligas de alumínio, 46 Ligas de cromo-cobalto (Co-Cr), 220-221 comparação com outras ligas, 223 composição, 220-221 propriedades, 221 próteses, parciais removíveis, 215 qualidades para aplicações ortodônticas, 282 união micromecânica, 270 Ligas de metais nobres, 216-220 ver também Ligas metálicas específicas Ligas de metais preciosos, 216-220 Ligas de níquel-cromo (Ni-Cr), 270, 271 Ligas de níquel-cromo-molibdênio, 240 Ligas de níquel-titânio, 282 Ligas de ouro, 215, 216-219 baixo teor de, 218-219 cerâmicas unidas ao metal, 239 cimentos de policarboxilato de zinco, 264 cobre na, 29, 217 composição das, 216, 219 elevado teor de, 216-217 médio teor de, 218-219 microestrutura das, 27 propriedades das, 219 qualidades para aplicações ortodônticas, 282 soldagem, 282 soluções sólidas substitucionais, 29 tipo I, 216, 217 tipo II, 216, 217 tipo III, 216, 217 tipo IV, 216, 217 união, 235 Ligas de prata-paládio (Ag-Pd), 220 Ligas forjadas, 277 Ligas metálicas ouro-paládio, 240 Ligas prata-paládio, 240 Limite convencional de escoamento, 45 Limite de proporcionalidade, 45, 47 Limite de resistência, 48 Limite do grão, 27 Limite elástico, 44

Líquido(s), 13 adesão a um sólido, 68 aumento do escoamento por cizalhamento, 52 dilatantes, 52 hidrocarboneto, 74 newtoniano, 52 plástico, 52 pseudoplástico, 52 transições, 22 viscosidade, 51-2 viscoso, 53-4 Liquidus, 30 Luis XIV, Rei, 8 Luz adesivos resinosos de esmalte ativados por, 129 ativação, 35 azul, 99, 101 luz do dia, 57 ultravioleta ver Luz ultravioleta visível ver Compósitos ativados por luz visível (ALV) unidades de polimerização, 101-104 Luz azul danosa, 97 Luz do dia, 57 Luz ultravioleta, 62 compósitos ativados por, 96-97, 99 segurança, 97 Luz visível compósitos ativados por (ALV), 99, 139 resinas acrílicas polimerizadas por, 206-207 Macrorretenção, 72 Marcos, história dos materiais dentários, 9-10 Martensita, 279 Matéria, fases da, 13, 29 Materiais de moldagem, 175-194 aplicação, 178 categorização dos, 176 composição, 177-178 contração dos, 176-177 desinfecção, 192-194 elásticos, 175, 176 elastoméricos ver Materiais de moldagem elastoméricos exigências dos, 175-177 hidrocoloides, 175, 176, 179-180 propriedades, 178 rígidos, 175, 176, 177-179 silicona ver Materiais de moldagem de silicona Materiais de moldagem de óxido de zincoeugenol, 175, 176 Materiais de moldagem de poliéter, 175, 176, 185 características de trabalho, 187 comportamento de presa, 187 contração de presa, 189 desinfecção, 193, 194 vantagens e desvantagens, 192-193 Materiais de moldagem de polissulfeto, 176, 185 características de trabalho, 187 contração de presa, 189 desinfecção, 193, 194 vantagens e desvantagens dos, 192-193 Materiais de moldagem de silicona, 185-186 aumento do escoamento por cisalhamento, 52 características de trabalho, 187 classiﬁcações dos, 176 desinfecção, 194 polimerização por adição ver Siliconas polimerizados por adição polimerizados por condensação ver Siliconas polimerizados por condensação técnicas de moldagem, 177 Materiais de moldagem elastoméricos, 175, 176, 184-191 aceitabilidade, 191 características de trabalho, 187

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compatibilidade com materiais do modelo, 191 comportamento visco-elástico, 54, 55 contração de presa, 189 contração térmica, 189 custo, 191 estabilidade dimensional e fidelidade, 188-189 propriedades mecânicas, 188 reprodução de detalhes da superfície, 189 técnica de moldagem, 189-191 vantagens e desvantagens dos, 192 Materiais endodônticos, 161-172 Materiais para obturação de canal radicular, 164-170 biocompatibilidade, 169 cimentos seladores, 166-169 pontas obturadoras, 164-166 propriedades de selamento, 169-170 propriedades físicas, 170 Materiais restauradores aspectos históricos dos, 10 com cor semelhante aos dos dentes, 126-128 ver também Material específico Materiais restauradores intermediários (MRIs), 135-141 cimentos de ionômero de vidro modificados por resina, 141 cimentos de ionômero de vidro, 141 escolha dos, 139-141 proteção pulpar, 135-136 restaurações em amálgama, 139-141 Matriz compósito, 40 resina, 93-94 técnicas deficientes da, 89 MDP (metacriloxietil-fenil), 272 γ-mercaptopropiltrimetoxisilano, 76 Mercúrio (Hg), 4, 79 amálgamas, 79, 80, 81 condensação, 85 energia de superfície, 70 energia de união, 15 toxicidade, 86-87 Meros, 16 4-META (4-metacriloxietil trimelitato anidro), 272, 276 Metacrilato de metila (MMA) cimentos de ionômero de vidro, 125 estrutura química do, 95 materiais restauradores intermediários, 138 polimerização, 94 resinas compostas, 93, 108 resinas para base de dentaduras, 205, 211, 212 união metal-resina, 269 Metacriloxietil-fenil (MDP), 272 2-metacriloiloxietil-fenil (Fenil-P), 155 γ-metacriloxipropiltrimetoxisilano (γ-MPTS), 76, 94, 268 Metal(ais), 15, 18 agregado de trióxido, 168 corrosão e deslustre do, 63-65 dúctil, 46, 47 fundido, 28 microestrutura dos, 27-28 nobre, 61, 216-220 pontos, 166 preparo da superfície, 235 aquecimento na presença de ar, 236 aquecimento sob vácuo parcial, 235 decapagem ácida, 235-236 polimento da superfície, 235 primers, 274-275 tenacidade à fratura, 45 união à resina ver União metal-resina ver também Ligas, metal específico Metalocerâmicas, 230, 233-241 cimento de fosfato de zinco, 261-262 escolha da liga, 239-240 expansão térmica, 236-238 composição da cerâmica e, 237 tensões induzidas termicamente, 236

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fraturadas, 5 preparo da superfície do metal, 235 união, 233-235 Metaltite, 275 Metamerismo, 58 Metano, 16 Metil benzoína, 97-99 Microinﬁltração, 114, 136, 140 Micro-organimos nos condicionadores de tecido, 213 Mistura fundida, 228 Mistura, polímero, 38 Modelos, 199, 208 Módulo de Young, 44-45 Moldagem de transferência, 250 Moldeiras, 175 de estoque, 175 resfriada por água, 181 tipos de, 176-177 Moldeiras, moldagem ver Moldeiras para moldagem Molhamento, 69, 144-145 Molibdênio, 220 Monômero, 33 cristal líquido, 104 estrutura química dos, 95 polimerização, 34-35 Munsell, A. H., 57 n,n-Di-hidroxil-p-toluidina, 98 n,n-Dimetil-p-toluidina, 35, 36 Níquel (Ni), 4, 240 aço inoxidável, 279-280 diagrama de fase, 30 em ligas de cromo-cobalto, 221 reações alérgicas ao, 221, 240, 271 Nitrocelulose, 125, 129 Nitrogênio, 30 5-NMSA, 155 NPG-GMA, 151 Nucleação heterogênea, 27 Nucleação homogênea, 27 Núcleo de cristalização, 27 Número médio de peso molecular (Mn), 36 Nylon, 211 sorção de água, 61 tenacidade à fratura, 45-46 Oclusão, habitual, 114 Odontologia do século XVIII, 8 Óleo de cravos da índia, 8 Oligômeros, 36 Onlays agentes de cimentação para, 258 compósito, 112 cúspides de trabalho, 114 Opacidade, 59, 123-124 Ortodônticos bandas, 264 bráquetes, colagem direta, 144 Ósmio, 216 Osso, 18-19 Ouro coeﬁciente de expansão térmica, 234 coesivo, 68 história da conservação dos dentes, 9 propriedades do, 30, 61 pureza, 216 quilate, 216 vantagens do, 7 Ouro branco, 220 Óxido bórico (B2O3), 24 Óxido de alumínio ver Alumina (Al2O3) Óxido de bismuto, 168 Óxido de cromo, 280 Óxido de ferro, energia de superfície, 70 Óxido de magnésio cimento de fosfato de zinco, 260 cimentos de policarboxilato de zinco, 262 Óxido de potássio, 237 Óxido de sódio, 24 Óxido de zinco, 21, 24, 137 Óxido nitroso, descoberta do, 9

Oxigênio em ligas de titânio, 222 inibição, 98-99 Oxiranos, 104 Paládio, 216, 220 em ligas de ouro, 29, 216, 218, 239 ligas, 240 Paraformaldeído, 169-170 Pare, Ambrose, 9 Partículas cortadas em torno mecânico, 80 Partículas de carga compósitos, 40, 93-94 nova tecnologia, 104 materiais de moldagem, 177-178 Partículas esféricas, 80 Pasta de óxido de zinco-eugenol, 178-179 Perlita, 279 Pele, 33 Película, 145, 147 PEMA (Polietil metacrilato), 211, 212 Perfilômetro, 60 Peróxido de benzoíla, 35, 99, 212 Peróxidos, 35 Perspectivas históricas, 7-10 Peso molecular dos polímeros, 36 Peso molecular média (Mw), 36 Pincus, Dr. Charles, 249 Pinos, endodônticos cerâmicos, 172 cimentos de ionômero de vidro modificados por resina para cimentação, 266 fundidos, 171 metálico, 171-172 pré-fabricados, 171-172 resina reforçada por fibra, 172 tipos de, 171 Pinos estéticos, 172 Placa, 147 Plástico(s) ver Polímeros Plastificadores, 39 embasadores macios para dentaduras, 212 materiais de moldagem, 177-178 Platina, 61, 217 corrosão galvânica, 65 em ligas de ouro, 29, 217, 239 Poliácido, 120-121 Polidimetil siloxanos, 33, 35 com terminação hidroxil, 186 obturadores de canal radicular, 168 Poliestireno, 138 Polietil metacrilato (PEMA), 211, 212 Polietileno, 33, 34, 37 radiação-g, 63 Polimento, 110 Polimerização adição, 35-6 compômeros, 116 condensação, 36 contração, 5, 101-104, 158 inlays de compósitos, 159 compômeros, 117 compósitos ver Compósitos (resinas compostas), contração de polimerização restaurações grandes, 113 sorção de água, 109 mecanismos de, 34-36 métodos, 98 resinas acrílicas, 208 técnicas, 96-97 Polímeros, 17 configurações das cadeias, 37, 38 cristalinidade em, 37 degradação dos, 61-63 estabilidade dos, 61 estrutura dos, 33-41 ligação cruzada, 38 peso molecular dos, 36 real composição, 38-41 compósitos, 40 copolímeros, 38 mistura, 38

plastificadores, 39 ver também Polímeros específicos Polímeros de silicona, 38, 70 líquido não polar, 72 Polímeros endurecidos, 37 Polímeros termoplásticos, 37 Polimetil metacrilato (PMMA), 34, 40, 212, 270 biocompatibilidade, 210 condutividade térmica, 210 sorção de água e solubilidade, 210 vantagens e desvantagens do, 210 ver também Resinas acrílicas Polimetileno, 17 Polimorfismo, 21 Polipropileno, 33, 34 isotático, 34 Politetrafluoretileno (PTFE), 34, 69, 70 Politrifluoretileno, 70 Polivinil siloxano, 170 Polpa capeamento direto, 162-163 fracasso, 163-164 indireto, 161-162 inflamação da, 163-164 materiais, 163 proteção bactérias e endotoxinas, 136 cimentos de ionômero de vidro (CIVs), 128-129 estímulo químico, 136 estímulo térmico, 135-136 materiais restauradores intermediários, 135-136 reações, 3-4 sensibilidade, 261 Pontes, 176 agentes de cimentação para, 257-258 aspectos históricos, 9-10 cimento de fosfato de zinco, 261 cimentos de ionômero de vidro para cimentação, 265 desenho de Rochette, 270 Maryland, 270 unidas por resinas, 67, 144 Ponto de soldagem, 282 Ponto eutético, 31 Porcelana, 225 chinesa, 226-227 composição da, 227-228 composição do óxido, 228 coroas, 67, 230-231 dentaduras, 8 expansão térmica, 55 processamento, 228-229 propriedades da, 229-230 resistência da, 243 tenacidade à fratura, 45-46 unida ao metal, 55 Porosidade de contração, 208 Porosidade gasosa, 208 Posições intersticiais, 21 Prata (Ag), 216 amálgamas, 79-80 coeficiente de expansão térmica, 235 em ligas de ouro, 29, 216 material de obturação de canal radicular, 166 metalização com, 191 propriedades físicas da, 55-56 solda de ligas, 282 soldagem a frio, 87 solubilidade sólida parcial, 31 Pré-amalgamação, 80 Prensada sob calor, coroas cerâmicas, 250 Preparo da cavidade, 127 Primers, 75, 76 autocondicionantes, 155, 156 dentina, 147-148 metal, 274-276 papel dos, 150-151 Procera AllCeram, 246

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Processamento dos materiais, 51 Processo catódico, 63 Processo de Kroll, 221 Processos de polimerização por reações redox, 131-132 Produtos de gesso, 199-203 aplicações, 200 dureza e resistência à abrasão, 202 estabilidade dimensional, 202 expansão higroscópica, 202 mudanças dimensionais durante a presa, 201 processo de presa, 200 propriedades, 202 química dos, 199-202 reprodução dos detalhes da superfície, 202-203 resistência à compressão, 202 resistência à tração, 202 tempos de trabalho e de presa, 200 Profilaxia, esmalte, 146 Propagação, polimerização, 36 Propileno, 33, 34 Propriedades físicas, 51-60 propriedades ópticas, 56-58 propriedades reológicas, 51-54 propriedades térmicas, 54-56 Propriedades mecânicas, 43-50 Propriedades químicas, 61-66 Proteínas, 33 Próteses intraorais, 4 Próteses, maladaptadas, 194 ver também Pontes; Coroas; Dentadura(s) PTFE (politetrafluoretileno), 34, 69, 70 Pureza, ouro, 216 PVC (cloreto de polivinil), 34, 40, 70 Quartzo, 22, 94, 95 fundido, 24 porcelana, 228 Queima, cerâmica, 225-226 Quilate, ouro, 216 Rachaduras, 208 Radiação eletromagnética, espectro da, 56 Radiação, degradação do polímero, 62-63 Radicais livres, 35-6, 98 Radiopacidade, 109 Reação de oxidação, 63-65 ver também Corrosão Reação de presa, 80 alginatos, 182-183 cimentos de ionômero de vidro (CIVs), 122-123 cimentos de ionômero de vidro modificados por resina (CIVMRs), 141 Reação eutectoide, 32 Reações alérgicas, 3-4 resinas compostas, 108 níquel, 221, 240, 272 polimetilmetacrilado (PMMA), 210 mercúrio, 86-87 Reações polares, 150 Reações, biológicas, 3 Real resistência de união, 74-75 Recristalização, aço inoxidável, 281 Região elástica linear, 44 Rênio, 217 Resfriamento, 23 Resiliência, 45 Resina amida, 125 Resina de Bowen ver Bis-GMA Resina de uretano dimetacrilato (UDMA), 93, 95, 108, 152 adesão, 271 Resina epóxi-amina, 167 Resinas abertura do anel, 104 acrílicas ver Resinas acrílicas amido, 125 base de dentaduras, 205-213 cimentação ver Resinas para cimentação materiais de moldagem, 177-178

obturadores de canal radicular, 167 ver também Compósitos (resinas compostas) Resinas acrílicas, 136 aspectos de manipulação, 207-209 composição e estrutura das,205-207 controle de cor, 207 estabilidade estrutural e precisão, 209 isolamento do molde, 207 polimerização a frio, 207, 211 polimerização a quente, 206, 211 polimerização por luz visível, 207 porosidade, 207-208 processamento, 207 propriedades físicas, 210 propriedades mecânicas, 209-210 propriedades, 209-210 quimicamente ativada, 207 relação pó-líquido, 207 tensões do processamento, 208 Resinas acrílicas polimerizadas a frio, 206-207, 211 Resinas acrílicas quimicamente ativadas, 206-207 Resinas acrílicas termopolimerizáveis, 206, 211 Resinas compostas modificadas poliácidos ver Compômeros Resinas de polivinil, 167 Resinas de vinil, 205 Resinas microparticuladas, 105 Resinas para base de dentadura, 205-213 aspectos de manipulação, 207-209 composição e estrutura das, 205-207 critério ideal para, 206 propriedades, 209-210 Resinas para cimentação união cerâmica-resina, 269 união micromecânica resina-metal, 270-271, 272 unidas quimicamente, 272 Resistência à flexão, cerâmicas, 243 Resistência à tração amálgamas, 81 cimentos de ionômero de vidro (CIVs), 127 compósitos, 111 diametral, 47 máxima, 45 Resistência máxima à tração, 45 Resistência teórica de uma união adesiva, 73-74 Restaurações bordo incisal, 141 classe I, 131 classe III, 128-131 classe V, 117, 128-130 compósitos, considerações clínicas para, 113-115 fraturadas, 4 grandes, 113-114, 159 fracassos das, 163-164 metálicas, 215-223 pequenas, 159 resinas preventivas, 140 ver também Cárie Restaurações de bordo incisal, 140 Retenção, dentaduras, 209 Retina, 56-57 Riscos, biocompatibilidade, 3 Ródio, 216 Roosevelt, Presidente, 9 Rosina, hidrogenada, 138 Rugosidades, 67 Rutênio, 216 Saliências, 89 Segregação composicional, 32 Segurança, 97-98 Seladores canal radicular, 165-168 dentina, 147-148, 152 Selantes de fissura, 140, 145 expansão térmica, 55-56 Sem estética, descoberta da, 9

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Sensibilidade agentes de cimentação à base de água, 261 pós-operatória, 3-4, 152 preparo dentário e, 128 térmica, 135 Séries galvânicas, 64 Serviço de Aconselhamento da Associação Dentária Britânica (British Dental Association Advisory Service), 194 Silanóis, 76 Sílica (SiO2), 20, 21, 22, 227 cobertura das ligas, 273 coeficiente de expansão térmica, 235 coloidal, 104 degradação da, 65 estabilidade química, 61 formação do vidro, 23 derretida, 24 propriedades físicas da, 55-56 Silício, 33 Silicoater, 273 Silicona, 16, 175 Silicona polimerizada por adição, 186 características de manipulação, 186-187 comportamento de presa, 187 contração de presa , 189 desinfecção, 193 hidrofílico, 188 vantagens e desvantagens da, 193 Siliconas polimerizadas por condensação, 187 características de trabalho, 186-187 comportamento de presa, 187 contração de presa, 189 desinfecção, 193 Siloranos, 104 Sindiotático, 33 Sinérese, 181, 183 Singenito, 201 Sinterização, 226 coroas cerâmicas, 250 Sistema de Munsell, 57-58 Sistema ferro-carbono (Fe-C), 32 Sistema prata-estanho (Ag-Sn), 80 Sistemas adesivos de frasco único, 155-156 Sistemas de núcleos cerâmicos de elevada resistência infiltrada por vidro, 245-247 Sistemas de núcleos cerâmicos, reforçados, 230 ver também Núcleos cerâmicos de elevada resistência; cerâmicas unidas por resina Sistemas de pino e núcleo, 170-172 agentes de cimentação para, 258 Slip-casting, 245 Soda (Na2O), 24, 237 Sódio, 14 Sol, 180 Solda dura, 281 Soldagem, 72, 281 a frio, 67, 87 em ponto, 282 Solidificação, 27, 30 Sólidos, 13 adesão a um líquido, 68 adesão entre, 67-68 arranjo estrutural dos átomos nos, 17-18 covalentes, 15-16 elásticos, 53 friável, 46-7 iônicos, 14-15 metálicos, 15 molecular, 16 transições, 21-22 Solidus, 30 Solubilidade cimentos de ionômero de vidro (CIVs), 125-126 resinas compostas, 108-109 Solubilidade sólida parcial, 31 Soluções de aldeído, 193 Soluções de cloro, 193 Soluções de hipoclorito de sódio, 193 Soluções de iodo, 193

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ÍNDICE

Soluções sólidas diagramas de fases, 30 intersticiais, 29 substitucional, 29 Solventes, 61, 152 Sorção química, 72 Spinel coeﬁciente de expansão térmica, 235 sistemas de núcleos cerâmicos de elevada resistência inﬁltrados por vidro, 245 Suavização do líquido, 260 Substratos, 68 Sulfato de cálcio, 137 Sulfato de cálcio di-hidratado, 181, 199, 201 Sulfato de cálcio hemi-hidratado, 199 Sulfato de potássio, 179, 181, 200 em produtos de gipsita, 201 Sulfonamida, 137 Superbond C&B, 272 Superfície energia, 69 indentações, 47 preparo, 67 rugosidade, 69, 71 tensão, 69, 144-145 textura, 56, 59-60 Tartarato de cálcio, 123 Techceram, 245 Técnica da compressão da massa plástica, 206 Técnica de condicionamento ácido total, 152-153, 163 Técnica de condicionamento ácido, 144-146 aplicação de resinas sem carga, 146-147 capeamento pulpar indireto, 162 coroas cerâmicas, 249 procedimento clínico, 145-146 resinas compostas, 110, 114, 140 resistência de união, 147 Técnica de fundição por cera perdida, 215, 250, 253 Técnica de moldagem de dupla mistura, 187 Técnica de moldagem massa pesada/ massa leve, 187 Técnica de remoção em movimento único e rápido, 183 Técnica do sanduíche, 141 Técnicas de moldagem, 175, 176, 189-190 dupla mistura, 187 massa densa/massa leve, 187 técnica da moldagem simultânea, 189-190 técnica de duas etapas com espaçador, 190 técnica de duas etapas sem espaçador, 190 Tecnologia CAD-CAM, 10, 245 coroas cerâmicas, 251 TEGDMA (trietileno glicol dimetacrilato), 93, 108 Têmpera, 25, 32, 279 Têmpera de homogeinização, 32 Temperatura cadeias dos polímeros, 37 degradação do polímero, 62-63 dente, 51 fusão das ligas, 30 propriedades térmicas, 54-6 transformação, 23 transição vítrea (Tg), 22, 23, 37

Temperatura de fusão, 21-22 Temperatura eutética, 32 Temperatura ﬁctícia ver Vidro(s), temperaturas de transição (Tg) Tempo de espatulação, 200 Tenacidade, 45 Tensão, 43-4 por compressão, 44 limite convencional de escoamento, 45 limite de proporcionalidade, 45, 47 por cisalhamento, 44 por tração, 44 Terminação, polimerização, 36 Terracota, 226 Teste de compressão, 47 Teste de dureza, 48 Teste de fadiga, 48-49 Teste de impacto, 48 Teste de impacto de Sharpy, 48 Teste de tração, 46 diametral, 111 Testes mecânicos, 46-49 Tetraetileno silicato (TES), 185, 187, 212 Tetrametoxissilano, 273 Titânio, 63, 215 carboneto de cromo, 280 comercialmente puros (Ticp), 222, 241-242 em ligas de cobalto-cromo, 220 ligas, 222, 223 obturadores de canal radicular, 166 óxidos de, 24 Titânio-6%Alumínio-4%Vanádio, 222, 223 Tixotrópico, 52-53 Tomes, Sir John, 161 Trabalhado a frio, metal, 277, 278 Trabalho a quente, metal, 277 Transformação eutectoide, 278 Transformação eutética, 278 Translucidez, 56, 59 Transparência, 59 Tratamento endodôntico, 162 Tridimita, 22 Trietileno glicol dimetacrilato (TEGDMA), 93, 95, 108 Tri-hidróxi-silanóis, 76 Trinca por corrosão sob tensão, 66 Trituração, 85 Troquéis, 200 Tubliseal, 166, 170 Túbulos dentinários, 135, 147, 156-157 cimentos de ionômero de vidro (CIVs), 128 UHMPE (polietileno de peso molecular ultra alto), 210 Um sólido, formação de, 15-16 União do silano, 67, 93-94 agentes, 75-76, 268-269 União resina-metal, 269-276 modiﬁcação química da superfície das ligas metálicas, 273 primers para metal, 274-275 resinas de cimentação unidas quimicamente, 272 Silicoater, 273 união macromecânica, 270 união micromecânica, 270-272 Unidade de fotopolimerização LED-azul, 101

Unidade polimerizadora por luz de halogênio de quartzo, 101 Unidades de polimerização por luz de início suave, 103, 104 Unidades polimerizadoras por luz de arco de Xenon (plasma), 101 Unidades polimerizadores por luz de arco de plasma, 101 Usinagem leve, 246 Utensílios cerâmicos, 225-226 Valor de dureza Vickers (VDN), 218 Valor, 57, 58 Vanádio, 222 Vaselina, 129 VBATDT, 275 Verniz de poliuretana, 129 Vernizes cavidade ver Vernizes cavitários cimentos de ionômero de vidro (CIVs), 129 Vernizes cavitários, 135, 136-139 aplicações, 137 apresentação e componentes, 137 cáries de profundidade rasa, 139 Vidro(s) energia de superfície do placa, 70=71 feldspático, 21 fibras, 209-210 flúor alumínio-silicato, 115 formação dos, 22-24 formadores, 23-24 inclusão de um polímero, 40 óxido misto, 24 sílica, 104 temperatura de transição (Tg), 22, 37 transições, 22 viscosidade do, 23 Vidros de feldspato, 21, 233, 254 coroas cerâmicas, 250 estéticos, 251 reforçadas por leucita, 252 Vidros de óxidos mistos, 24 Vidros de silicato-lítio-alumínio, 104 Vidros de soda cáustica, 234 Vigo, Giovanni de, 9 Viscoelasticidade, 53, 54 Viscosidade, 51-52 adesivos, 68, 70, 74 controladores, 93 do vidro, 22 Vitrificação, 23 Volume, 21, 22 Vulcanite, 9, 205 Vulcanização, 9, 164 Wells, Horace, 9 Wildman, Elias, 227 Xileno, 165 Zinco (Zn) amálgamas, 79, 80 corrosão galvânica, 64 em ligas de ouro, 216 Zircônia, 10, 172, 243, 245, 246 Zona híbrida, 152, 153