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Capítulo 3.8
AGENTES DE 
CIMENTAÇÃO
INTRODUÇÃO
Na maior parte do século XX os únicos materiais dis-
poníveis para retenção e selamento marginal de próte-
ses fi xas, 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 represen-
tava uma descrição apropriada do processo de fi xar 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 modifi cados por resina. Existe 
também agora um marketing crescente para as tecnolo-
gias adesivas resinosas.
Neste contexto, o termo cimentação difi cilmente faz 
justiça à variedade de materiais que estão atualmente 
em uso. Outro termo para o processo de cimentação de 
uma restauração é fi xação. A palavra fi xação signifi ca que 
um cimento ou outro material é usado como cobertura 
protetora ou selamento hermético. Uma vez que este 
termo não é específi co para um cimento, o termo agente 
de fi xação 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 restau-
rações indiretas como descrito na Tabela 3.8.1.
REQUISITOS GERAIS PARA OS AGENTES 
DE CIMENTAÇÃO
Biocompatibilidade
Quando os agentes cimentantes são utilizados em situ-
ações 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 infl amação pulpar é 
uma consideração muito importante. Os agentes cimen-
tantes funcionarão também como a principal barreira 
contra ao ingresso de bactérias, de forma que juntamente 
com um bom selamento marginal, possíveis proprieda-
des antibacterianas podem ser altamente benéfi cas.
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 super-
fície. Isto nem sempre é ideal e a falta de retenção é a 
maior causa de falhas em próteses fi xas. Se, além disso, 
uma união adesiva puder ser criada, a retenção será 
melhorada signifi cativamente e as tecnologias adesivas 
resinosas tornaram isso possível.
Propriedades Mecânicas
É importante que a fi na 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 benéfi -
cas. A situação pode ser melhorada signifi cativamente 
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 excessi-
vos podem levar a submarginação, que signifi ca que um 
pequeno sulco é formado. Esse sulco pode tornar-se um 
sítio para descoloração marginal e acúmulo de placa.
MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS258
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 procu-
rado alcançar exatamente isso, mas com a grande varie-
dade 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 sufi cientemente fi no tanto para pre-
encher 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 fi car mais alta do que deveria, gerando 
problemas oclusais e a necessidade de ajuste. Além disso, 
uma adaptação marginal precária pode resultar em uma 
maior quantidade de cimento exposto na superfície do 
que o necessário. Uma vez que alguns agentes de cimen-
tação 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 leve-
mente mais fl uida para alcançar propriedades reológicas 
que permitam ao agente de cimentação um escoamento 
mais fácil no espaço entre o dente e a restauração, pro-
duzindo uma adaptação mais precisa. Para alguns mate-
riais, 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 sufi cientes 
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.
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 modifi cado 
por resina
Pinos endodônticos metálicos e cerâmicos Compômeros
Restaurações de ligas metálicas básicas Condicionamento
Jateamento
Cimentos resinosos com polimerização no 
escuro
Resinas adesivas
Coroas e pontes de ligas de metais 
preciosos
Galvanização por estanho 
Cobertura de sílica
Primers para metal
Cimentos resinosos com polimerização no 
escuro
Resinas adesivas
Coroa de jaqueta de porcelana e outros 
sistemas de cerâmica pura reforçada 
para núcleo
Cimentação convencional Cimento de fosfato de zinco
Cimento de policarboxilato de zinco
Cimento de ionômero de vidro
Facetas, inlays e coroas de cerâmica 
cimentadas com resina
Condicionamento com ácido 
hidrofl uorídrico + agente de 
ligação de silano
Cimentos resinosos estéticos de dupla ativação
Inlays de compósito União resina-resina Cimentos resinosos estéticos de dupla ativação
Próteses resinosas reforçadas por fi bra
Pinos endodônticos de resina reforçada 
por fi bra
Cimentos resinosos com polimerização no 
escuro
AGENTES DE CIMENTAÇÃO 259
Radiopacidade
É importante que o clínico seja capaz de fazer distinção 
entre um agente de cimentação e uma cárie recorrente 
sob uma prótese fi xa. Com o objetivo de evitar qual-
quer interpretação errônea é interessante que o agente de 
cimentação seja mais radiopaco que a dentina. Isto torna 
mais fácil a detecçãode possíveis excessos de agente de 
cimentação ou qualquer sobrecontorno marginal, espe-
cialmente nas áreas proximais, de difícil visualização.
Estética
Embora não seja uma consideração importante em restau-
rações metálicas ou metalocerâmicas, a estética torna-se 
muito importante quando restaurações de cerâmica pura 
são confeccionadas. Para algumas das cerâmicas reforça-
das 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 
signifi ca que para as cerâmicas altamente translúcidas 
cimentadas com resina, como as utilizadas na confec-
ção 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 justifi ca 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 adapta-
ção da restauração uma vez que o cimento não apresenta 
afi nidade adesiva aos tecidos dentários, ao metal ou à 
cerâmica. Os mais novos cimentos à base de ácido polia-
crílico 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 afi nidade com as superfícies metálicas e cerâ-
micas. A variedade desses cimentos aderentes às estru-
turas dentais foi estendida para incluir os cimentos de 
ionômero de vidro modifi cados por resina. Embora esses 
cimentos à base de água apresentem alguma capacidade 
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 pre-
cisariam ser desenvolvidos para ter o mesmo impacto 
na prótese dentária que os novos procedimentos adesi-
vos 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 diversi-
dade de agentes de cimentação resinosos e à base de água 
e os procedimentos clínicos associados, de forma simpli-
fi cadas 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 fosfa-
 to de zinco, o cimento de policarboxilato de zinco, o 
cimento de ionômero de vidro e o cimento de ionômero 
de vidro modifi cado 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 proprieda-
des favoráveis de manuseio. Esse cimento se apresenta 
como um pó branco que é misturado a um líquido trans-
parente. 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 endure-
cido e para prover uma maior variedade de cores.
MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS260
Algumas formulações incluem fl uoretos (usualmente 
na forma de uma pequena porcentagem de fl uoreto esta-
nhoso) e são em geral recomendadas para situações onde 
a liberação de fl uoreto será potencialmente benéfi ca, 
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 superfi cial 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, produ-
zindo 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 estru-
tura porosa quando o material está seco. A estrutura fi nal 
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-defi nido e um rápido tempo de presa.
Tempos de Trabalho e de Presa O tempo de tra-
balho 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 fi na 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 póno 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 traba-
lho 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 conteú do 
de pó signifi cará que um material com propriedades infe-
riores será obtido.
Utilizando uma placa de vidro resfriada para o pro-
cedimento 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 combi-
nação da placa resfriada e do processo de mistura incre-
mental garante que um tempo de trabalho adequado seja 
mantido. O procedimento de mistura deve ser fi nalizado 
dentro de aproximadamente 60-90 segundos.
O tempo de presa pode ser estendido por um pro-
cesso 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 pó-
líquido, e é importante que a correta proporção seja 
utilizada para cada situação específi ca.
AGENTES DE CIMENTAÇÃO 261
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 pro-
dutos, essas são difíceis de ser aplicadas na prática uma 
vez que o sistema de dosagem não é muito preciso. Con-
sequentemente, a maioria dos dentistas prefere misturar 
uma quantidade sufi ciente de pó no líquido, até que seja 
obtida uma consistência adequada para uma aplicação 
particular. Isso torna ainda mais importante que um pro-
cedimento 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 escoa-
mento 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 con-
siderável, e pode levar até 24 horas para que o cimento 
adquira um pH próximo do neutro.
Quando aplicado a um dente extensamente prepa-
rado, o pH inicial é sufi cientemente baixo para induzir 
uma resposta infl amatória na polpa. Isso pode ocorrer 
especialmente se houver suspeita de uma microexposi-
ção 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 proprie-
dades antimicrobianas e isso, associado à leve contração 
de presa, signifi ca que o cimento não fornece uma bar-
reira adequada ao ingresso de bactérias. Assim, a sensibi-
lidade pulpar associada ao material pode ser ocasionada 
pela combinação da contração, de uma falta de proprie-
dades antibacterianas e da alta acidez quando recém-
manipulado, 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 fl uidos no 
interior dos túbulos dentinários. Tal sensação é geral-
mente 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 fl uida 
do cimento.
O processo de endurecimento do cimento de fosfato 
de zinco leva um tempo considerável, e durante as pri-
meiras 24 horas existe uma liberação signifi cativa 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 pro-
priedades, as propriedades mecânicas são muito dependen-
tes da proporção pó-líquido do cimento fi nal. 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 pratica men te linear.
O cimento mostra um aumento inicialmente rápido 
de resistência, alcançando 50% de sua resistência fi nal 
dentro dos primeiros 10 minutos. Depois disso, a resis-
tência aumenta mais lentamente, alcançando sua resis-
tência fi nal após cerca de 24 horas. O cimento é muito 
frágil, e isso é refl etido 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 fi na.
Durante a mistura, o pó é parcialmente dissolvido no 
ácido, de forma que o tamanho fi nal 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 fi nalidade de cimen-
tação, 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 signifi cativamente 
maior para o cimento, e assim, em uma restauração ina-
dequadamente assentada.
Solubilidade A solubilidade de um cimento é uma 
consideração importante, particularmente quando está 
sendo utilizado como um agente de cimentação. A dis-
solução contribui para a infi ltração 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.
MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS262
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 pó-
líquido do cimento, sendo desejada uma alta proporção. 
Uma vez que o material tem sua presa completa, ele per-
manece apenas levemente solúvel em água (com alguma 
liberação de zinco e fosfatos), mas é ainda suscetível ao 
ataque ácido na presença do ácidolático. Uma vez que a 
presa fi nal leva algum tempo para ser alcançada, é impor-
tante que o cimento não seja indevidamente exposto aos 
fl uidos orais.
Os cimentos que contêm fl uoretos apresentam uma 
liberação contínua de fl uoreto por um longo período. 
O fl uoreto capturado pelo esmalte dentário circundante 
deveria reduzir a probabilidade de descalcifi cação, espe-
cialmente 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-defi nido, exato;
■ possuem uma resistência à compressão sufi ciente-
mente 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 intro-
duzidos 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 torna-
ram-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 fl uoreto estanhoso para conferir os 
benefícios da liberação de fl uoreto. Pigmentos podem 
estar presentes para fornecer uma variedade de cores.
Líquido O líquido é normalmente um copolímero de 
ácido poliacrílico com outros ácidos carboxílicos insatu-
rados 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 liofi lizado 
e então adicionado ao pó, sendo o componente líquido 
nesse caso, a água destilada. Este método foi desenvol-
vido com o objetivo de simplifi car 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 263
O resultado da reação é uma estrutura nucleada na 
qual as partículas de pó não reagidas são confi nadas 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 rapida-
mente 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 vis-
cosidade do cimento de policarboxilato de zinco ser 
inicialmente mais alta. Além disso, o cimento de policar-
boxilato de zinco recém-manipulado tem a propriedade 
de ser pseudoplástico, e tem seu escoamento aumen-
tado pela indução de forças de cisalhamento durante 
a mistura. Isto signifi ca que, embora o material possa 
parecer muito espesso para escoar adequadamente 
durante inserção, a pressão exercida faz com que o mate-
rial escoe de maneira satisfatória.
Essa propriedade não é sempre apreciada pelo den-
tista, que estará inclinado a produzir uma mistura mais 
fi na, pela redução da proporção pó-líquido acreditando 
erroneamente que isto fará com que o cimento escoe 
mais facilmente. Entretanto, fazendo isso, as proprieda-
des 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 
contêm o ácido poliacrílico, uma vez que isso leva à 
geleifi cação do polímero devido à formação de pontes 
de hidrogênio.
A habilidade de estender o tempo de trabalho é particu-
larmente 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 tra-
balho 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 benéfi ca 
de estender o tempo de trabalho sem afetar signifi cativa-
mente o tempo de presa.
Biocompatibilidade A presença do policarboxilato 
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 signi-
fi ca formação de uma barreira mais efi ciente 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 fl uoreto estanhoso é frequentemente incorporado 
aos cimentos, e isto não parece afetar a resposta bioló-
gica. A liberação de fl uoretos parece ser sufi ciente para 
produzir um efeito genuinamente benéfi co no esmalte e 
na dentina adjacentes.
Propriedades Mecânicas Quando o cimento é prepa-
rado 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 refl etido no 
tempo que este material leva para alcançar sua resistência 
completa; o cimento alcançará 80% da sua resistência 
fi nal dentro de uma hora. A armazenagem em longo 
Figura 3.8.1 Íons de zinco promovendo ligações cruzadas 
entre os grupos carboxílicos nas cadeias poliméricas do ácido 
poliacrílico. 
MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS264
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 
fl uoreto estanhoso.
Assim como nos cimentos de fosfato de zinco, esses 
cimentos são suscetíveis ao condicionamento ácido, mas 
até agora isso não parece ser sufi cientemente 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 policarboxi-
lato 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 cimen-
tos 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 sufi cientemente 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 benéfi co quando utilizado como agente de cimen-
tação de restaurações fundidas. Isto envolve novamente 
íons específi cos 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 natu-
reza 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 resis-
tência 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 uti-
lizados 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 pro-
cedimentos 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 compro-
metido. De forma oposta, se a remoção do excesso for 
retardada, esta será difi cultada devido a sua excelente 
união ao dente.
Embora a vantagem potencial da liberação de fl uoreto 
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 Modifi cados por 
Resina para Cimentação
Embora muitas das propriedades dos cimentos de ionô-
mero de vidro, como liberação de fl uoretos e adesão ao 
esmalte e à dentina, são as mesmas do material restaura-
dor descrito em detalhes no Capítulo 2.3, alguns requisi-
tos 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 fi na. Por esta 
razão o pó de vidro deve apresentar um tamanho de 
AGENTES DE CIMENTAÇÃO 265
partícula menor do que aquele dos materiais de para 
restauração. Uma vez que a alteração no tamanho de par-
tícula 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 signifi ca que não é aceitável utilizar 
a versão restauradora de um cimento de ionômero de 
vidro e modifi car sua reologia da redução da proporção 
pó-líquido.
O tempo de trabalho pode afetar a espessura de pelí-
cula de forma que tempos de trabalho mais longos per-
mitirão maior escoamento e auxiliarão no assentamento 
da restauração. Quando o material começa a tomar presa, 
a viscosidade aumenta rapidamente e o escoamento tor-
na-se impossível. Assim, é muito importante que a mani-
pulação 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 recen-
tes dos cimentos de ionômero de vidro para cimentação 
não necessitam da proteção de uma cobertura de superfí-
cie porque apresentam uma presa mais rápida. A solubili-
dade, 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 endure-
cido por água. Esta solubilidade parece ser ainda menor 
para os cimentos à basede 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 fi nal.
É melhor utilizar um cimento específi co para cimenta-
ção do que alterar a proporção pó-líquido de um cimento 
de ionômero de vidro restaurador com o objetivo de 
modifi car os tempos de trabalho e presa ou a espessura 
de película. A modifi cação 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 compa-
ração de algumas propriedades de dois cimentos disponí-
veis 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 fl exão 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 Aqua-
Cem. 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 modifi cados 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 for-
ramento 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 mate-
riais disponíveis comercialmente são:
PRODUTOS FABRICANTE
PROTEC-CEM Ivoclar-Vivadent, Schaan, 
 Liechtenstein
Rely-X 3M/ESPE, St Paul, EUA 
FUJI PLUS GC International Corp, 
 Tóquio, Japão
Tabela 3.8.2 Propriedades físicas e mecânicas de dois cimentos de ionômero de vidro
Aqua-Cem (De Trey) Ketac-Cem (3M/ESPE)
Radiopacidade Não Não
Solubilidade em água
 7 minutos 0,90% 1,00%
 1 hora 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 fl exão em 24 horas 15,2 MPa 4,1 MPa
Creep em 24 horas 1,37% 0,63%
MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS266
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. En -
tretanto, o consenso atual é que não existe uma dife-
rença signifi cativa 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 utili-
zados para a cimentação de coroas e pontes.
Dados clínicos no uso de cimentos de ionômero de 
vidro modifi cados por resina para cimentação são escas-
sos. A literatura registra a ocorrência de expansão higros-
cópica associada a esses materiais e, ao mesmo tempo que 
este comportamento pode ser benéfi co 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 modifi -
cado por resina for também utilizado como material de 
núcleo. Pinos metálicos com retenção mecânica compro-
metida podem se benefi ciar da utilização de um cimento 
de ionômero de vidro modifi cado 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 modi-
fi cado 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 modifi cados 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 con-
vencionais como os cimentos de fosfato de zinco, poli-
carboxilato 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 afi nidade natural para 
se unir às superfícies cerâmicas. Apenas com o advento 
o condicionamento com ácido fl uorídrico das cerâmicas 
dentárias introduzido por Horn em 1983 para a confec-
ção de facetas laminadas, é que a união direta ao esmalte 
usando cimento resinoso tornou-se possível. A combina-
ção 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 hidrofl uorí-
drico (HF) e por silano (Fig. 3.8.2) e as melhorias das 
características de resistência e tenacidade das cerâmicas 
dentárias produziu restaurações com excelente integri-
dade mecânica tanto para uso anterior quanto poste-
rior. A união adesiva tem o efeito de eliminar defeitos 
de superfície preenchendo a superfície com uma inter-
face, 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 condi-
cionador ácido que cria uma superfície micromecanica-
mente retentiva e em um agente de união que estabelece 
a união química com a cerâmica.
Condicionamento pelo Ácido 
Hidrofl uorídrico
A superfície de adaptação de uma cerâmica, quando con-
feccionada sobre um troquel refratário, é inerentemente 
rugosa devido ao jateamento utilizado para a remoção 
do refratário. A aplicação de ácido hidrofl uorídrico à 
superfície de adaptação de uma cerâmica, como uma 
feldspática reforçada por leucita, aumenta ainda mais 
a rugosidade de superfície, devido à remoção preferen-
cial 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
Esmalte
Resina Cerâmica
Condicionamento ácido por HF + silano
Figura 3.8.2 Esquema das interfaces de união durante a 
cimentação de inlay cerâmica. 
AGENTES DE CIMENTAÇÃO 267
modo de elétrons retroespalhados revela uma composi-
ção heterogênea de uma cerâmica reforçada por leucita. 
Esta heterogeneidade pode ser realizada por condicio-
nar preferencialmente por um dos componentescom o 
ácido hidrofl uorídrico. O efeito deste condicionamento 
é mostrado na Figura 3.8.4, que revela uma superfí-
cie altamente retentiva, do ponto de vista micromecâ-
nico, 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 3.8.4 A superfície de uma cerâmica reforçada por leucita vista sob microscopia eletrônica de varredura depois de ter sido 
condicionada com ácido hidrofl uorídrico. As reentrâncias superfi ciais são resultantes de uma dissolução mais rápida da leucita 
no ácido hidrofl uorídrico e não da matriz vítrea.
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. 
MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS268
No caso da fratura intraoral da cerâmica, a superfí-
cie da cerâmica deve primeiramente ser condicionada 
in situ com uma solução de ácido hidrofl uorídrico 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 condi-
cionamento da superfície. O uso do ácido hidrofl uorí-
drico na boca deve ser realizado com grande cuidado, 
uma vez que este material é altamente tóxico. Géis de 
fl úor fosfatado acidulado também podem ser utilizados, 
mas o longo tempo de condicionamento é proibitivo. O 
ácido fosfórico é inefi ciente 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 condiciona-
mento pelo ácido hidrofl uorídrico que o dentista precisa 
estar ciente:
■ O ácido hidrofl uorídrico é uma substância altamente 
tóxica e deve ser manipulada com cuidado.
■ Se o ácido hidrofl uorídrico não for completamente 
neutralizado, ele pode ser lixiviado e causar danos 
teciduais algum tempo depois.
■ O gel de ácido hidrofl uorídrico tende a escoar, de 
forma que as bordas laterais de algumas facetas podem 
não ser completamente condicionadas. Isto pode gerar 
infi ltração marginal e lascamento da cerâmica.
■ Danos à margem gengival vestibular da faceta ou do 
inlay pelo condicionador podem levar à retenção de 
placa, resposta infl amatória gengival e lesões de cárie 
secundária.
Silano
Quando dois materiais são incompatíveis, é normalmente 
possível proporcionar essa compatibilidade com o uso de 
um terceiro material que apresente propriedades inter-
mediárias 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 con-
junto com as restaurações cerâmicas é o silano, γ-metacri-
loxipropiltrimetoxisilano (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 superfí-
cie cerâmica. Desta forma, um fator que merece ser consi-
derado é o método de aplicação de um silano à superfície 
cerâmica. Em condições ideais, uma camada única de 
silano é o sufi ciente 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 cerâ-
mica ou à resina (Fig. 3.8.5); isto pode comprometer a 
estabilidade hidrolítica da união cerâmica-cimento resi-
noso. O simples procedimento de lavar a superfície da 
Interface quimicamente
unida
Interfase
difusa
Corpo do
mineral
M O Si
M O Si
M O Si
M O Si
M O Si
M O Si
M O Si
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 269
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 neces-
sária 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 inter-
ferir 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 cerâ-
mica (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.
Cimentos Resinosos
Os cimentos resinosos ou resinas para cimentação for-
necem 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 preferí-
vel, devido a sua superior estética e resistência quando 
comparada com os cimentos à base de água e à união 
superior obtida com as superfícies cerâmicas condicio-
nadas 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 
fi na. 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 FABRICANTE
Calibra Dentsply, Konstanz, Alemanha
Relux ARC 3M/ESPE, Seefeld, Alemanha
Nexus Keer Corp, Orange, CA, 
 Estados Unidos
Variolink Ivoclar-Vivadent, Schaan, 
 Liechtenstein
IMPORTÂNCIA CLÍNICA
A capacidade de unir às cerâmicas condicionadas pelo 
ácido hidrofl uorídrico 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 aplica-
ções continua a aumentar. Essas incluem:
■ A utilização de resinas ao invés de cerâmicas como 
facetas das infraestruturas metálicas especialmente 
para prótesesretidas por implantes.
■ Cimentação de próteses adesivas com preparos 
conservadores.
■ Cimentação resinosa de coroas e pontes convencio-
nais em que a retenção está comprometida.
■ Reparos intraorais de fraturas de cerâmicas em restau-
rações metalocerâmicas.
Os três primeiros itens requerem a adesão de uma 
resina a uma liga bem-defi nida, ao passo que no último 
caso a liga pode não ser conhecida. Todos representam 
γ-metacriloxipropiltrimetoxisilano
CH3
OCH32CH CH CH2 2C C O Si
OCH3
OCH3
CH2
O
Ativado pelo ácido 
CH3
OH2CH CH CH2 2C C O Si
OH
OH
CH2
O
Figura 3.8.6 Ativação ácida de um silano. 
MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS270
um desafi o 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 reten-
tivas macroscópicas, mas aos poucos procedimentos ade-
sivos 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 triboquími-
cas 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 efi ciência 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 uti-
lizavam resina para o facetamento de próteses parciais 
de cromo-cobalto. Naquele tempo, a resina era polimetil 
metacrilato, que era unida à estrutura metálica por reten-
ção mecânica. Alguns problemas surgiram em função 
da resina não se adaptar bem ao metal devido à grande 
contração de polimerização do metilmetacrilato, resul-
tando na formação de microfendas, descoloração, perda e 
fratura. Com a chegada das restaurações metalocerâmicas 
nos anos 1960, muitos desses problemas foram contorna-
dos. A partir dos anos 1980 houve um ressurgimento do 
interesse no uso de resinas para facetamento de infraes-
truturas 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 aprimora-
dos 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 metáli-
cas que eram unidas por resina ao esmalte condicionado. 
Ele utilizou fundições metálicas fi nas perfuradas, unidas 
com resina acrílica quimicamente ativada, para esplintar 
incisivos inferiores com mobilidade que estavam afeta-
dos 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 con-
cebida pela primeira vez. Isto forneceu um meio de subs-
tituir 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 defi ciência do desenho 
da prótese de Rochette era a utilização de pequenas per-
furações para a retenção. Isto expunha a resina ao des-
gaste e signifi cava que a fi xação 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 re -
solveram o problema.
União Micromecânica
O problema de ter que confi ar 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 mos-
trado na Figura 3.8.7. A principal liga utilizada para 
restaurações metalocerâmicas é a liga de Ni-Cr, devido à 
maior difi culdade de união da cerâmica à liga de Co-Cr. 
O processo de condicionamento remove preferencial-
mente 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 micro-
mecânico 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 adap-
tação 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 271
Entretanto, com o advento de outros métodos de obten-
ção 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 específi co, o pro-
cesso do condicionamento por gel ácido se tornou o 
mais popular dos dois. O gel é uma solução de ácido 
hidrofl uorídrico 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 conven-
cionais 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 sufi ciente de esmalte é 
necessária para unir os retentores. Coroas curtas, res-
taurações extensas, defeitos congênitos e perda da 
superfície dentária podem impedir o uso dessas res-
taurações fundidas adesivas. Além disso, para dentes 
pilares muito destruídos, as pontes convencionais são 
mais indicadas.
Os cimentos resinosos são essencialmente muito simi-
lares 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 
fi na espessura de película. Um opacifi cador 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 
relutânciapor parte de alguns clínicos em utilizar ligas 
de Ni-Cr, uma vez que o níquel é um alérgeno conhe-
cido. 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 micro-
estrutura eutética superior para um condicionamento 
efetivo. Entretanto, o berílio pode ser liberado durante 
o desgaste e polimento das fundições, e, portanto, téc-
nicos 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. 
MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS272
Outra restrição desta abordagem é que não é possí-
vel 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 den-
tários de utilizar as ligas de Ni-Cr que contêm berílio, 
e com o desejo de evitar o processo de condiciona-
mento, alguns outros meios de união às ligas tiveram 
que ser encontrados. A difi culdade 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 jatea-
mento 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 con-
siderada inadequada. Por esta razão, os cimentos resino-
sos 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 
sufi cientemente forte com estes cimentos resinosos.
Com o objetivo de melhorar a união adesiva das 
resinas às superfícies metálicas, uma variedade de cimen-
tos resinosos de dupla ativação foi desenvolvida, na qual 
o componente resinoso foi modifi cado para possuir a 
capacidade de se unir quimicamente à superfície metálica 
adequadamente preparada. Essas resinas para cimentação 
são em geral citadas como cimentos resinosos quimica-
mente ativados para diferenciá-los das resinas simples 
de Bis-GMA. Em um sistema, o componente ativo é o 
monômero carboxílico 4-META (4-metacriloxietil trime-
litato anidro), e está comercialmente disponível como 
C&B Superbond (Sun Medical Co., Shiga, Japão). Outra 
abordagem é incorporar um monômero metacrilato fos-
fatado 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 afi nidade das resinas que contêm derivados do ácido 
carboxílico ou de ácido fosfórico com os óxidos metá-
licos 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 fl uoreto.
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 perigo-
sos. 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 excelen-
tes para a cimentação de ligas básicas, eles apresentam 
afi nidade 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 273
as ligas de ouro e paládio devido à ausência de uma 
camada de óxidos na superfície.
Modifi cação 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 compa-
rada com àquela dos metais básicos. Este problema pode 
ser contornado pela modifi cação da superfície do metal 
nobre de forma a torná-lo mais suscetível à formação de 
uma união com o cimento resinoso. Três opções popu-
lares estão disponíveis, a saber:
■ aplicar uma camada à superfície que criará uma união mi -
cromecânica, 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 fi na camada de estanho na superfície da 
liga, que pode ser percebido pelo aparecimento de uma 
coloração cinza. A camada de superfície produzida é irre-
gular 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 metalocerâ-
micas, 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 
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 deposi-
ção 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 galva-
nização pelo estanho não fornece qualquer benefício 
e pode ainda ser prejudicial na obtenção de uma forte 
união com a resina.
Cobertura com Sílica
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 dis-
poníveis, uma envolvendo uma camada especial e uma 
técnica de tratamento térmico da liga e outra envolvendo 
uma abordagem triboquímica.
Silicoater (Kulzer Co GmbH, Friedrichsdorf, Ale-
manha) 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 
gruposSi-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 fi nas 
de alumina fi na e sílica coloidal. Este sistema está dispo-
nível como um sistema para laboratório e para consultó-
rio sendo chamados de Rocatec e Cojet, respectivamente, 
(3M/ESPE, Seefeld, Alemanha).
O objetivo é a formação de uma fi na camada de sílica 
(SiOx-C) que contém grupamentos hidroxilas livre (-OH) 
sufi cientes 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 par-
tículas 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-
4-META
MDP
CH2
CH3
C
C
C
O
C
O
OH
OH
COOCH CH OOC2 2
COO(CH ) OP2 10
O
O
CH3
CH2
Figura 3.8.10 Estrutura do 4-META e do MDP. 
MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS274
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 super-
fícies 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 restaura-
ções de resina composta fraturadas.
Uma desvantagem dessas técnicas é a necessidade 
de adquirir o equipamento laboratorial ou de consultó-
rio. 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 
Figura 3.8.11 Microscopia eletrônica de varredura da superfície de um metal precioso após galvanização com estanho. 
Resina composta
Resina sem carga
Metal
Agente de união
de silano
Cobertura
de sílica 
Superfície metálica
Partícula
em movimento
Ponto
de impacto
Superfície
metálica
silicatizada 
Figura 3.8.13 Cobertura triboquímica da superfície metálica. Figura 3.8.12 Superfície metálica com cobertura de sílica. 
AGENTES DE CIMENTAÇÃO 275
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 base-
ados em monômeros bifuncionais desperta interesse 
porque têm mostrado ser efetivos e ao mesmo tempo é 
uma alternativa simples para a maioria das técnicas de 
modifi cação de superfície já descritas. São geralmente 
fornecidos como primers de frasco único compostos de 
um monômero polimerizável em um sol vente 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 grupa-
mento 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 grupamen-
tos mercaptanos permite a adesão química às superfícies 
das ligas de metal nobre. Algumas marcas comerciais, 
baseado nesses primers bifuncionais, estão atualmente 
disponíveis e incluem:
PRODUTO PRIMER FABRICANTE
V-Primer 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 
Resina
Dentina
hibridizada
Esmalte
condicionado
por ácido
Liga metálica
preciosa
Agente de união
(primer para metal) Liga jateada 
Figura 3.8.14 Esquema da união metal-resina. 
CHCH2 NCH2
H
N
N
NH
S
S
CH2CH2CH3
CHCH2 NCH2
N
N
N
SH
SH
CH2CH2CH3
(a)
CO
CH2
O
S
CH3
C
O
2(CH )m
n
P A3–n
(b)
CHCH2
CH3
CO R O NH
SN
HO
OO
CHCH2
CH3
CO R O NH
SHNO
R:
(c)
(CH )2 3
OO
Figura 3.8.15 Estrutura química de três primers para metal 
utilizados em produtos comerciais. (a) VBADT, 6-(4-vinilbenzil-
n-propil) amino-1,3,5-triazido-2,4,ditiol; (b) MEPS, derivados 
de metacriloiloxialquil tiofosfato; (c) primer metaltite baseado 
em um derivado de tiouracil. 
MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS276
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 ina-
ceitável. Portanto, ainda existem questões de compatibili-
dade 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 
fi bra, 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 descola-
mento 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 fi na 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 super-
fície não polimerizada não existe. Consequentemente a 
resina para cimentação tem que se unir às resinas com-
pletamente polimerizadas. Esta situação é de fato similar 
àquela encontrada quando se considera a opção de subs-
tituir 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 resina-
resina 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 hidrofl uorídrico 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 qua-
lidade 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 tambémtem 
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 super-
fície e pode prejudicar a união resina-resina, enquanto 
aumenta a união resina-cerâmica. Outra sugestão é utili-
zar 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
277
Capítulo 3.9
AÇO INOXIDÁVEL
INTRODUÇÃO
Quase todos estão familiarizados com o aço inoxidá-
vel como produto de qualidade amplamente utilizado 
tanto em instrumentos domésticos quanto industriais. 
Todavia, ele é também extensivamente usado em dispo-
sitivos médicos e odontológicos, como na fabricação de 
instrumentos odontológicos, por exemplo, lâminas de 
bisturi e fórceps, fi os ortodônticos, grampos de próteses 
totais e parciais, pinos endodônticos e em coroas de aço 
inoxidável para o tratamento de molares decíduos gran-
demente cariados. O material é em geral exaustivamente 
trabalhado para alcançar a forma desejada, sendo assim 
defi nido 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 tempe-
ratura, o processamento mecânico é conhecido como 
trabalho a frio, por meio do qual o metal é simultane-
amente 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 endureci-
mento ocorre porque o metal recristaliza-se continua-
mente 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 fi os orto-
dônticos e limas endodônticas; e as ligas de Co–Cr–Ni 
para grampos de próteses e fi os 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 proprieda-
des muito específi cas 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 fi os de aço apresentam uma ampla 
variação de resistências que os outros materiais não con-
seguem alcançar.
Antes da introdução dos aços inoxidáveis na odonto-
logia (em geral no início dos anos 1930), o único metal 
que possuía resistência à corrosão sufi cientemente 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 ortodôn-
ticos removíveis. Também é usado em aparelhos fi xos 
para a elaboração de bandas, braquetes e fi os para arco. 
De fato, praticamente todos os componentes para apa-
relhos fi xos usados na ortodontia podem ser fabricados 
do aço inoxidável.
O fi o ortodôntico é fabricado do que é conhecido 
como aço inoxidável austenítico. Este é uma forma de 
aço que pode ser facilmente conformado em um fi o 
por trefi lamento e subsequente extrusão por meio de 
moldes. Isto alonga os grãos em extensas estruturas fi bro-
sas longas que se alinham na direção do fi o.
Mais especifi camente, o material usado para fi os orto-
dônticos 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 fi nal. Ao longo do processo, os dife-
rentes 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 tempera-
tura. 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 
MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS278
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 classifi cado como um ferro 
fundido e não será aqui considerado.
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 conhe-
cido 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 
volume não ocupado na CCC (fator de empacotamento 
de 68%) comparado à CFC (74%).
A forma CFC do material possui uma solubilidade con-
sideravelmente 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 for-
jamento 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 deequilí-
brio de fases parcial da Figura 3.9.3.
Aços Hipereutetoides e Hipoeutetoides
A uma concentração de carbono de 0,8%, a liga apre-
senta 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
Essa transformação sólida é defi nida como eutetoide, 
porquanto distinta da eutética, que é uma transforma-
ção 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 
σ y
σy
σ y
A
lte
ra
çã
o 
de
 v
ol
um
e
CCC
CFC
CCC
1.390923
Temperatura (ºC)
Figura 3.9.2 A alteração de volume do ferro puro com a 
temperatura. 
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. 
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)
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 50–150
Fibra de carbono 2.200–2.800
AÇO INOXIDÁVEL 279
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 dia-
grama 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 
sufi ciente 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 fi ns 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 criteriosa-
mente controlado pela temperatura e duração do trata-
mento com calor, um processo conhecido como têmpera 
(Fig. 3.9.5).
Para instrumentos cortantes, um aço hipereutetoi de 
(teor de carbono >0,8%) é geralmente usado, pois com-
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 fi o 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 predominante-
mente 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 
Austenita
CFC912
723
Te
m
pe
ra
tu
ra
 (º
 C
)
Ferrita
CCC
0,02% 0,8%
2,11%
Austenita +
Cementita
Ferrita + Cementita (Fe3C)
% Carbono 
Figura 3.9.3 O sistema Fe-Fe3C.
Austenita
TêmperaPerlita Martensita 
Resfriamento
rápido
Resfriamento
lento
Figura 3.9.5 O tratamento térmico, conhecido como têmpera 
dos aços martensíticos para controlar as propriedades 
mecânicas. 
Figura 3.9.4 A estrutura da perlita, que é uma mistura 
laminar de ferrita e cementita. 
MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS280
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 resis-
tente à corrosão. Ele foi descoberto acidentalmente no 
Reino Unido durante a parte inicial da Primeira Guerra 
Mundial. Na ocasião, um metalúrgico de Sheffi eld 
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 reco-
nhecidas e ela foi patenteada em 1917. A adição de 
cromo ao aço-carbono melhorou a resistência à corro-
são do metal por meio da formação de uma camada 
superfi cial protetora de óxido de cromo. Para que isto 
seja totalmente efi ciente, o teor de cromo da liga tem 
de exceder 11%.
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 aus-
tenita 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 inoxidá-
vel empregadas para aplicações odontológicas (Tabela 
3.9.2).
Os aços ferríticos são usados principalmente para a 
fabricação de instrumentos, enquanto os aços inoxidá-
veis austeníticos possuem uma aplicação muito ampla 
e são usados em fi os 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 fi nalidades. A liga 
não pode ser tratada com calor para alterar as proprie-
dades da maneira como os aços martensíticos e ferríticos 
podem, mas ela pode ser trabalhada a frio para melho-
rar o limite de proporcionalidade (embora isto ocorra 
à custa da maleabilidade). Não obstante, é esta capaci-
dade 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
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 pre-
cipitam na periferiados grãos, promovendo um com-
portamento 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 solda-
ram 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 
Figura 3.9.6 Enfraquecimento da solda devido ao 
superaquecimento da liga. 
Tabela 3.9.2 As três formas de aço inoxidável que são 
usadas em aplicações odontológicas
Cr (%) Ni (%) C (%)
Ferrítico 11,5–27 0 0,2 (máx.)
Austenítico 16–22 7–22 0,25
Martensítico 11,5–17 0–2,5 0,15–0,25
AÇO INOXIDÁVEL 281
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 ele-
vadas 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 irreversí-
vel a menos que a temperatura do material seja aumen-
tada 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.
Recristalização
Se a temperatura for aumentada acima da temperatura 
eutetoide, ocorre a recristalização do metal, e os grãos 
longos e fi brosos que são produzidos pela laminação e 
trefi lação durante a fabricação do fi o se transformam em 
grãos amplos e equiaxiais.
Se isto ocorrer, o material se torna macio e as proprie-
dades elásticas do fi o 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 resistên-
cia 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 fi o ortodôntico, uma variedade 
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 fl exão, um fi o 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 endure-
cimento na fl exão.
IMPORTÂNCIA CLÍNICA
Se for selecionado um fi o muito duro para começar, 
há o perigo de que o fi o se frature a fl exão devido à 
perda de ductibilidade. 
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. Por-
tanto, técnicas devem ser projetadas para evitar a exposi-
ção 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 sufi cien-
temente resistentes à corrosão. Já que as soldas de ligas de 
ouro devem conter pelo menos 45% de ouro para assegurar 
uma temperatura de fusão sufi cientemente baixa, por ques-
tões de custo as soldas de prata são preferidas. A composi-
ção 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 50 170
Duro 1.050 200 6 250
Extraduro 1.450 230 1 350
MATERIAIS DENTÁRIOS DE USO LABORATORIAL E MATERIAIS CORRELACIONADOS282
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 loca-
lizada 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 recristaliza-
ção 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 enfraque-
cimento 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 
fi xo é unida por soldagem a ponto, embora esta necessi-
dade tenha se reduzido nos últimos anos com a introdução 
de componentes pré-fabricados complexos. Todavia, tanto 
a soldagem a ponto quanto as soldas são ain da utilizadas 
para o reparo e a confecção de dispositivos.
OUTRAS LIGAS
Outras ligas que podem ser usadas em aplicações orto-
dônticas incluem ligas de ouro, ligas de Co-Cr, ligas de 
Ni-Ti e ligas de β-Ti. Os valores relativos destes tipos de 
fi os de liga forjada usados em ortodontia são apresenta-
dos na Tabela 3.9.4.
A rigidez é uma função tanto do diâmetro do fi o 
quanto do módulo de elasticidade do material e deter-
mina a quantidade de força aplicada ao dente. Para 
materiais com um elevado módulo de elasticidade, 
podem ser usados fi os mais fi nos que para materiais 
com um baixo módulo de elasticidade. Todavia, quanto 
mais fi no o fi o, mais provável é que ele sofra uma defor-
mação 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 fi os 
fl exíveis aplicando uma força de baixa magnitude preci-
sam ser usados quanto se deseja a movimentação lenta 
de um dente.
A resiliência do fi o é uma medida de sua capacidade de 
se submeter a grandes defl exões sem causar deformação 
permanente. É dada pela razão entre o limite de propor-
cionalidade 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 fi o ortodôntico com a rigidez apropriada 
é muito importante. 
RESUMOO 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 capaci-
dade de ser facilmente modelado em formas complexas. 
O material possui algumas limitações em que rapida-
mente sofrem encruamento, além de alterações danosas 
poderem ocorrer se temperaturas excessivamente eleva-
das forem aplicadas.
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 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
AÇO INOXIDÁVEL 283
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