Phillips materiais dentarios

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&f Sumário
PARTE l
CATEGORIAS GERAIS E PROPRIEDADES DOS
MATERIAIS DENTÁRIOS
1 Panorama dos Materiais para
Aplicação Dentária 3
Kenneth }. Anusavice
O Que São Materiais Dentários? 4
Emprego Histórico dos Materiais
Restauradores 6
Especificações para Materiais Dentários 8
Programa de Aceitação da ADA 9
O Selo de Aceitação da ADA 9
Classificação dos Produtos Avaliados pelo
Council on Scientific Affairs da ADA 10
Provisões Gerais para Aceitação da ADA 10
Composição, Natureza e Função 10
Informações Requeridas 11
Informações Requeridas para
Renovação da Aceitação 11
Regulamentos da Food and Drug
Administration dos Estados Unidos 12
Especificações Internacionais 13
Especificações da ISO, Subcomitês e
Grupos de Trabalho 14
Comité Técnico ISO 106 (TC 106) 14
Como São Desenvolvidas as
Especificações da ISO ? 15
Outras Organizações de Especificações
Odontológicas 15
Quão Seguros São os Materiais Dentários
Restauradores? 16
2 Estrutura da Matéria e Princípios de Adesão 19
Kenneth J. Anusavice
Mudança de Estado 20
Ligações Interatômicas Primárias 21
Ligações lônicas 21
Ligações Covalentes 22
Ligações Metálicas 22
Ligações Interatômicas Secundárias 23
Ponte de Hidrogénio 23
Forças de van der Waals 24
Distância Interatômica e Energia de ligação 24
Distância Interatômica 24
Energia de Ligação 25
Energia Térmica 26
Estrutura Cristalina 27
Sólidos Não-Cristalinos e Suas Estruturas 29
Difusão 30
Adesão e União 31
Adesão Mecânica 32
Energia de Superfície 32
Molhamento 33
Ângulo de Contato do Molhamento 34
Adesão à Estrutura Dental 36
Propriedades Físicas dos Materiais Dentários 39
Kenneth J. Anusavice e William A. Brantley
O Que São Propriedades Físicas? 40
Abrasão e Resistência à Abrasão 41
Viscosidade 41
Relaxamento Estrutural e de Tensão 43
Creep e Escoamento 44
Cor e Percepção de Cor 44
As Três Dimensões das Cores 46
Propriedades Termofísicas 50
Condutividade Térmica 50
Difusividade Térmica 50
Coeficiente de Expansão Térmica 52
Introdução ao Deslustre e à Corrosão 53
Causas do Deslustre e da Corrosão 54
Classificação da Corrosão 55
Corrosão Eletroquímica 55
Metais Diferentes 57
Superfícies com Composições
Heterogéneas 59
Corrosão sob Tensão 60
Corrosão por Célula de Concentração 60
Sumário
Proteção contra a Corrosão 61
Corrosão de Restaurações Dentárias 62
Avaliação do Deslustre e da Resistência à
Corrosão 62
Significado Clínico da Corrente Galvânica 65
4 Propriedades Mecânicas dos Materiais
Dentários 69
Kenneth J. Anusavice
O Que São Propriedades Mecânicas? 70
Tensões e Deformações 71
Tensão de Tração 72
Tensão de Compressão 73
Tensão de Cisalhamento 73
Tensão de Flexão (Flexural) 74
Propriedades Mecânicas Baseadas na
Deformação Elástica 75
Módulo Elástico (Módulo de Young ou
Módulo de Elasticidade) 75
Módulo de Young Dinâmico 79
Flexibilidade 79
Resiliência 79
Coeficiente de Poisson 80
Propriedades de Resistência 81
Limite de Proporcionalidade 82
Limite Elástico 82
Limite de Escoamento (Tensão de Prova) 83
Deformação Permanente (Plástica) 84
Trabalho a Frio (Endurecimento por
Deformação ou Encruamento) 84
Resistência à Tração Diametral 84
Resistência à Flexão 85
Resistência à Fadiga 86
Resistência ao Impacto 87
Propriedades Mecânicas da Estrutura Dental 88
Forças e Tensões Mastigatórias 89
Outras Propriedades Mecânicas 89
Tenacidade 89
Tenacidade à Fratura 89
Fragilidade 90
Ductilidade e Maleabilidade 91
Mensuração da Ductilidade 91
Dureza 92
Fatores de Concentração de Tensões 94
Critérios para Seleção de Materiais
Restauradores 95
5 Solidificação e Microestrutura dos Metais 99
William A. Brantley
Metais 100
Ligações Metálicas 101
Ligas 103
Solidificação dos Metais. 104
Formação de Núcleos* 106
Mecanismos de Solidificação e Efeitos
sobre as Propriedades ' •. 108
Refinamento e Tamanho do Çrãòf 111
6 Equilíbrio de Fases das Ligas Fundidas 113
William A. Brantley
Classificação das Ligas 114
Soluções Sólidas 115
Solutos e Solventes 115
Condições para a Solubilidade Sólida 116
Propriedades Físicas das Soluções Sólidas 117
Diagramas de Equilíbrio de Fases ou
de Constituição 118
Interpretação do Diagrama de Fase 120
Segregação 121
Homogeneização 122
Formação de Dendritas nas Ligas 123
Ligas Eutéticas 123
Sistema Prata-Cobre 124
Propriedades Físicas 126
Ligas Peritéticas 127
Reações no Estado Sólido 128
Sistema Ouro-Cobre 128
Sistema Prata-Cobre 131
Outros Sistemas Binários 131
Ligas de Ouro 131
Ligas de Paládio 132
Sistemas Ternários e Ligas Altamente
Ordenadas 133
7 Polímeros Odontológicos 135
H. Ralph Rawk
Aplicações das Resinas na Odontologia 136
Classificação 136
Requisitos para Resinas Odontológicas 137
Compatibilidade Biológica 137
Propriedades Físicas 137
Manipulação 137
Propriedades Estéticas 138
Considerações Económicas 138
Estabilidade Química 138
Natureza Fundamental dos Polímeros 138
Peso Molecular e Comprimento
da Cadeia 138
Cadeias Ramificadas e Ligações Cruzadas 139
Organização Molecular 140
Propriedades Físicas dos Polímeros 142
Deformação e Recuperação 142
Propriedades Reométricas 142
UNIVERSIDADE f i-:í>:rv.: DD ? ARA
CURSO OE ODONTO,.CG!A
3!?i IOTECA PROF. DR. FRANCiSC"; G,, ÁLVARO
CONSULTA
Propriedades de Solvatação 143
Propriedades Térmicas 144
Química da Polimerização 146
Polimerização por Adição 146
Estágios da Polimerização por Adição 146
Inibição da Polimerização por Adição 151
Polimerização por Condensação
(Step-Growth] 152
Copolimerização 153
Resinas Acrílicas Odontológicas 155
Resinas Acrílicas 155
Metacrilato de Metila 156
Poli(metacrilato de Metila) 156
Metacrilato e Resinas Acrílicas
Multifuncionais 157
8 Biocompatibilidade dos Materiais Dentários 161
John C. Wataha
Biocompatibilidade: Conhecimento
Histórico 162
Efeitos Adversos dos Materiais Dentários 164
Toxicidade, Inflamação, Alergia e
Mutagenicidade 164
Efeitos Locais e Sistémicos dos Materiais 167
Princípios-Chave que Determinam
os Efeitos Adversos dos Materiais 167
Imunotoxiddade 168
Resposta Biológica no Ambiente
Odontológico 169
Anatomia Oral que Influencia a
Resposta Biológica 169
Interfaces Biológicas Especiais com
Materiais Dentários 173
Osteointegração 175
O Sistema Imune Oral 176
Mensuração da Biocompatibilidade dos
Materiais 176
Definindo o Uso de um Material ' 176
Tipos de Testes: Vantagens e
Desvantagens 177
Como os Testes são Usados em Conjunto
para Mensurar a Biocompatibilidade 179
Padrões: Vantagens e Desvantagens 181
Documento 41 ANSI/ADA 181
Padrão ISO 10993 181
Questões Atuais sobre Biocompatibilidade
na Odontologia 182
Látex 182
Níquel 184
Berílio 185
Mercúrio e Amálgama 185
Estrogenicidade 186
Outros Efeitos Biológicos das Resinas 187
Sumário xxni
Guia Clínico para Seleção de Materiais
Biocompatíveis 188
Definir o Uso do Material 188
Definir Como o Material Foi Testado 188
Pensar nas Condições de Risco e
Benefício 189
PARTE II
MATERIAIS DENTÁRIOS AUXILIARES
9 Materiais de Moldagem 193
Chiayi Shen
Materiais de Moldagem: Objetivos e
Requisitos 195
Materiais Usados para Moldagem 195
Mecanismo de Presa 196
Propriedades Mecânicas 196
Uso dos Materiais de Moldagem 197
Materiais de Moldagem Elastoméricos 197
Características 197
Propriedades Viscoelásticas 198
Materiais de Moldagem Elastoméricos:
Composição e Química 199
Polissulfetos 199
Silicone por Condensação 200
Silicone por Adição 201
Poliéter 203
, Materiais de Moldagem Elastoméricos:
Confecção de uma Moldagem 203
Preparo dos Materiais de Moldagem 203
Tipos de Moldeiras 206
Passos Operatórios Necessários para
a Realização de uma Moldagem 206
Remoção da Moldagem 208
Preparo dos Modelos e Troqueis de
Gesso 209
Materiais de Moldagem Elastoméricos:
Propriedades 209
Tempos de Presa e de Trabalho 209
Estabilidade Dimensional 210
Reprodução dos Detalhes da
Cavidade Oral 211
Desinfecção 211
Propriedades Reológicas 212
Elasticidade 213
Resistência ao Rasgamento 214
Biocompatibilidade 215
Vida Útil 216
Efeitos da Manipulação Indevida 216
Hidrocolóides 216
Transformação de Sol em Gel 216
Resistência do Gel 219
Efeitos Dimensionais 219
Sumário
Hidrocolóide Reversível (Ágar)de medicamentos, cremes dentais e agentes dareadores
dentais, agentes terapêuticos usados em odontologia, equipamentos odontológicos e filmes ra-
diográficos odontológicos.
As especificações são formuladas pelos subcomitês da ADA-SCDP. Quando uma especificação
é aprovada pelo ADA-SCDP e pelo ADA-CSA, ela é submetida ao American National Standard
Institute. Uma vez aceita por esta organização, passa a ser um padrão americano. O Council on
Scientific Affairs (CSA) também tem a opção de aceitá-la como uma especificação da ADA.
Novas especificações são continuamente desenvolvidas para abranger áreas ainda não norma-
lizadas. Do mesmo modo, especificações existentes são periodicamente revisadas, em virtude das
modificações nas fórmulas dos produtos e do aumento do conhecimento do comportamento
dos materiais na cavidade oral; p. ex., a especificação No. l da ADA/ANSI para amálgama dental
foi revisada em Janeiro de 2003.
O Selo de Aceitação da ADA
Dentistas e consumidores de produtos odontológicos têm recomendado o selo de aceitação da
ADA como um importante símbolo de segurança e efetividade para produtos odontológicos. Por
mais de 125 anos, a ADA tem buscado promover a segurança e efetividade dos produtos odonto-
lógicos. O primeiro selo de aceitação foi concedido em 1931. Embora estritamente voluntário,
10 PARTE l • Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
mais de 400 empresas participam do programa de selos. Comités de fabricantes dão significati-
vos recursos para pesquisa, teste e propaganda dos produtos no programa de selo. Aproxi-
madamente 1.250 produtos dentários carregam o selo de aceitação. Deles, aproximadamente
60% são produtos prescritos ou utilizados por dentistas, tais como antibióticos ou materiais den-
tários restauradores. Os 40% restantes são produtos odontológicos vendidos diretamente aos
consumidores, tais como dentifrícios, fios dentais, escovas de dentes manuais e elétricas, e enxa-
guatórios orais.
Classificação dos Produtos Avaliados pelo Council on Scientific Affairs da ADA
Os produtos que cumprem as especificações de aceitação, no que diz respeito a segurança, eficácia,
composição e rótulo, inserções na embalagem, propaganda e outras informações do material, são
aceitos. Uma vez aceitos, os produtos são listados e podem ser descritos em adequadas publicações
e anúncios no The Journal of the American Dental Association. O fabricante pode depois utilizar o
Council'í Seal ofAcceptance e requerer uma declaração de autorização, caso o selo da ADA seja utili-
zado em anúncio. Os produtos são geralmente aceitos por um período de cinco anos, e a aceitação
é renovável e pode ser reconsiderada a qualquer momento. Se houver uma mudança no fabricante
ou no distribuidor de um produto, o período de aceitação expira automaticamente. Os produtos
com aceitação provisória são os que carecem de evidências suficientes para justificar sua classificação
como aceita, mas que possuem evidências razoáveis de uso e segurança, incluindo viabilidade clí-
nica. Estes produtos cumprem as outras qualificações estabelecidas pelo Council.
O Council pode autorizar a utilização de uma publicação para definir especificadamente a área
de uso dos produtos classificados como aceitos provisoriamente. A classificação nesta área é revisada
a cada ano e não pode ultrapassar três anos. Os produtos declarados como não aceitos são aque-
les considerados obsoletos, ineficazes, marcadamente inferiores ou perigosos à saúde do usuário.
Quando é de grande interesse público ou profissional, o Council declara estes produtos classifica-
dos como não-aceitos ao editor para publicação no The Journal of American Dental Association. As
decisões do Council são baseadas na avaliação de evidências científicas e estão sujeitas à reconsi-
deração a partir do momento que uma quantidade significativa de novas evidências fizerem parte
da avaliação.
Pode um fabricante alterar a composição de um material aceito pela ADA e manter seu selo de aceitação!
PROVISÕES GERAIS PARA ACEITAÇÃO DA ADA
Composição, Natureza e Função
A composição e a adequada informação das propriedades físicas de todos os ingredientes deve ser
fornecida ao Council. Para instrumentos e equipamentos, a descrição dos materiais usados na
construção e os métodos de operação devem ser fornecidos. Qualquer mudança na composição,
natureza ou função de um material aceito deve ser submetido ao Council para revisão, antes de o
produto ser comercializado.
A empresa que procura aceitação da ADA deve fornecer evidências de que o controle das insta-
lações laboratoriais e de fabricação estão sob a supervisão de um profissional qualificado, que estas
instalações são adequadas a garantir a pureza e a uniformidade dos produtos, e que os produtos
são produzidos de acordo com o Good Manufacturing Practice Code. A empresa deve permitir que
representantes do Council visitem fábricas e laboratórios quando for solicitada. Para os produtos
cujas instruções de uso incluem uma OjficialADA Speciflcation, o fabricante deve estar fazendo tes-
tes regulares para que o produto continue de acordo com as especificações, e, por solicitação do
conselho, o resultado desses testes devem ser avaliados. Além disso, o fabricante deve solicitar ao
Council que avalie os lotes dos produtos testados mesmo eles já possuindo o selo de aceitação.
Panorama dos Materiais para Aplicação Dentária « CAPÍTULO T 11
Informações Requeridas
Os produtos devem estar de acordo com seus padrões ou especificações. Para os produtos que re-
caem sob o âmbito da Official American Dental Association Specifications, as seguintes informações
devem ser apresentadas: (1) o número de série e o número do lote; (2) a composição; (3) as pro-
priedades físicas, obtidas por métodos-testes padronizados; (4) cobertura de dados de todo for-
necimento da Official Specification. A responsabilidade em garantir que o produto está de acordo
com a Official ADA Specification é exclusivamente do fabricante e não da ADA.
O Council pode, a qualquer momento e sem notificar o fabricante, autorizar o teste de algum
ou de todos esses produtos. No caso de uma amostra fracassar no teste, o produto será retirado da
lista de produtos aceitos. As amostras testadas são custeadas pelo fabricante. Se o produto for re-
movido da lista de produtos aceitos, ele pode ser novamente submetido a testes, e, se novamente
for comprovada a falha nesses testes, o produto é removido do mercado.
Nomes enganosos ou que sugerem doenças ou sintomas não são aceitos. Essa informação não
pode ser aplicada a certos produtos biológicos, tais como soro e vacina. Como as indicações de
uso de um produto podem mudar, o nome do produto deve indicar o tipo de material genérico
ou sua composição, e não um uso proposto para o produto. Contudo, sob certas circunstâncias,
o Council pode aceitar um nome que denote uma longa estabilidade de uso ou de ação fisioló-
gica, particularmente para misturas.
Evidências pertinentes a propriedades físicas e mecânicas, características de operação (quando
aplicável), ação, dosagem, segurança e eficácia devem ser informadas pela empresa. Informações
sobre os métodos-teste- padrão aceitáveis para as propriedades físicas devem ser asseguradas pela
solicitação do Council on Scientific Affairs. Em geral, os dados obtidos nos testes físicos devem in-
cluir uma rápida descrição do aparato usado na realização dos testes, uma completa declaração
dos resultados obtidos, o nome dos observadores e a data do lote.
A empresa deve fornecer dados objetivos do adequado desempenho clínico e estudos labora-
toriais. Experiências clínicas prolongadas podem ser utilizadas, em parte, como uma base para
avaliação de um produto. Produtos que fazem parte do escopo da American Dental Association
Specification serão testados para verificar se estão de acordo com as especificações da ADA. As
amostras para testes, a não ser que estejam indicadas nas especificações apropriadas, devem ser
procuradas no mercado aberto às custas do fabricante.
A empresa deverevelar qualquer acordo financeiro passado ou atual, previsto entre o investi-
gador clínico e a empresa, seus afiliados ou subsidiários, incluindo acordos de consultoria, hono-
rários de conferencistas, auxílios financeiros ou contratos para realização de pesquisas ou sócios
da empresa que sejam conselheiros de comités. Se o Council suspeitar que interesses financeiros
questionem a integridade dos resultados, o Council pode tomar qualquer decisão que considere
necessária para assegurar a confiabilidade dos resultados, que pode incluir os seguintes itens:
• Solicitar que a empresa submeta outra análise dos resultados
• Solicitar que a empresa conduza estudos adicionais independentes
• Rejeitar os resultados
Informações Requeridas para Renovação da Aceitação
Para renovação da aceitação, o fabricante pode ser solicitado a apresentar evidências que demons-
trem um desempenho clínico continuado e aceitável do produto. Essa evidência pode ser sob a
forma de novos estudos clínicos, publicações de reações adversas ou do acompanhamento de um
estudo clínico previamente apresentado.
O Council pode ocasionalmente necessitar da revisão da posição de aceitação de um produto.
Decisões do Council são baseadas na avaliação de evidências científicas e estão sujeitas à recon-
sideração a qualquer momento. Se uma significativa quantidade de novas evidências científicas
demostrarem que o produto não é seguro ou efetivo a longo prazo, ou se o produto for consi-
12 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
derado obsoleto, marcadamente inferior ou perigoso à saúde do usuário, sua aceitação pelo
Council será negada.
Quais são as diferenças entre os estratagemas FDA Classe I, Classe II e Classe III? A qual dessas clas-
ses os implantes dentários devem satisfazer?
REGULAMENTOS DA FOOD AND DRUG ADMINISTRATION DOS ESTADOS UNIDOS
Em 28 de maio de 1976, transformou-se em lei a legislação que dava ao Food and DrugAdministration
(FDA) dos Estados Unidos autoridade regulamentadora para proteger a população contra disposi-
tivos médicos (ou dentários) que fossem perigosos ou ineficientes. Essa legislação foi o ponto cul-
minante de uma série de tentativas cujo objetivo era prover produtos seguros e eficientes à
população e que se iniciou com o Ato Food and Drugde 1906, que não incluía nenhuma previsão de
regulamentar a segurança de dispositivos médicos ou das alegações feitas sobre esses dispositivos.
Esta mais recente legislação, de 1976, chamada de Medicai Device Amendments, requer a classifi-
cação e o controle de todos os dispositivos médicos não-habituais que são utilizados em humanos.
De acordo com o Federal Register, o termo dispositivo inclui qualquer instrumento, aparelho, imple-
mento, máquina, artifício, implante ou reagente in vitro empregado para diagnóstico, cura, miti-
gação, tratamento ou prevenção de uma doença do homem, que não alcance nenhum de seus ob-
jetivos principais por meio de ação química no interior do corpo humano e de outros animais, e que
não seja dependente de sua metabolização para alcançar alguns dos seus principais objetivos.
Alguns produtos odontológicos, como, por exemplo, o flúor, são tidos como drogas.
Entretanto, a maior parte dos produtos na clínica odontológica é considerada dispositivo e é, por-
tanto, controlada pelo Centerfor Devices and Radiological Health do FDA. Estão também sob essa
avaliação, os produtos de prateleira vendidos ao público, como escovas, fios dentais e adesivos
para dentaduras.
A classificação de todos os itens médicos e odontológicos é feita por grupos compostos de pe-
ritos odontológicos não-governamentais, além de representantes das indústrias e dos consumi-
dores. O Dental Products Panei identifica qualquer problema ou perigo e o divide em três grupos
de classificação baseados nos fatores de risco. Dispositivos de Classe I são considerados de baixo
risco e estão sujeitos ao controle geral, que abrange assuntos como registro de fabricação dos pro-
dutos, cumprimento da boa prática de fabricação, além de alguns requisitos relativos ao registro.
Caso esse controle geral não seja capaz de assegurar por si só a segurança e eficiência divulgadas
pelo fabricante, o item em análise é classificado na categoria dos dispositivos de Classe II. Os pro-
dutos dessa categoria devem cumprir os requisitos de desempenho estabelecidos pelo FDA ou ser
provenientes de outros órgãos autorizadores, como, por exemplo, os da ADA. Esses padrões de
desempenho podem relacionar-se com componentes, construção e propriedades de um disposi-
tivo; podendo, também, recomendar testes com exigências específicas para assegurar que lotes ou
produtos individuais estejam em conformidade com os requisitos normativos vigentes.
A Classe III, a mais rigorosa das classificações, requer que o dispositivo seja aprovado, no que
se refere à segurança e eficiência, antes de ser comercializado. Todos os dispositivos de implante
ou que mantêm a vida são colocados na categoria de aprovação prévia à comercialização. Dados
específicos que comprovem a segurança e eficiência dos dispositivos devem ser apresentados
antes da comercialização. Em algumas situações, o produto ou dispositivo pode ser substancial-
mente similar a outro já aprovado e, nesta situação, é apenas necessário que se comprove a equi-
valência do produto ou dispositivo em questão a um já aprovado anteriormente. Qualquer
produto que não possua informações clínicas ou científicas disponíveis que permitam assegurar
um padrão de desempenho é classificado na categoria de aprovação prévia à comercialização. Por
exemplo, um dos dispositivos, o implante endósseo para encaixe protético, tem como prioridade
a demonstração de dados adequados que assegurem segurança e eficiência. Atualmente, os fabri-
cantes desses dispositivos devem submetê-los à aprovação antes da comercialização. Eles são,
então, avaliados pelo Dental Products Panei para que seja determinado se implantes existentes
podem continuar no mercado ou se novos implantes devem ser comercializados. Um guia escrito
Panorama dos Materiais para Aplicação Dentária • CAPÍTULO 1 13
pelo FDA está disponível para todas as partes interessadas e contém os requisitos pré-dínicos e clí-
nicos que o dispositivo deve apresentar para ser submetido à aprovação prévia à comercialização.
Mais de cem itens odontológicos já foram categorizados em uma dessas três classes. O pro-
grama do FDA, em conjunto com o Programa de Aceitação da ADA para produtos odontológicos,
constitui uma estrutura crucial para o desenvolvimento de especificações e, além disso, fornece
uma evidência inicial de que o produto será seguro e eficiente como alegado pelos fabricantes.
Outros países possuem agências governamentais similares ao FDA que também incluem disposi-
tivos e materiais odontológicos dentro da jurisdição de seu controle regulador.
ESPECIFICAÇÕES INTERNACIONAIS
Por muitos anos, houve um grande interesse em estabelecer especificações para os materiais den-
tários em nível internacional. Duas organizações, a Fédération Dentaire Internationale (FDI) e a
International Organization for Standardization (ISO), estão trabalhando para alcançar esse objetivo.
Originalmente, a FDI iniciou e apoiou ativamente um programa para formulação de especifi-
cações internacionais para materiais dentários. Como resultado dessa atividade, várias especifica-
ções para materiais e dispositivos odontológicos foram adotadas.
A ISO é uma organização internacional do tipo não-govemamental, composta por organizações
de padrões nacionais de mais de 80 países, cujo objetivo é desenvolver padrões internacionais. O
American National Standards Institute é um dos seus afiliados, representando os Estados Unidos. A
solicitação da FDI à ISO, para que ela considerasse as suas especificações sobre materiais dentários
como especificações da ISO, conduziu a formação do comité técnico (TC), ISO/TC 106 em odon-
tologia. A responsabilidade desse comité é padronizar terminologia, métodos para testes e especi-
ficações para materiaisdentários, instrumentos, aparelhos e equipamentos odontológicos.
Várias especificações da FDI foram adotadas como especificações da ISO. Desde 1963, mais de
100 novos padrões foram desenvolvidos ou estão atualmente em desenvolvimento na ISO/TC
106 por meio de programas cooperativos com a FDI. Portanto, considerável progresso foi obtido
com o principal intuito de alcançar um amplo espectro de especificações internacionais de mate-
riais e dispositivos odontológicos.
O benefício de tais especificações para a odontologia tem valor inestimável, uma vez que o for-
necimento e a demanda por materiais, instrumentos e dispositivos abrangem o mundo todo. O
dentista passa a ter critérios imparciais e confiáveis para a seleção. Em outras palavras, se os den-
tistas usarem apenas aqueles materiais que cumprem as especificações apropriadas, podem estar
seguros de que o material apresentará desempenho satisfatório. Provavelmente, nenhum fator
isolado contribui tanto para o alto nível da prática odontológica como este programa de especi-
ficação. O conhecimento dos requisitos destas especificações pelos técnicos de laboratório e den-
tistas é importante para compreender as limitações do material com que estão trabalhando.
Como será discutido frequentemente nos capítulos a seguir, nenhum material dentário é perfeito
no seu propósito restaurador, assim como um braço ou uma perna artificial não apresentará pro-
vavelmente o mesmo desempenho do órgão original que substituiu.
As pesquisas de materiais dentários supervisionadas pelo Council on Scientific Affairs da ADA
são de vital importância neste livro-texto sobre materiais odontológicos. As especificações da
ADA para os materiais dentários serão referidas constantemente nos capítulos seguintes, mesmo
que detalhes específicos que abordem a metodologia de testes sejam omitidos. Para aqueles pro-
dutos comercializados em outros países, especificações semelhantes a ISO devem ser utilizadas
como fonte de referência, caso se apliquem. Presume-se, para as discussões neste livro, que o es-
tudante tenha acesso à coletânea de especificações e ao Programa de Aceitação da ADA ou outras
especificações nacionais ou internacionais.
e'*"' /& j?^ •"* .•x*/ */ ^ ̂ /* Á*j &// ^J1/, /
Dos sete comités técnicos ISO/TC 106 e dos 52 grupos de trabalho (GTs), quais deles são responsáveis
por materiais restauradores diretos e indiretos?
14 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
ESPECIFICAÇÕES DA ISO, SUBCOMITÊS E GRUPOS DE TRABALHO
Comité Técnico ISO 106 (TC 106)
Em 2002, a International Organization for Standardization (ISO) tinha 224 comités técnicos para de-
senvolver especificações para testar a segurança e a eficácia dos produtos odontológicos. Desses
comités técnicos (TCs), o TC 106 é responsável por padrões odontológicos, pela terminologia uti-
lizada em padrões, métodos de testes e especificações aplicadas a materiais, instrumentos, equi-
pamentos e aparelhos utilizados em todas as áreas da odontologia. Foi publicado um total de 134
especificações da ISO em odontologia, relacionadas com o TC, seus subcomitês (SCs) e grupos de
trabalho (GTs). Em 2002, foram envolvidos 25 membros e 20 observadores de países diferentes.
Existem sete subcomitês (SCs) envolvidos nas especificações ISO para produtos odontológicos. A
seguir, encontram-se os subcomitês que cobrem todos os produtos odontológicos incluídos no
programa de especificações da ISO sob a direção do TC 106.
TC 106/SC1: Obturação e Materiais Restauradores. Estão incluídos os 10 seguintes grupos de
trabalho (GTs): GT1 - Cimentes de óxido de zinco com eugenol e sem eugenol; GT2 - Materiais
endodônticos; GTS - Selantes de sulcos e fissuras; GT7 - Amálgama/mercúrio; GT9 - Mate-
riais restauradores à base de resina; GT10 - Cimentos odontológicos para cimentação, bases e fer-
radores; GT11 - Métodos para testes de adesão; GT12 - Cimentos resinosos; GT23 - Produtos or-
todônticos; e GT14 - Elásticos ortodônticos.
TC 106/SC2: Materiais Protéticos. São os seguintes 17 grupos de trabalho que desenvolvem
as especificações para os materiais protéticos: GT1 - Cerâmicas odontológicas; GT2 - Ligas
odontológicas de metais básicos; GT6 - Métodos-teste para estabilidade de cor; GT7 - Materiais
de moldagem; GTS - Ligas metálicas nobres para fundição; GT9 - Dentes em polímeros sinté-
ticos; GTIO - Materiais resistentes para forramento; GT11 - Polímeros para base de dentadura;
GTI2 - Métodos-teste de corrosão; GT13 - Revestimentos; GT14 - Materiais abrasivos odonto-
lógicos; GT16 - Polímero para facetas e materiais para troqueis; GT18 - Geras odontológicas e
placa-base em cera; GT19 - Métodos-teste de desgaste; GT20 - Dentes artificiais; e GT21 -
Materiais metálicos.
TC 106/SC3: Terminologia. Existem quatro grupos de trabalho em SCS: GTI - Harmonização
de códigos e abreviaturas em odontologia; GT2 - Vocabulário odontológico (revisão da ISO 1942
e códigos temáticos de seus termos); GT3 - Comunicação e comunicações; GT4 - Definições de
novos termos relatados para a necessidade das especificações odontológicas.
TC 106/SC4: Instrumentos Dentários. Os seguintes grupos de trabalho estão incluídos em
SC4: GTI - Dimensões de instrumentos rotatórios; GTS - Sistemas de numeração; GT7 - Peças
de mão odontológicas; GTS - Instrumentos manuais odontológicos; GT£> - Instrumentos endo-
dônticos; GT10 - Sistemas de injeção em odontologia.
TC 106/SC6: Equipamentos Odontológicos. Existem seis grupos de trabalho em SC6: GTI -
Foco; GT2 - Cadeira do paciente, equipo e unidades auxiliares ao equipo; GT3 - Mocho; GTS -
Amalgamadores, dosadores e cápsulas; GT7 - Sistemas ativadores de polimerização; e GTS - equi-
pamentos de sucção.
TC 106/SC7: Produtos de Higiene Oral. Os seguintes grupos de trabalho estão incluídos em
SC7: GTI - Escovas dentárias manuais; GT2 - Equipamentos elétricos de higiene oral; GT3 -
Produtos auxiliares para higiene oral; GT4 - Dentifrícios.
TC 106/SC8: Implantes Dentários. São cinco os grupos de trabalho em SCS: GTI - Materiais
implantáveis; GT2 - Análises e testes biológicos pré-clínicos; GT3 - Conteúdo de arquivos técni-
cos; GT4 - Testes mecânicos; e GTS - Implantes dentários - Terminologia.
Panorama dos Materiais para Aplicação Dentária « CAPÍTULO 1 15
Como São Desenvolvidas as Especificações da ISO?
Fabricantes, vendedores odontológicos, usuários, grupo de consumidores, laboratórios de testes,
governo, profissionais de odontologia e organizações de pesquisa apresentam informações e re-
quisitos para o desenvolvimento de especificações. A ISO é dirigida ao mercado e é baseada no
envolvimento voluntário de todos os seus interesses.
A necessidade para um padrão é geralmente expressada pelo setor industrial, o qual comunica
a sua necessidade a um membro do corpo nacional. Este propõe novo item de trabalho para a ISO
como um todo. Uma vez estabelecida a necessidade de uma Especificação Internacional, a pri-
meira fase envolve a definição da categoria técnica do futuro padrão. Esta fase é geralmente desen-
volvida pelo grupo de trabalho (GT), que constitui de peritos técnicos de países interessados no
processo. Após alcance de um consenso entre os aspectos técnicos que devem ser abordados na es-
pecificação, o processo entra na segunda fase, em que os países determinam as características deta-
lhadas da especificação. A fase final constitui a aprovação formal da Especificação Internacional
esboçada, por 75% de votos de todos os membros votantes, para, em seguida, o texto de consenso
ser publicado como uma Especificação Internacional da ISO.
Muitas especificações requerem revisões periódicas, em virtude da evolução tecnológica, de
novos materiais e métodos, novos testes de qualidade e novos requisitos de segurança. De acordo
com essas informações, todas as especificações ISO devem ser revisadas em intervalos de não mais
que cinco anos. Caso seja necessário, a especificação deve ser revisada antes desse período.
OUTRAS ORGANIZAÇÕES DE ESPECIFICAÇÕES ODONTOLÓGICAS
O trabalho feito no National InstituteofStandards and Technology em Gaithersburg, Maryland, tem
estimulado o aparecimento de programas semelhantes em outros países. O Dental Standards
Laboratory australiano foi estabelecido em 1936 (até 1973, ele era conhecido como Commonwealth
Bureau of Dental Standards). H.K. Worner e A.R. Docking, os primeiros dois diretores, são reconhe-
cidos pela liderança no desenvolvimento das especificações australianas para materiais dentários.
Outros países que possuem organizações similares para o desenvolvimento de padrões e certifi-
cação de produtos são: Canadá, Japão, França, República Tcheca, Alemanha, Hungria, Israel,
índia, Polónia e África do Sul. Existe também um acordo entre os governos da Dinamarca, Fin-
lândia, Islândia, Noruega e Suécia, que resultou no Scandinavian Institute of Dental Material?,, mais
conhecido como NIOM (Nordisk Instituttfor Odontologisk Materialpmming), criado em 1969, para
testes, certificação e pesquisa dos materiais e equipamentos odontológicos a serem utilizados nos
cinco países. O NIOM começou a operar em 1973.
Na Europa, o Comité Européen de Normalisation (CEN) criou a força-tarefa 55 para desenvolver
especificações europeias. Após a criação da Comunidade Económica Europeia, o CEN ficou encar-
regado de delinear as recomendações para especificações de dispositivos médicos, incluindo ma-
teriais dentários. Na verdade, a expressão apropriada na Europa para materiais dentários, implantes
dentais, instrumentos e equipamentos odontológicos é dispositivos médicos empregados em odontologia. A
marca CE no rótulo dos produtos denota a marca europeia de conformidade com os requisitos do
Essential Recfuirements in the Medicai Device Directive, instituídos em l de janeiro de 1995. Todos os
dispositivos médicos comercializados em países da União Europeia devem possuir a marca CE de
conformidade. Para certos produtos, alguns países devem empregar suas próprias especificações
quando outros países ou a comunidade internacional não tiverem desenvolvido mutuamente re-
quisitos aceitáveis para eles. Por exemplo, a Suécia restringe a utilização de níquel em ligas para
fundições odontológicas por questões de biocompatibilidade; entretanto, nos Estados Unidos, não
se aplicam restrições a essas ligas. Islândia, Liechtenstein e Noruega também assinaram o Acordo
Europeu da Área Económica e exigem a marca CE e o registro numérico do NIOM na embalagem
do dispositivo médico.
Um número crescente de universidades nos Estados Unidos e no mundo tem criado labora-
tórios de pesquisas de materiais dentários. Nos últimos anos, esta fonte de informação básica
sobre o assunto tem excedido todas as outras fontes combinadas. Até recentemente, as ativida-
16 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
dês de pesquisas odontológicas estavam concentradas apenas nas universidades que possuíam
faculdades de odontologia, e a maior parte das investigações era feita na própria faculdade de
odontologia por um docente da área. Hoje em dia, entretanto, as pesquisas em materiais dentá-
rios também são conduzidas em algumas universidades que não possuem faculdades de odon-
tologia. A pesquisa orientada para odontologia em áreas como metalurgia, ciência dos
polímeros, ciência dos materiais, engenharia e cerâmicas está sendo conduzida por departamen-
tos de ciências básicas. Essas áreas em expansão de pesquisa de materiais dentários ilustram o as-
pecto interdisciplinar desta ciência. Uma vez que o critério para sucesso de qualquer material ou
técnica é o seu desempenho na boca do paciente, tem havido um número incontável de contri-
buições na área por profissionais clínicos. O observador clínico contribui com informações va-
liosas por meio da análise de sucessos e falhas. O registro preciso e a prática odontológica
bem-controlada constituem uma base excelente para uma pesquisa clínica de qualidade.
Atualmente, a importância da documentação clínica no tocante a alegações referentes ao de-
sempenho in vivo dos materiais dentários é óbvia. Por exemplo, o Acceptance Program ofthe Council
on Scientific Affairs requer dados clínicos quando se aplicam, para dar suporte aos testes laborato-
riais de propriedades físicas. Por isso, nas últimas duas décadas, houve um aumento no número
de investigações clínicas formatadas para correlacionar propriedades específicas com o desempe-
nho e determinar, precisamente, o comportamento de um dado material ou sistema. Nos capítu-
los seguintes, serão feitas referências frequentes sobre tais investigações.
Outras fontes de informações advêm dos laboratórios de pesquisas dos fabricantes. O fabri-
cante de grande visão para o futuro reconhece o valor da pesquisa laboratorial para o desenvolvi-
mento e o controle de produção de seus produtos, e as informações idóneas e imparciais desse
grupo são particularmente valiosas. Durante a edição deste livro, o conselho de cientistas das in-
dústrias ligadas ou não à odontologia foi consultado. Assim, as formulações dos produtos descri-
tas nos capítulos seguintes refletem com maior exatidão os materiais comercializados que estão
sendo utilizados pelo dentista.
A diversificação das atividades de pesquisa está resultando em um crescimento acelerado do
conhecimento relacionado com os materiais dentários. Por exemplo, em 1978, aproximada-
mente 10% de toda a verba para pesquisas odontológicas nos Estados Unidos concentravam-se
em materiais restauradores. Esse percentual seria, sem dúvida, consideravelmente maior se as
quantias gastas pelas indústrias no desenvolvimento de novos materiais, instrumentos e técnicas
fossem incluídas. O esforço de investigação crescente está resultando em um aumento do número
de novos materiais, instrumentos e técnicas que passam a ser adotados na profissão. Por essas e
outras razões, um conhecimento íntimo das propriedades e do comportamento dos materiais
dentários torna-se imprescindível para que a prática odontológica moderna se mantenha a par
das mudanças e desenvolvimentos.
f
Como é possível materiais dentários não-aceitos pela American Dental Association (ADA) serem ven-
didos a dentistas e consumidores?
QUÃO SEGUROS SÃO OS MATERIAIS DENTÁRIOS RESTAURADORES?
Especificações e padrões têm sido desenvolvidos para auxiliar fabricantes, usuários e consumido-
res na avaliação da segurança e eficiência de produtos odontológicos. Entretanto, a decisão dos
fabricantes de testar seus materiais de acordo com padrões nacionais e internacionais é pura-
mente voluntária. A existência de padrões de avaliação dos materiais não evita que alguém fabri-
que, comercialize, compre ou utilize dispositivos médicos e odontológicos que não preencham
esses padrões. Entretanto, espera-se que os fabricantes e comerciantes de produtos e dispositivos
preencham os requisitos de segurança estabelecidos para os respectivos produtos nos países em
que são comercializados. Portanto, é possível um fabricante obter a aprovação prévia à comercia-
lização pelo FDA dos Estados Unidos e comercializar um dispositivo odontologia) como um ma-
terial restaurador, sem que aquele seja aprovado pela ADA de acordo com a especificação ou os
requisitos do Programa de Aceitação. Entretanto, essas agências estão cada vez mais dependentes
Panorama dos Materiais para Aplicação Dentária • CAPÍTULO 1 17
uma das outras para assegurar que todos os produtos comercializados nos Estados Unidos sejam
seguros e eficazes.
Nenhum dispositivo odontológico (incluindo os materiais restauradores) é absolutamente se-
guro. A segurança é relativa, e a seleção e emprego dos dispositivos e materiais odontológicos são
baseados na suposição de que os benefícios superam os riscos biológicos conhecidos. Entretanto,
sempre existe uma incerteza sobre a probabilidade de o paciente vir a experimentar efeitos adver-
sos oriundos do tratamento odontológico. Os dois principais efeitos biológicos são as reações
alérgicas e as tóxicas. Paracelso (1493-1541), médico e alquimista suíço, formulou princípios re-
volucionários que permanece como parte integrante do atualcampo da toxicologia. Ele afirmou
que "todas as substâncias são venenosas; não existe uma que não seja um veneno. A dose certa di-
ferencia um veneno de um remédio." (Gálio e Doull, 1991.)
As principais vias pelas quais os agentes tóxicos penetram o organismo são o trato gastrointes-
tinal (ingestão), pulmões (inalação), pele (tópico, percutâneo ou dérmico) e vias parenterais
(Klaassen e Eaton, 1991). A exposição a agentes tóxicos pode ser subdividida em aguda (menos
de 24 horas), subaguda (repetida, um mês ou menos), subcrônica (um a três meses) e crónica
(mais de três meses). Para muitos agentes tóxicos, os efeitos de uma única exposição são diferen-
tes daqueles associados a exposições repetidas.
Assim como a toxicidade, a alergia química pode ser também dependente da dose, mas resulta
sempre de baixas doses dos agentes químicos, uma vez que a sensibilização tenha ocorrido. Para
um material dentário restaurador produzir uma reação alérgica, a maior parte dos agentes quími-
cos ou de seus produtos de metabolização funcionam imunologicamente como haptenos e com-
binam com proteínas endógenas para formar um antígeno. A síntese de um número suficiente de
anticorpos leva de uma a duas semanas. Uma posterior exposição ao agente químico pode indu-
zir a uma reação antígeno-anticorpo e a sintomas clínicos de alergia. Munksgaard (1992) con-
cluiu que os riscos ocupacionais na odontologia são baixos e que os riscos de o paciente sofrer
efeitos colaterais decorrentes do tratamento dentário são extremamente baixos. Reações adversas
a materiais dentários têm sido registradas em apenas 0,14% da população de pacientes de clínica
geral (Kallus e Mjõr, 1991) e em 0,33% da população de pacientes em uso de prótese (Hensten-
Pettersen e Jacobsen, 1991).
Agradecimentos
O autor expressa os seus agradecimentos ao Dr. Wayne Wozniak e ao Dr. Sharon Stanford da
American Dental Association por suas importantes sugestões.
LEITURA SELECIONADA
American Dental Association Seal Program, ADA website:
Coleman RL: Physical Properties of Dental Materials. National
Bureau of Standards Research Paper No. 32. Washington,
DC, US Government Printing Office, 1928.
Esta publicação é o primeiro esforço sério para relacionar as pro-
priedades físicas dos materiais dentários com a situação clínica. O
programa de especificações da American Dental Association ini-
ciou-se com esta revisão histórica da filosofia e do trabalho realizado
no National Bureau of Standards.
Federal Register: Medicai Devices; Dental Device Classification;
Final Rule and Withdrawal of Proposed Rules. August 12,
1987, p. 300082.
Uma listagem dos materiais dentários e dispositivos classificados
na Categoria III pelo FDA até aquela data.
Food and Drug Administration (FDA) website: http://www
.fda.gov
FDA Center for Device and Radiological Health, website:
Gálio MA, and Doull J: History and scope of toxicology. In:
Casarett and Doull's Toxicology. New York, Pergamon Press,
1991, pp. 3-11.
Hensten-Pettersen A, and Jacobsen N: Perceived side effects of
biomaterials in prosthetic dentistry. J Prosthet Dent 65:138,
1991.
International Organization for Standardization (ISO) website::
http://www. iso. org
International Organization for Standardization (ISO) TC 106-
Dentistry website: http://wuw.iso.org/iso/en/stdsdevelopment/
techprog/workprog/TechnicalProgrammeTCDentalPage.Technical
ProgrammeTCDetail?COMMID=2916
Kallus T, and Mjõr IA: Incidence of adverse effects of dental ma-
teriais. Scand J Dent Rés 99:236, 1991.
Klaassen CD, and Eaton DL: Principies of toxicology. In:
Casarett and Doull's Toxicology. New York, Pergamon Press,
1991,pp. 12-49.
18 PARTE l * Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
Munksgaard EC: Toxicology versus allergy in restorative dentistry.
In: Advances in Dental Research. Bethesda, International
Association for Dental Research, Sept 1992, pp. 17-21.
Phillips RW: Changing trends of dental restorative materiais.
DentClinNorthAm33(2):285, 1989.
Uma revisão das tendências dos biomateriais que tiveram in-
fluência nos procedimentos restauradores, em particular na odontolo-
gia estética. Ênfase na tecnologia adesiva e sua aplicação.
LITERATURA ADICIONAL DA HISTÓRIA DA ODONTOLOGIA
American Dental Association: 125* anniversary commemora-
tion. J Am Dent Assoe 108(4):473-586, 1984.
Asbell MB: Dentistry, a Historical Perspective, Bryn Mawr, PA,
Torrence & Co, 1988.
Uma revisão histórica da odontologia dos tempos antigos, com ên-
fase nos Estados Unidos, da colónia aos dias atuais.
Bennion E: Antique Dental Instruments. New York, Sotheby's
Publishing, 1986.
Black CE, and Black BM: From Pioneer to Scientist. St. Paul,
MN, Bruce Publishing, 1940.
A história de vida de Greene Vardiman Black, "O Pai da
Odontologia Moderna", e a de seu filho Arthur Davenport Black, úl-
timo decano da Northwestern University Dental School.
Cárter WJ, and Graham-Carter J. Dental Collectibles and
Antiques. 2nd ed. Bethany, OK, Dental Folklore Books, 1992.
Gardner PH: Foley's Footnotes: A Treasury of Dentistry.
Wallingford. PA, Washington Square East Publishing, 1972.
Glenner RA, Davis AB, and Burns SB: The American Dentist.
Missoula, MT, Pictorial Histories Publishing, 1990.
Uma pitoresca história com a apresentação das primeiras fotogra-
fias odontológicas na América.
Guerini V: A History of Dentistry, from the Most Ancient Times
Until the End of the Eighteenth Century. Pound Ridge, NY,
Milford House, 1909.
Hoffmann-Axthelm W: History of Dentistry. Chicago,
Quintessence Publishing, 1981.
Koch, CRÉ: History of Dental Surgery. Chicago, National Art
Publishing, 1909
Lufkin AW: A History of Dentistry, Philadelphia, Lea & Febiger,
1948.
McCluggage RW: A History of the American Dental Association,
A Century of Health Service. Chicago, American Dental
Association, 1959.
Ring ME: Dentistry: An Illustrated History. New York, Harry N
Abramslnc, 1985.
Weinberger BW: An Introduction to the History of Dentistry, St.
Louis, Mosby, 1948.
Inclui a bibliografia e a cronologia de dados médicos e odontoló-
gicos (2 volumes).
Weinberger BW: Pierre Fauchard, Surgeon-dentist, Minneapolis,
MN, Pierre Fouchard Academy, 1941.
Uma breve revisão do início da odontologia moderna, o primeiro
livro-texto de odontologia, e a vida profissional há 200 anos.
Wynbrandt J: The Excruciating History of Dentistry: Toothsome
Tales and Oral Oddities from Babylon to Braces. New York,
St. Martin's Press, 1998.
Estrutura da Matéria
e Princípios de Adesão
Kenneth J. Anusavice
TÓPICOS
Mudança de Estado
Ligações Interatômicas Primárias
Ligações Interatômicas Secundárias
Distância Interatômica e Energia de Ligação
Energia Térmica
Estrutura Cristalina
Sólidos Não-Cristalinos e suas Estruturas
Difusão
Adesão e União
Adesão à Estrutura Dental
TERMOS-CHAVE
Aderente - Substrato de material que é unido a outro material por meio de um adesivo.
Adesão - Atração molecular ou atómica entre duas superfícies que se tocam, causada pela força de
atração interfacial existente entre as moléculas ou átomos dos dois materiais; os tipos de adesão
podem ser: adesão química, adesão mecânica (entrelaçamento estrutural) ou a combinação de
ambos os tipos.
Adesivo - Substância que promove a adesão de um material a outro.
Agente de molhamento - Substância de atividade superficial que reduz a tensão superficial de um lí-
quido para promover o molhamento ou a adesão.
Ângulo de contato - Ângulo da interseção entre um líquido e uma superfície de um sólido, medido a
partir da superfície sólida, passando pelo líquido, até a linha tangente líquido/vapor que se origina
no término da interface líquido/sólido. É usado como medida de capacidade de um material sofrer
molhamento; em um ângulo de 180° não ocorre o molhamento, ao passo que em um ângulo de 0°
ocorre o completo molhamento.
Autodifusão - Transferência de um átomo, ativada pelo calor, de um sítio para outro adjacente na rede,
em um composto cristalino de átomos de mesma espécie.
Calor de vaporização - Energia térmica necessária para transformarum material do estado sólido para
o estado de vapor.
Calor latente de fusão - Energia térmica necessária para transformar um material do estado sólido para
o estado líquido.
Camada de esfregaço (smear Aayer) - Depósito viscoso de resíduos de microorganismos que recobre
as superfícies de esmalte e dentina após um preparo de cavidade para restauração.
Capacidade de sofrer molhamento ("molhabilidade") - Afinidade relativa de um líquido pela superfí-
cie de um sólido.
Coeficiente de difusão - Constante de proporcionalidade que representa a quantidade de uma subs-
tância que se difunde por unidade de área e unidade de espessura sob influência de um gradiente
de concentração a uma dada temperatura.
19
20 PARTE l • Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
Coeficiente de expansão linear - Alteração linear relativa do comprimento de um sólido, por unidade
de comprimento, que ocorre durante o seu aquecimento para cada K dentro de uma determinada
faixa de temperatura.
Coesão - Força de atração molecular entre átomos ou moléculas de mesma espécie.
Concentração de tensão - Estado de tensão elevada em um sólido, causado por defeitos internos ou
superficiais, ou por acentuadas mudanças de forma geométrica.
Forças de van der Waals - Força de atração física de pequeno alcance que promove a ligação entre
moléculas de líquidos ou cristais moleculares.
Ligação metálica - Ligação primária entre átomos de metais.
Ligação micromecânica - Adesão mecânica associada à união de um adesivo às rugosidades da super-
fície de um aderente.
Líquido super-resfriado - Líquido que foi resfriado a uma taxa suficientemente rápida para um ponto
abaixo da temperatura na qual pode ocorrer uma modificação no equilíbrio de fases.
Molhamento - Tensão interfacial relativa entre um líquido e um substrato sólido que resulta em um ân-
gulo de contato menor que 90°.
Técnica do condicionamento ácido - Processo que produz rugosidades na superfície de um sólido pela
aplicação de uma substância ácida, seguida de uma completa lavagem para promover a união mi-
cromecânica de um adesivo a essa superfície.
Temperatura de fusão (ponto de fusão) - Temperatura de equilíbrio na qual o aquecimento de um
metal puro, composto ou de uma liga eutética produz a sua mudança do estado sólido para o es-
tado líquido.
Temperatura de transição vítrea - Temperatura na qual ocorre um súbito aumento no coeficiente de
expansão térmica, indicando mobilidade molecular aumentada.
Tensão superficial - Tensão interfacial, em geral entre um líquido e uma superfície sólida, que ocorre
em virtude das forças intermoleculares não balanceadas.
União adesiva - Processo de união de dois materiais por meio de um agente adesivo que se solidifica
durante o processo de união.
Vazios - Posição de um átomo desocupada em um sólido cristalino.
MUDANÇA DE ESTADO
Para obtermos uma compreensão sobre os materiais dentários, devemos iniciar adquirindo co-
nhecimentos básicos das estruturas moleculares ou atómicas e seu comportamento durante o
manuseio e uso na cavidade bucal. Nossa compreensão científica acerca deste comportamento é
limitada. Em virtude da importância fundamental dos fatores ambientais no sucesso clínico, a
extrapolação das informações in vitro, para as condições clínicas (in vivo) deve ser analisada com ex-
trema cautela.
O desempenho de todos os materiais dentários, sejam materiais cerâmicos, plásticos ou me-
tálicos, está baseado em sua estrutura atómica. As reações físicas e químicas dos átomos em con-
junto determinam as propriedades de um material. Portanto, justifica-se uma breve revisão
sobre a estrutura da matéria, para se fazer o alicerce para uma compreensão básica dos materiais
dentários.
Átomos e moléculas se mantêm unidos por meio de interações atómicas. Quando a água entra
em ebulição, necessita-se de energia para transformar o líquido em vapor; esta quantidade de
energia é conhecida como calor de vaporização. Durante a condensação do vapor de água, a
mesma quantidade de calor é liberada no ambiente, satisfazendo, assim, a lei de conservação de
energia. O calor de vaporização é definido como a quantidade de calor necessária para transfor-
mar l g de um líquido para o estado gasoso a uma dada condição de temperatura e pressão. Por
exemplo, 540 calorias são necessárias para se vaporizar l g de água a 100° C e a uma pressão de
l atm. Portanto, pode-se concluir que o estado gasoso possui uma energia cinética maior do que
o estado líquido.
L
Estrutura da Matéria e Princípios de Adesão « CAPÍTULO 2 21
Embora as moléculas no estado gasoso exerçam uma certa quantidade de atração mútua, elas
podem mover-se facilmente graças à sua alta energia cinética. Isso também explica por que as mo-
léculas gasosas devem ser confinadas para evitar a dispersão. Os átomos presentes no estado lí-
quido também podem difundir-se; porém, como a atração mútua dos átomos é maior no estado
líquido do que no gasoso, a energia cinética deve ser aumentada para se obter uma separação dos
átomos no estado líquido. Se a energia cinética de um líquido diminui suficientemente quando
a temperatura é reduzida, uma segunda mudança de estado pode ocorrer, e o líquido pode se
transformar em sólido. A energia cinética é liberada sob a forma de calor quando o líquido con-
gela. Nessas circunstâncias, a energia liberada é conhecida como calor latente de fusão. Por
exemplo, quando um l g de água congela, ocorre a liberação de 80 calorias. Se l g de um sólido
se transforma em líquido, o inverso é verdadeiro, e uma quantidade de energia se torna necessá-
ria. Para metais puros e alguns sólidos, a temperatura na qual esta mudança ocorre denomina-se
temperatura de fusão.
Uma vez que se necessita de energia para uma mudança do estado sólido para o lí-
quido, a atração entre átomos (ou moléculas) no estado sólido é maior do que no líquido
ou no gasoso. Se isso não fosse verdade, os átomos iriam separar-se facilmente. Além
disso, os metais iriam deformar-se com facilidade e existiriam no estado gasoso a baixas
temperaturas.
A temperatura na qual um líquido entra em ebulição ou se solidifica depende, em parte, da
pressão ambiente. Um líquido pode vaporizar (ou evaporar) em qualquer temperatura entre os
pontos de congelamento e de ebulição, desde que o espaço acima do líquido não esteja satu-
rado ou supersaturado de vapor. Como a densidade do vapor acima do líquido aumenta em
um ambiente fechado, a pressão do vapor produzida pelas moléculas no estado gasoso tam-
bém aumenta. Esta densidade do vapor, assim como a pressão do vapor resultante, atinge um
valor constante em equilíbrio, uma vez que as moléculas entram e saem da fase líquida na
mesma proporção. É possível, para alguns sólidos, passar diretamente para a fase gasosa pelo
processo de sublimação. Todavia, este fenómeno é de pouca importância prática para os mate-
riais dentários.
Que tipos de ligações primárias controlam as propriedades das resinas e ligas odontológicas?
LIGAÇÕES INTERATOMICAS PRIMARIAS
As forças que mantêm os átomos unidos são denominadas forças coesivas. Essas ligações inte-
ratômicas podem ser classificadas como primárias ou secundárias. Sua força bem como sua ca-
pacidade de regenerar-se após uma quebra, determinam as propriedades físicas de um material.
As ligações primárias (Fig. 2-1) podem ser de três tipos diferentes: (1) iônica, (2) covalente e (3)
metálica.
Ligações lônicas
As ligações iônicas (Fig. 2-1, A) resultam da atração mútua de cargas positivas e negativas.
O exemplo clássico é o cloreto de sódio (Na+Cl~). Como o átomo de sódio possui um elé-
tron de valência em sua camada mais externa e o cloro possui sete átomos em sua camada
mais externa, a transferência do elétron de valência do sódio para o átomo de cloro resulta
no composto estável NaCl. As ligações iônicas originam cristais cuja configuração atómica
é baseada em equilíbrio de carga e tamanho. Em odontologia, as ligações iônicas existem
em certas fases cristalinas de alguns materiais dentários, como o gesso e os cimentosà base
de fosfates.
22 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
Fig. 2-1 A, Formação de uma ligação iônica — caracterizada pela
transferência de elétron de um elemento (positivo) para outro
(negativo). B, Formação de uma ligação covalente — caracterizada
pelo compartilhamento de elétron e orientações precisas das ligações.
C, Formação de uma ligação metálica — caracterizada pelo
compartilhamento de elétrons e formação de um "gás" ou "nuvem"
de elétrons que liga os átomos (que se tornam positivamente
carregados em virtude da formação do gás de elétrons) na grade
espacial. (Cortesia de K-J Sõderholm.)
Camada de
elétrons
J "Gás" de
elétrons
livres
Ligações Covalentes
Em muitos compostos químicos, dois elétrons de valência são compartilhados por átomos ad-
jacentes (Fig. 2-1, B). A molécula de hidrogénio, H2 é um exemplo de ligação covalente. O elé-
tron de valência de cada um dos átomos de hidrogénio é compartilhado com o outro átomo,
o que torna a camada de valência estável. A ligação covalente ocorre em muitos compostos or-
gânicos, tais como as resinas odontológicas, nas quais os compostos se ligam para formar o ar-
cabouço estrutural das cadeias de hidrocarbonetos. O átomo de carbono possui quatro elétrons
de valência formando uma configuração híbrida sp3 (Fig. 2-2) e pode ser estabilizado pela
combinação com o hidrogénio. Uma característica típica das ligações covalentes é sua orienta-
ção direcional.
Ligações Metálicas
O terceiro tipo de ligação atómica primária é a ligação metálica (Fig. 2-1, C), que resulta de uma
extensão espacial aumentada das ondas dos elétrons de valência quando se forma um agregado
de átomos metálicos. Esse tipo de ligação pode ser melhor compreendido pelo estudo de um cris-
tal metálico, como o ouro puro. Esse cristal é constituído somente por átomos de ouro. Gomo
L
Fig. 2-2 Átomo de carbono com uma formação orbital tipo sp3. Este tipo de
configuração híbrida é também comum para o silicone. (Cortesia de K-J
Sõderholm.)
Estrutura da Matéria e Princípios de Adesão • CAPÍTULO 2 23
todos os outros metais, os átomos de ouro podem doar elétrons facilmente de sua camada mais
externa e formar uma "nuvem" com elétrons livres. A contribuição destes para aquela resulta na
formação de íons positivos, que podem ser neutralizados pela aquisição de novos elétrons de va-
lência de átomos adjacentes.
Em virtude da sua capacidade de ceder e recuperar elétrons, os átomos em um metal cristalino
se apresentam como aglomerados de íons metálicos positivos envolvidos por uma nuvem de elé-
trons. Essa estrutura é responsável pelas excelentes condutibilidades térmica e elétrica dos metais,
e, também, pela sua capacidade de se deformar plasticamente. As condutibilidades térmica e elé-
trica dos metais são controladas pela facilidade com que os elétrons livres se movem através do
cristal, ao passo que sua capacidade de sofrer deformação está associada ao deslizamento dos áto-
mos ao longo dos planos cristalinos. Durante a deformação por deslizamento, os elétrons se rea-
grupam facilmente para manter a natureza coesiva do metal.
LIGAÇÕES INTERATÔMICAS SECUNDÁRIAS
Ao contrário das ligações primárias, as ligações secundárias (Fig. 2-3) não compartilham elétrons. Em
vez disso, variações de cargas entre grupamentos moleculares ou atómicos induzem forças polares
que atraem as moléculas. Como não existem ligações primárias entre a água e o vidro, inicialmente é
difícil compreender como as gotas de água podem ficar retidas no pára-brisa de um carro quando elas
se congelam. Todavia, os conceitos de ponte de hidrogénio e ligação secundária — dois tipos de liga-
ções que existem entre a água e o vidro — nos permitem explicar esse fenómeno de adesão.
Ponte de Hidrogénio
Esse tipo de ligação pode ser entendido pelo estudo da molécula de água (Fig. 2-4). Aderidos ao
átomo de oxigénio, encontram-se dois átomos de hidrogénio. Essas ligações são covalentes por-
J)
Fig. 2-3 Formação de uma ligação secundária. As
variações de carga ao redor das moléculas induzem
forças polares que atraem outras moléculas. (Cortesia
de K-J Sõderholm.)
Diferenças nas densidades de elétrons resultam em va-
riações de carga ao longo da molécula.
Fig. 2-4 Formação de ligação com ponte de hidrogénio
entre moléculas de água. A molécula de água polar
liga-se a moléculas adjacentes por meio de uma
interação H»»»O entre as moléculas. (Cortesia de K-J
Sõderholm.)
24 PARTE l • Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
que o oxigénio e o hidrogénio compartilham elétrons. Como consequência, os pfótons dos áto-
mos de hidrogénio que divergem do átomo de oxigénio não estão suficientemente envolvidos
pelos elétrons, e a porção de próton da molécula de água se torna positivamente carregada. Do
outro lado da molécula de água, os elétrons que preenchem a órbita externa do oxigénio forne-
cem uma carga negaúva. Assim, existe um dipolo permanente que representa uma molécula as-
simétrica. A ponte de hidrogénio, que está associada à carga positiva do hidrogénio causada pela
polarização, é um importante exemplo desse tipo de ligação secundária.
Quando uma molécula de água se entrelaça com outras moléculas de água, a porção hidrogé-
nio (positiva) de uma molécula é atraída para a porção oxigénio (negativa) da molécula vizinha,
e, então, pontes de hidrogénio são formadas. Uma polaridade dessa natureza é importante
quando se levam em consideração as reações intermoleculares em muitos compostos orgânicos,
por exemplo, a sorção de água pelas resinas odontológicas sintéticas.
Forças de van der Waals
As forças de van der Waals constituem a base de uma atraçãodipolo (Fig. 2-5). Por exemplo, em
molécula simétrica, como ocorre em um gás inerte, o campo de elétrons está em constante flutua-
ção. Normalmente, os elétrons dos átomos se encontram igualmente distribuídos ao redor do nú-
cleo e produzem um campo eletrostático ao redor do átomo. Entretanto, esse campo pode flutuar
de modo que sua carga pode tornar-se momentaneamente positiva e negativa, como exemplifi-
cado na Figura 2-5. Forma-se, então, um dipolo flutuante que irá atrair outros dipolos semelhan-
tes. Estas forças interatômicas são consideradas fracas.
DISTÂNCIA INTERATÔMICA E ENERGIA DE LIGAÇÃO
Distância Interatômica
Independentemente do tipo de material, existe um fator limitante que impede átomos ou molé-
culas de se aproximarem intimamente uns dos outros. Este fator é a distância entre o centro de
um átomo e o de seu vizinho, que é limitada pelo diâmetro dos átomos envolvidos. Embora o
átomo seja tratado como uma partícula discreta, com limites e volume, seus limites são estabele-
cidos pelo campo eletrostático de elétrons. Se os átomos se aproximarem muito uns dos outros,
eles se repelem em função de suas cargas de elétrons. Por outro lado, as forças de atração tendem
a manter os átomos juntos. A posição em que estas forças de repulsão e atração se tornam iguais
em magnitude (porém opostas em direção) é a posição de equilíbrio dos átomos ilustrada na
Figura 2-6. Nessa posição, as forças de repulsão são equivalentes em magnitude às forças de atra-
ção. O átomo B pode ser deslocado para a posição B' pela ação de uma força do tipo mecânica,
L
Fig. 2-5 Dipolo flutuante que mantém moléculas de gás
inerte unidas. As setas indicam como os campos podem
flutuar de modo que as cargas se tornem
momentaneamente positivas e negativas. (Cortesia
de K-J Sõderholm.)
Estrutura da Matéria e Princípios de Adesão CAPÍTULO 2 25
c FED£SAL 00 PARA
CURSO DE ODONTOLOGiA
BIBLIOTECA PROf. DR. FRANCISCO G. AiVARO
CONSULTA
Força de atraçao
Equilíbrio de forças
Distância
interatômica
Força de
repulsão
Posição de equilíbrio
Força de atraçao
Fig. 2-6 Equilíbrio entre as forças de atraçao e de
repulsão; o átomo B obtém sua posição de equilíbrio.
(Cortesia de K-J Sõderholm.) Força de repulsão
térmica ou elétrica. Uma força também pode aproximar ainda mais os átomos (posição B" na Fig.
2-6). À medida que as forças de atraçao aumentam, o espaço interatômicodiminui. Por outro
lado, as forças de repulsão permanecem relativamente inativas até que os átomos se aproximem
suficientemente uns dos outros. A soma ou resultante dessas duas forças está indicada pela linha
tracejada nas Figuras 2-6 e 2-7. A força resultante na Figura 2-6 torna-se zero, isto é, as magnitu-
des das duas forças se equivalem na interseção da linha tracejada com o eixo horizontal. Em equi-
líbrio, a distância interatômica representa a distância entre os centros dos átomos envolvidos
(distância a na Fig. 2-7).
Energia de Ligação
Como as condições de equilíbrio são normalmente descritas em termos de energia em vez de for-
ças interatômicas, as relações ilustradas na Figura 2-7 podem ser mais logicamente explicadas em
Força resultante
Fig. 2-7 Quando a posição de equilíbrio é alcançada, a
distância interatômica é a. Se um átomo se mover dessa
posição, uma força negativa (de repulsão) ou positiva
(de atraçao) será necessária para levar o átomo de volta à
sua posição de equilíbrio, como mostrado na Fig. 2-6.
(Cortesia de K-J Sõderholm.)
Distância interatômica
Força resultante = O,
_que implica uma
distância interatômica
igual a a
26 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
termos de energia interatômica. De acordo com as leis da física, a energia pode ser definida como
uma força integrada sobre uma distância. Se a força resultante (F), representada pela linha trace-
jada da Figura 2-7, for integrada sobre as distâncias interatômicas (a), resultará no gráfico ilus-
trado na Figura 2-8. Como mostra a Figura 2-8, o eixo horizontal representa o espaçamento
interatômico, e a energia de ligação ou interatômica está ilustrada af>'eixo vertical. Ao contrário
do que ocorre com a força resultante apresentada na Figura 2-6, a^êríergia não se altera significa-
tivamente à medida que os átomos se aproximam. À medida qilè a força resultante se aproxima
de zero (Fig. 2-7), a energia diminui (Fig. 2-8). A energia finalmente atinge um mínimo quando
a força resultante se torna zero. Logo depois, a energia aumenta rapidamente (Fig. 2-8), em vir-
tude do aumento rápido da resultante da força de repulsão (Fig. 2-7), sem que ocorram grandes
alterações na distância interatômica. A energia mínima corresponde à condição de equilíbrio e
define a distância de equilíbrio interatômico.
ENERGIA TÉRMICA
A energia térmica é calculada pela energia cinética dos átomos ou moléculas a uma dada tempe-
ratura. Os átomos de um cristal a temperaturas acima do zero absoluto estão em um constante
estado de vibração, e a amplitude média depende da temperatura. Quanto mais alta for a tempe-
ratura, maior a amplitude e, conseqúentemente, maior será a energia cinética ou interna. Uma ob-
servação mais detalhada das Figuras 2-7 e 2-8 pode permitir outras interpretações desses
fenómenos.
Para uma certa temperatura, a energia mínima é a energia em equilíbrio, e é mostrada como o
ponto mais baixo da curva na Figura 2-8. À medida que a temperatura aumenta, a amplitude da
vibração atómica (ou molecular) aumenta. Isso também resulta no aumento da média de espa-
çamento interatômico (Figs. 2-8 e 2-9) e da energia interna. O efeito geral representa um fenó-
meno conhecido como expansão térmica (Fig. 2-9).
Se a temperatura continuar aumentando, o espaçamento interatômico também irá aumentar,
e, eventualmente, uma mudança de estado irá ocorrer. O sólido transforma-se em líquido e, sub-
sequentemente, o líquido transforma-se em gás. Pelas Figuras 2-9, A e B, pode-se concluir que,
quanto mais profunda for a inflexão da curva, maior será a quantidade de energia necessária
para provocar a fusão ou a ebulição, e, conseqúentemente, as temperaturas de fusão e de ebuli-
ção serão mais elevadas. Pela mesma razão, pode-se concluir que, quanto menor for o valor mí-
nimo da curva de energia, menor será a expansão térmica por unidade de temperatura, uma vez
que o espaço interatômico não aumenta necessariamente com o aumento da profundidade da
curva. Em outras palavras, em materiais com estruturas atómicas ou moleculares semelhantes, o
coeficiente de expansão térmica linear (a) tende a ser inversamente proporcional à tempera-
tura de fusão.
Fig. 2-8 Por meio da multiplicação da força mostrada na
Fig. 2-7 pelo deslocamento atómico de sua posição de
equilíbrio, a alteração de energia pode ser representada
graficamente em função do deslocamento em ambas as
direções. (Cortesia de K-J Sõderholm.)
Espaçamento interatômico
-a um certo nível de energia
Distância interatômica
a uma energia
igual a zero
Estrutura da Matéria e Princípios de Adesão CAPITULO 2 27
FED&ViL 00 f>A?íA
CURSO OE ODONTOLOGIA
BIBLIOTECA PROF. DR. FRANCISCO G. ÁLVARO
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Centro de vibração com
energia aumentada
Distância
interatômica
Fig. 2-9 A profundidade da curva de energia é determinada pela
magnitude das forças de atração e repulsão. Assim, em uma curva
rasa B, necessita-se de menos energia para separar os átomos do
que em uma curva mais profunda A. (Cortesia de K-J Sõderholm.)
Outra relação interessante entre a temperatura de fusão e a força necessária para mover átomos
de sua posição de equilíbrio é mostrada nas Figuras 2-7 e 2-8. Como visto na Figura 2-7, a força
resultante nos átomos na posição de equilíbrio é zero; entretanto, pequenos deslocamentos
podem resultar em um rápido aumento das forças que mantêm a posição de equilíbrio. A rigidez
de um material é proporcional à taxa de variação da força, e a alteração no deslocamento é me-
dida pela inclinação da curva, próxima ao ponto da distância interatômica igual a a. Uma maior
inclinação da curva de força versus a distância acarreta uma curva de energia mais estreita e mais
profunda (Fig. 2-8). Assim, um maior ponto de fusão é acompanhado de uma maior rigidez.
A condutibilidade térmica está relacionada com o espaçamento interatômico somente no que
diz respeito ao fato de que o calor é conduzido de um átomo ou molécula para o(a) seguinte
quando as unidades estruturais básicas adjacentes são afetadas pela energia cinética de seus vizi-
nhos. Entretanto, o número de elétrons "livres" em um material influencia sua condutibilidade
térmica. Como mencionado anteriormente, uma estrutura metálica, como as ligas e amálgamas
odontológicas, possui muitos elétrons livres; sendo assim, muitos metais são bons condutores
tanto de calor quanto de eletricidade. Por outro lado, os materiais não-metálicos, como as resinas
compostas e acrílicas, não possuem muitos elétrons livres e, conseqúentemente, são, de um modo
geral, maus condutores de calor e eletricidade.
Os princípios apresentados anteriormente são gerais, e exceções podem ocorrer. Todavia, esses
princípios permitem estimar a influência da temperatura sobre as propriedades da maioria dos
materiais dentários a serem discutidos nos capítulos subsequentes.
Que substâncias dentárias são exemplos de materiais cristalinos7. Quais são os materiais não-cristali-
nos? Quais representam combinações de materiais cristalinos e não-cristalinos?
ESTRUTURA CRISTALINA
Até agora, para os propósitos dos conceitos específicos explicados, assumiu-se a presença de so-
mente dois átomos ou moléculas. Os materiais dentários consistem em muitos milhões dessas
unidades. Mas como é o arranjo dessas unidades estruturais em um sólido, e como eles são man-
28 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
tidos unidos? Em 1665, Robert Hooke (1635-1703) simulou os formatos típicos dos cristais, em-
pilhando balas de mosquete. Apenas 250 anos depois, verificou-se que ele tinha criado um mo-
delo exato da estrutura cristalina de vários metais conhecidos, no qual cada bala representava um
átomo.
Os átomos mantêm-se unidos uns aos outros por forças primárias ou secundárias. No estado
sólido, eles se combinam de modo que haja mínima energia interna. Por exemplo, sódio e cloro,
como descrito anteriormente, compartilham um elétron. Entretanto, no estado sólido, eles não
formam simplesmente pares; na realidade, todos os íons de sódio carregados positivamenteatraem os íons de cloro carregados negativamente. Desse modo, eles formam uma configuração
espacial regular, conhecida como grade espacial ou cristal. A grade espacial pode ser definida
como qualquer arranjo de átomos no espaço, onde cada átomo está situado em uma posição se-
melhante em relação ao outro. As grades espaciais podem ser formadas por ligações primárias ou
secundárias.
Existem 14 tipos ou formas possíveis de grades espaciais, porém muitos dos metais utilizados
em odontologia pertencem ao sistema cúbico, isto é, os átomos cristalizam-se em arranjos cúbi-
cos. A grade espacial cúbica mais simples pode ser vista na Figura 2-10, cujas esferas representam
as posições dos átomos. Suas posições se localizam nos pontos de interseção dos três conjuntos
de planos paralelos, cada um sendo perpendicular aos outros dois planos. Estes planos são fre-
quentemente referidos como planos cristalinos. Todas as ligas para fundição, amálgamas, ligas
trabalhadas e ouro em folha apresentam estrutura cristalina. Algumas cerâmicas puras, tais como
a alumina e a zirconia, são completamente cristalinas. Outras cerâmicas, como as porcelanas
odontológicas, consistem em uma matriz de vidro com inclusões cristalinas que fornecem as pro-
priedades desejadas, por exemplo, cor, opacidade, aumento dos coeficientes de expansão térmica,
radiopacidade, resistência e tenacidade à fratura.
Na Figura 2-11, A, é apresentada uma célula unitária de uma grade espacial cúbica simples.
As células são repetidas no espaço de modo tridimensional, como indicado na Figura 2-10. Os
arranjos cúbicos simples são mostrados nas Figuras 2-10 e 2-11, A. Os arranjos mostrados na
Figura 2-11, B e C, representam as grades espaciais cúbicas de importância prática. Os arranjos
apresentados nas Figuras 2-10 e 2-11 são somente hipotéticos. Os átomos, na verdade, estão
unidos tão proximamente, que o espaço interatômico é igual à soma de seus raios. O arranjo
mais compacto para um modelo de uma estrutura cúbica de corpo centrado é apresentado na
Figura 2-12, e o modelo correspondente para uma grade cúbica de face centrada pode serviste
na Figura 2-13.
O tipo de grade espacial é definido pelo comprimento de cada uma das três arestas da cé-
lula unitária (denominadas eixos] e os ângulos entre as arestas. Por exemplo, uma estrutura es-
pacial cúbica (Fig. 2-11, A) é caracterizada pelos eixos de igual comprimento e que se
encontram formando um ângulo de 90°. Outros tipos de redes espaciais são mostrados na
Figura 2-14.
Fig. 2-10 Grade espacial cúbica simples. (Cortesia de K-J
Sõderholm.)
Estrutura da Matéria e Princípios de Adesão » CAPÍTULO 2 29
Fig. 2-11 Células unitárias de grades espaciais. A, Cúbica simples. B, Cúbica de
corpo centrado. C, Cúbica de face centrada. (Cortesia de K-J Sõderholm.)
Fig. 2-12 Modelo de um cristal cúbico de corpo centrado. (Cortesia de K-J
Sõderholm.)
Fig. 2-13 Modelo de um cristal cúbico de face centrada. (Cortesia de K-J
Sõderholm.)
SÓLIDOS NÃO-CRISTALINOS E SUAS ESTRUTURAS
São estruturas diferentes da forma cristalina que podem ocorrer no estado sólido. Por exemplo,
algumas das ceras utilizadas pelo cirurgião-dentista ou pelo técnico de laboratório podem solidi-
ficar como materiais amorfos cujas moléculas estão distribuídas aleatoriamente. Mesmo neste
caso, existe uma tendência para que o arranjo molecular seja regular.
O vidro é também considerado uma estrutura sólida não-cristalina, visto que seus átomos pos-
suem a tendência de formar um arranjo ordenado de curto alcance ao invés de um arranjo orde-
nado de longo alcance, característico dos sólidos cristalinos. O arranjo ordenado dos vidros é
mais ou menos disperso; porém, em determinados sítios da estrutura, existe um considerável nú-
mero de unidades desordenadas. Pelo fato de este arranjo ser típico dos líquidos, esses sólidos
são, algumas vezes, chamados de líquidos super-resfriados.
30 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
D
H
Fig. 2-14 Outras grades simples de interesse odontológico. A, Romboédrico. B, Ortorrômbico. C, Monoclínico. D,
Tr/clínico. E, Tetragonaí. F, Hexagonaí simples. G, Hexagonal compacto. H, Rômb/co. (Cortes/a de K-J Sòderho/m.j
Uma resina composta consiste em uma matriz de resina, partículas de carga e um agente de
união orgânico que liga as partículas de carga à matriz de resina. Em alguns casos, as partículas de
carga são feitas de vidro radiopaco que não são cristalinos. As resinas compostas têm uma matriz
não-cristalina e podem ou não conter partículas de carga cristalinas.
Os arranjos estruturais dos sólidos não-cristalinos não apresentam energia interna tão baixa
quanto os arranjos cristalinos dos mesmos átomos e moléculas. Eles não possuem temperatura
de fusão definida, mas vão amolecendo gradualmente à medida que a temperatura aumenta. A
temperatura em que ocorre um aumento súbito no coeficiente de expansão térmica, indicando
que a mobilidade molecular está aumentada, é denominada temperatura de transição vítrea
(T ) e é característica particular da estrutura dos vidros. Ocasionalmente, a expressão é abreviada
para temperatura do vidro. Abaixo da T , a estrutura vítrea perde suas características fluidas e pos-
sui uma significativa resistência à deformação por cisalhamento. As resinas odontológicas sinté-
ticas são exemplos de materiais que frequentemente possuem estruturas vítreas.
Por cjue o mercúrio e o gálio são importantes como componentes dos materiais restauradores diretos?
DIFUSÃO
A difusão de moléculas em gases e líquidos é bem conhecida. Todavia, moléculas e átomos tam-
bém se difundem no estado sólido. Como anteriormente descrito, os átomos em uma grade espa-
cial estão em constante estado de vibração em relação aos seus centros. A energia cinética média de
vibração de todo o cristal está relacionada com a temperatura. No zero absoluto, a vibração cessa,
l j FEDERAL DO PARA
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SB IOTECA PROF. DR. FRANCISCO G. ÁLVARO
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Estrutura da Matéria e Princípios de Adesão CAPITULO 2 31
a energia é nula, e o átomo ocupa o centro de vibração (Fig. 2-9). Em qualquer temperatura acima
do zero absoluto (-273 °C), os átomos (ou moléculas) de um sólido possuem alguma quantidade
de energia cinética. A compreensão da difusão em um sólido requer dois novos conceitos.
O primeiro conceito, pertinente à difusão em um sólido, é que nem todos os átomos possuem a
mesma quantidade de energia. Ao contrário, existe uma distribuição de átomos com urna energia pró-
pria que varia de muito baixa a muito alta, sendo a energia média relacionada com a temperatura do
zero absoluto. Mesmo em temperaturas muito baixas, alguns átomos possuem alta energia.
Se a energia de um átomo específico exceder a energia de ligação, ele pode deslocar-se para
outra posição na grade. Em um sólido não-cristalino com apenas arranjos ordenados de curto al-
cance, há uma grande probabilidade de um átomo de alta energia estar adjacente à posição livre.
O segundo conceito necessário para descrever a difusão no estado sólido em sólidos cristalinos
é o fato de que em qualquer temperatura acima do zero absoluto, existe um número finito de áto-
mos perdidos na rede, gerando vazios, que representam sítios desocupados pelos quais pode
ocorrer a difusão. Os átomos mudam de posição em sólidos puros, constituídos por um só ele-
mento mesmo em condições de equilíbrio; este processo é conhecido como autodifusão.
Entretanto, a autodifusão geralmente não tem importância prática, visto que não ocorrem altera-
ções dimensionais visíveis ou mensuráveis. Como em qualquer processo de difusão, os átomos
ou moléculas se difundem no estado sólido ou líquido com o objetivo de alcançar um estado de
equilíbrio. Por exemplo, as moléculas de açúcar em uma solução tendem a difundir-se para al-
cançar uma concentração uniforme. Como será discutido posteriormente, a concentração de áto-
mos em um metal pode também ser redistribuída pelo processo de difusão.
A difusão também pode caminhar em outra direção para produzir uma concentraçãode áto-
mos em uma solução. Por exemplo, se o açúcar ficar supersaturado na água, as moléculas de açú-
car se difundem umas em direção às outras, e o açúcar se cristaliza e precipita na solução. Do
mesmo modo, a existência de muitos átomos de cobre em uma liga sólida de cobre e prata pode
levar à supersaturação e à difusão dos átomos de cobre, o que aumenta a concentração deste no
local, causando sua precipitação.
A velocidade de difusão para uma dada substância depende principalmente da temperatura e
do gradiente de potencial químico, ou gradiente de concentração. Quanto mais elevados forem a
temperatura e o gradiente de potencial químico, maior será a velocidade de difusão. A velocidade
de difusão varia de acordo com os gradientes de concentração, o tamanho do átomo, a ligação in-
teratômica ou intermolecular, e as imperfeições na rede. Assim, materiais dentários diferentes exi-
bem diferentes características de velocidade de difusão. A constante de difusão, que é uma
característica única de um dado elemento em um composto, cristal ou liga, é denominada coefi-
ciente de difusão, geralmente designado pela letra D. O coeficiente de difusão é definido como
a quantidade de uma substância que se difunde, por unidade de área (p. ex., l cm2), através de
uma unidade de espessura da substância (p. ex., l cm), em uma unidade de tempo (p. ex., l s). Em
geral, o coeficiente de difusão de um metal puro está relacionado com sua temperatura de fusão.
Quanto menor for seu ponto de fusão, maior será seu coeficiente de difusão.
Os coeficientes de difusão dos elementos da maioria dos sólidos cristalinos à temperatura am-
biente são muito baixos. A difusão em ligas odontológicas é tão lenta à temperatura ambiente,
que não pode ser detectada de modo prático; entretanto, com a elevação de algumas centenas de
graus, as propriedades do metal podem ser alteradas de modo acentuado pela difusão atómica. A
difusão em uma estrutura não-cristalina pode ocorrer mais rapidamente e, muitas vezes, pode ser
evidente à temperatura ambiente ou à temperatura do corpo. A estrutura desordenada permite
que as moléculas se difundam mais facilmente com menos energia de ativação. Alguns metais se
fundem a temperaturas abaixo da temperatura da boca. Por exemplo, os pontos de fusão do mer-
cúrio e do gálio são -38,36° C (-37,05° F) e 29,78° C (85,60° F), respectivamente. Desse modo,
podem ser formados novos compostos metálicos úteis para restauração direta, em virtude da alta
taxa de difusão destes átomos nas partículas sólidas das ligas à temperatura intra-oral.
ADESÃO E UNIÃO
O fenómeno da adesão está envolvido em várias situações na odontologia. Por exemplo, a infil-
tração adjacente aos materiais dentários restauradores resulta de uma insuficiente ou incompleta
32 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
adesão. A retenção de próteses totais artificiais é provavelmente dependente, de certo modo, da
adesão entre a prótese total e a saliva e entre a saliva e os tecidos moles. Certamente, a aderência
da placa ou cálculo à estrutura dental pode ser explicada, em parte, por um mecanismo de ade-
são. Portanto, uma compreensão dos princípios fundamentais associados a este fenómeno é im-
portante para o cirurgião-dentista.
Quando duas substâncias são postas em contato íntimo uma com a outra, as moléculas de
uma substância se aderem, ou são atraídas, às moléculas da outra substância. Esta força é deno-
minada adesão, quando moléculas dissimilares são atraídas, e coesão, quando moléculas do
mesmo tipo são atraídas. O material ou película utilizado(a) para produzir a adesão é conhecido
(a) como adesivo, enquanto o material sobre o qual este é aplicado é denominado aderente.
De um modo geral, a adesão é simplesmente um processo de aderência superficial. O termo é
geralmente qualificado pela especificação do tipo de atração intermolecular que pode existir entre
o adesivo e o aderente.
Adesão Mecânica
Uma forte aderência de uma substância à outra pode ser obtida por intermédio de adesão ou re-
tenção mecânica, em vez de atração molecular. Esse tipo de retenção estrutural pode ser grosseiro
por natureza, como evidenciado pela utilização de parafusos, cavilhas ou reentrâncias. A adesão
mecânica pode também envolver mecanismos mais sutis, como a penetração do adesivo em irre-
gularidades microscópicas ou submicroscópicas (p. ex., fendas e poros) na superfície do subs-
trato. Um líquido adesivo fluido ou semiviscoso mostra-se mais adequado para este
procedimento, visto que pode facilmente penetrar esses defeitos superficiais. Após o endureci-
mento, as numerosas proj ecoes do adesivo em contato com a superfície produzirão a ancoragem
para a aderência mecânica (retenção).
O mecanismo de união micromecânica tem sido comumente utilizado na odontologia, em
virtude da inexistência de materiais restauradores e cimentos verdadeiramente adesivos. Por
exemplo, a retenção de restaurações fundidas, como as próteses unitárias fundidas em ouro ou
pinos e núcleos metálicos fundidos com metais básicos, é aumentada pela aderência mecânica do
agente cimentante nas irregularidades existentes na superfície interna da peça fundida e naquelas
presentes na estrutura dental preparada.
Um exemplo mais recente de adesão mecânica é o de materiais restauradores resinosos (plás-
ticos). Como essas resinas não possuem uma verdadeira capacidade de adesão à estrutura dental,
pode ocorrer a infiltração adjacente à restauração. Estes padrões de infiltração contribuem para
mancha marginal, cárie recorrente e irritação da polpa. Uma técnica específica deve ser empre-
gada para tornar mínimos os riscos de agentes nocivos que podem migrar em direção à polpa.
Antes da inserção da resina, as estruturas de esmalte em tomo da cavidade preparada são tratadas
com ácido fosfórico por um curto período. Este procedimento ficou conhecido como técnica do
condicionamento ácido. O ácido produz poros muito pequenos na superfície do esmalte, nos
quais a resina irá penetrar, quando esta for aplicada. Após a polimerização, as proj ecoes de resina
para o interior do esmalte melhoram a retenção mecânica da restauração, reduzindo a possibili-
dade de infiltração marginal.
A técnica do condicionamento ácido constitui um exemplo de como a adesão entre um mate-
rial e a estrutura dental pode ser obtida por meio de adesão mecânica, e não por adesão molecu-
lar. O processo é, algumas vezes, denominado "união micromecânica". Os princípios de adesão e
os fatores associados a esse fenómeno serão discutidos posteriormente nas seções seguintes.
Energia de Superfície
Para a existência da adesão, as superfícies devem ser atraídas uma à outra na sua interface. Essa
condição pode existir independentemente das fases (sólido, líquido ou gás) das duas superfícies,
com a exceção de que a adesão entre dois gases não pode ser esperada em virtude da ausência de
uma interface.
DR. FRANGIS Estrutura da Matéria e Princípios de Adesão « CAPÍTULO 2 33
Átomo superficial (B)
Átomo interno (A)
Fig. 2-15 Ao comparar um átomo interno (A) com outro
superficial (B), percebe-se que existe um equilíbrio ao
redor de A, enquanto B é livre para se unir a átomos ou
moléculas que se aproximem da superfície. (Cortesia de
K-J Sõderholm.)
A energia na superfície de um sólido é maior do que no seu interior. Por exemplo, consideremos
a grade espacial demonstrada na Figura 2-15. Dentro da grade, todos os átomos atraem-se mutua-
mente. As distâncias interatômicas são iguais, e a energia é mínima. Na superfície da grade, a ener-
gia é maior, porque os átomos superficiais não estão igualmente atraídos em todas as direções, como
mostra a Figura 2-15.0 átomo interno A possui um equilibrado número de átomos vizinhos à sua
volta, enquanto o átomo superficial B possui um número desigual de átomos adjacentes.
O aumento de energia por unidade de área de superfície é referido como energia de superfície
ou de tensão superficial. Uma película de sabão sofre contração, e as gotas de um líquido assu-
mem uma forma esférica219
Composição 220
Manipulação 221
Preparo e Condicionamento do Ágar 221
Têmpera do Material 221
Confecção de uma Moldagem com Ágar 222
Precisão 223
Viscosidade do Sol 224
, Distorção durante a Geleificação 224
'̂ çHidrocolóide Irreversível (Alginato) 224
J Composição 225
Processo de Geleificação 225
Controle do Tempo de Geleificação 226
Manipulação 227
Confecção de uma Moldagem 228
Resistência 228
Precisão 229
Outras Aplicações e Manipulação dos
Hidrocolóides 229
Técnica Combinada Alginato-Ágar 229
Materiais para Duplicação 229
Alginatos Modificados 229
Biocompatibilidade 230
Desinfecção 230
Estabilidade Dimensional 230
Compatibilidade com o Gesso 231
Vida Útil 232
Efeitos do Manuseio Incorreto dos
Hidrocolóides 232
Materiais de Moldagem Anelásticos 232
Godiva 233
Composição 234
Manipulação 234
Estabilidade Dimensional 235
Desinfecção 235
Pasta de Óxido de Zinco e Eugenol (OZE) 235
Composição 235
Manipulação 236
Estabilidade Dimensional 237
Desinfecção 237
Pastas de Óxido de Zinco sem Eugenol 237
Pastas Cirúrgicas 237
Pasta para Registro de Mordida 237
10 Produtos de Gipsita 239
Kenneth J. Anusavice
Usos da Gipsita em Odontologia 239
Gesso Comum e Gesso-Pedra 241
Produção do Sulfato de Cálcio
Hemiidratado 241
Produtos Comerciais de Gipsita 242
Reação de Presa dos Produtos de Gipsita 242
Reações de Presa 243
Relação Água/Pó 244
Testes para os Tempos de Trabalho, de
Presa e de Presa Final 245
Tempo de Espatulação (TE) 245
Tempo de Trabalho (TT) 245
Tempo de Presa (TP) 245
Teste da Perda do Brilho para a
Presa Inicial 246
Teste Inicial de Gillmore para a
Presa Inicial 246
Teste de Vicat para o Tempo de Presa 247
Teste de Gillmore para o Tempo
de Presa Final 247
Critério "Pronto para Uso" 247
Controle do Tempo de Presa 247
Impurezas 248
Refinamento das Partículas (Pó)
de Gesso 248
Relação A/P 248
Espatulação 248
Temperatura 249
Retardadores e Aceleradores 249
Expansão de Presa 249
Controle da Expansão de Presa 251
Aceleradores e Retardadores: Prática e Teoria 251
Aceleradores 252
Retardadores 253
Expansão Higroscópica de Presa 253
Resistência 255
Tipos de Produtos de Gipsita 256
Gesso Comum para Moldagem (Tipo I) 256
Gesso Comum para Modelo (Tipo II) 256
Gesso-Pedra (Tipo III) 257
Gesso-Pedra de Alta Resistência
(Tipo IV) 258
Gesso Pedra de Alta Resistência e
Alta Expansão (Tipo V) 259
Gesso Sintético 259
Proporcionalidade, Espatulação e
Cuidados com os Produtos de Gipsita 259
Proporcionalidade 259
Espatulação 260
Cuidados com o Modelo 261
Produtos Especiais de Gipsita 261
Cuidados com os Produtos de Gipsita 262
Controle da Infecção 263
11 Ceras Odontológicas
Kenneth J. Anusavice
Tipos de Cera para Fundição
Composição
265
266
266
•*1 Sumário XXV
Propriedades Desejáveis
Escoamento
Propriedades Térmicas
Distorção da Cera
Manipulação da Cera para Fundição
Outras Geras Odontológicas
268
269
269
271
272
273
12 Procedimentos e Revestimentos
para Fundição 275
Kenneth J. Anusavice
Revestimentos Aglutinados por Gesso 276
Composição 276
Gipsita 277
Sílica 278
Modificadores 279
Tempo de Presa 279
Expansão Normal de Presa 280
Expansão Higroscópica de Presa 280
Efeito da Composição 281
Efeito da Relação Água/Pó 282
Efeito da Espatulação 282
Vida Útil do Revestimento 282
Efeito do Tempo de Imersão 282
Efeito do Confinamento 282
Efeito da Água Adicionada 283
Expansão Térmica 284
Efeito da Relação Água/Pó 286
Efeito dos Modificadores Químicos 286
Contração Térmica 287
Resistência 287
Outras Considerações sobre os
Revestimentos de Gesso 288
Porosidade 288
Armazenagem 288
Revestimentos Aglutinados por Fosfato 289
Composição 289
Reações de Presa 290
Expansão Térmica e Expansão de Presa 291
Tempo de Trabalho e de Presa 292
Propriedades Diversas 292
Revestimentos Aglutinados por Silicato
de Etila 293
Avaliação Clínica da Adaptação da Fundição 294
Compensação da Contração de Solidificação 295
Sistema de Fundição sem Anel 295
Preparo do Troquei Mestre 296
Métodos para Alterar as Dimensões
do Troquei 296
Combinação Troquei de Gesso e
Revestimento 297
Outros Materiais para Troquei 297
Troqueis Eletrodepositados 298
Princípios e Variáveis para Conformação
do Pino Formador do Canal de
Alimentação 299
Remoção do Padrão de Cera 299
Diâmetro do Pino 299
Posição do Pino 299
Fixação do Pino 300
Direção do Pino 301
Comprimento do Pino 301
Forros para Anéis de Fundição 302
Procedimento de Inclusão 303
Manipulação sob Vácuo 304
Compensação da Contração 304
Técnica da Adição Controlada de Água 305
Procedimento de Fundição 305
Eliminação da Cera e Aquecimento 305
Técnica Higroscópica de Baixa
Temperatura 306
Técnica da Expansão Térmica em Alta
Temperatura 306
Revestimentos Aglutinados por Gesso 307
Revestimentos Aglutinados por Fosfato 308
Tempo Permitido para Fundição 309
Máquinas de Fundição 309
Fundição por Maçarico/Máquina de Fundi-
ção por Centrifugação 310
Máquina de Fundição de
Aquecimento por Resistor Elétrico 311
Máquina de Fundição por Indução 312
Máquinas de Fundição por Arco
Voltaico Direto 312
Máquinas de Fundição com
Auxílio de Pressão ou Vácuo 312
Cadinhos para Fundição 312
Fusão da Liga de Metal Nobre
com Maçarico 312
Limpeza da Fundição 314
Fusão de Ligas Básicas 315
Considerações Técnicas para
Revestimentos Aglutinados por Fosfato 315
Causas de Falhas nas Fundições 316
Distorção 316
Rugosidades, Irregularidades e
Descoloração da Superfície 317
Bolhas de Ar 317
Películas de Água 318
Velocidade de Aquecimento Rápido 318
Subaquecimento 318
Relação Líquido/Pó 318
Aquecimento Prolongado 319
Temperatura da Liga 319
Pressão de Fundição 319
Composição do Revestimento 319
Sumário
Corpos Estranhos 319
Impacto da Liga Fundida 320
Posição do Padrão 320
Inclusão de Carbono 320
Outras Causas 320
Porosidade 321
Fundição Incompleta 324
13 Materiais de Acabamento e Polimento 329
Kenneth J. Anusavice e Sibel A. Antonson
Benefícios do Acabamento e Polimento
dos Materiais Restauradores 330
Princípios de Corte, Desgaste,
Acabamento e Polimento 330
Processo de Redução de Volume 333
Contorno 333
Acabamento 334
Polimento 334
Perigos Biológicos no Processo de
Acabamento 334
Abrasão e Erosão 335
Abrasão 335
Erosão 336
Dureza dos Abrasivos 337
Desenho dos Instrumentos Abrasivos 338
Grãos Abrasivos 338
Abrasivos Aglutinados 338
Discos e Tiras de Lixas Cobertos por
Abrasivos 343
Abrasivos Não-Aderidos 343
Movimento Abrasivo 343
Tipos de Abrasivos 344
Pedra de Arkansas 344
Giz 344
Corindo 344
Diamante Natural 344
Abrasivos de Diamante Sintético 344
Esmeril 345
Garnet 345
Pedra-Pomes 345
Quartzo 345
Areia 346
Trípoli 346
Silicato de Zircônio 346
Osso 346
Diatomita 346
Carbureto de Silício 346
Óxido de Alumínio 347
Ruge 347
Óxido de Estanho 347
Pastas Abrasivas 347
Procedimentos de Acabamento e Polimento 347
Resina Composta para Restaurações 347
Amálgama Dental 348
Ligas de Ouro 348
Restaurações Cerâmicas 349
Resinas Acrílicas para Base de Prótese
Total e Facetas 349
Tecnologia de Abrasão a Ar
(Jato Abrasivo) 349
Dentifrícios 350
Composição 350
Abrasividade 350
Programa de Aceitação da ADA 352
Escovas de Dente 352
PARTE III
MATERIAIS RESTAURADORES DIRETOS
14 Adesão 357
Barry K. Norling
Mecanismos de Adesão 358
Técnica do Condicionamento Ácido 358
Sistemas Adesivos Dentinários 362
Adesivos Dentários de Primeira Geração 363
Adesivos Dentários de Segunda Geração 365
Adesivos Dentários de Terceira Geração 365
Adesivos Dentários de Quarta Geração 367
Adesivos Dentários de Quinta Geração 368
Mensuração da Resistência de União e
Microinfiltração 369
lonômeros de Vidro Restauradores 370
Amálgama Adesivo 370
Selantes de Sulcos e Fissuras 371
15 Resinas Restauradoras 375
H. Ralph Rawk e }. Escjuivel-Upshaw
Materiais Restauradores Estéticos 376
Usos e Aplicações 377
Resinas Compostas Restauradoras 377
Resinas Compostas 377
Composição e Função dos
Componentes 378
Matriz Resinosa 378
Partículas de Carga e Proporção
de Carga 379
Benefícios das Cargas 379
Agentes de União 382
Sistema Ativador-Iniciador 382
Resinas Quimicamente Ativadas 383
Inibidores 384
Modificadores Ópticos 384pela diminuição de sua área de superfície, porque esta condição de ten-
são superficial representa o estado de menor energia.
Os átomos superficiais de um sólido tendem a formar ligações com outros átomos que se apro-
ximam da superfície e reduzem a energia de superfície do sólido. Essa atração que ocorre na inter-
face de moléculas diferentes é chamada de adesão. Por exemplo, moléculas no ar podem ser
atraídas para a superfície e absorvidas na superfície do material. Prata, platina e ouro absorvem oxi-
génio facilmente. Com o ouro, as forças de ligação são secundárias porém, no caso da prata, a atra-
ção pode ser controlada por ligação química ou primária, formando o óxido de prata.
Quando ligações primárias estão envolvidas, a adesão é chamada de sorção química, quando
comparada com a ligação física por forças de van der Waals. Na sorção química, forma-se uma li-
gação química entre o adesivo e o aderente. Um exemplo desse tipo de adesão é a formação de
uma película de óxido na superfície de um metal ou de um substrato metálico soldado. Assim, as
forças de van der Waals são mais fracas que uma ligação primária, pelo fato de serem intermole-
culares e não intramoleculares.
O desenvolvimento de forças de van der Waals invariavelmente precede a sorção química. À
medida que a distância entre o adesivo e o aderente diminui, esta união primária pode tornar-se
eficiente. Entretanto, a sorção química limita-se a uma camada única de adesivo sobre o aderente.
A energia de superfície e as qualidades adesivas de um sólido podem ser reduzidas por impurezas
superficiais, como absorção de gases, formação de óxidos ou secreções humanas. Os grupamen-
tos químicos funcionais existentes ou o tipo de plano cristalino ou grade espacial presentes na su-
perfície podem afetar a energia superficial. Em resumo, quanto maior for a energia da superfície,
maior será a capacidade de adesão.
Quais são as condições necessárias para se atingir o nível mais forte de ligação?
Molhamento
É muito difícil forçar a adesão entre duas superfícies sólidas. Independente de quão lisas estas su-
perfícies possam parecer, na realidade, elas são extremamente rugosas quando observadas em es-
PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
cala atómica ou molecular. Conseqúentemente, quando elas se justapõem, apenas os pontos de
maior relevo ou "picos" se contatam. Uma vez que estas áreas constituem apenas uma pequena
porcentagem da superfície total, não acontece nenhuma adesão perceptível. A atração é geral-
mente desprezível quando as moléculas superficiais das substâncias que se atraem são separadas
por distâncias maiores do que 0,7 nm (0,0007 um).
Para solucionar essa dificuldade, pode-se utilizar um fluido que escoe para dentro das irre-
gularidades e promova o contato com uma parte maior da superfície do sólido. Por exemplo,
quando duas placas de vidro polidas são colocadas uma sobre a outra e pressionadas, elas
apresentam uma pequena tendência a aderir-se por motivos já explicados. Entretanto, quando
uma película de água é colocada entre essas placas, encontra-se uma considerável dificuldade
para separá-las. A energia superficial do vidro é suficientemente alta para atrair as moléculas
de água.
Para produzir uma adesão desse tipo, o líquido deve escoar facilmente sobre toda a superfície
e aderir ao sólido. Esta característica é conhecida como molhamento. Se o líquido não molhar a
superfície do aderente, a adesão entre o líquido e o aderente será desprezível ou inexistente. Caso
haja um verdadeiro molhamento da superfície, falhas adesivas não devem ocorrer. Na verdade, as
falhas nesses casos ocorrem de modo coesivo no sólido ou no adesivo e não ao longo da inter-
face onde o sólido e o adesivo estão em contato.
A capacidade de um adesivo molhar a superfície de um aderente é influenciada por uma série
de fatores. A limpeza da superfície é de grande importância. Uma película de água de apenas uma
molécula de espessura pode diminuir a energia superficial do aderente e impedir o molhamento
pelo adesivo. Do mesmo modo, uma película de um óleo sobre uma superfície metálica pode
também impedir o contato com o adesivo.
A energia de superfície de algumas substâncias é tão baixa, que poucos líquidos, ou talvez ne-
nhum, têm capacidade de molhá-las. Algumas substâncias orgânicas, como as ceras odontológi-
cas, representam este grupo de substâncias. A estrutura compacta dos grupos orgânicos e a
presença de halogênios podem impedir o molhamento. Uma resina sintética comercial, o Teflon
(politetrafluoroetileno), é frequentemente utilizada quando se deseja impedir a adesão de pelí-
culas a uma superfície. Por outro lado, os metais interagem muito bem com os adesivos líquidos,
graças à sua alta energia de superfície.
Em geral, a baixa energia de superfície relativa dos líquidos orgânicos e da maioria dos inorgâ-
nicos permite que eles se espalhem livremente nos sólidos de alta energia de superfície. Para a for-
mação de uma forte adesão, é necessário haver um bom molhamento.
f
Você observa a falta de detalhes de tecido mole ou duro em um modelo de gesso obtido a partir de um
material de moldagem hidrofóbico. Que etapa(s) pode(m) ser realizada(s) para eliminar esse pro-
blema em uma nova moldagem com esse tipo de material?
Ângulo de Contato do Molhamento
A extensão da superfície de um aderente que um adesivo molha pode ser determinada pela me-
dida do ângulo de contato entre o adesivo e o aderente. O ângulo de contato é o ângulo formado
pelo adesivo e o aderente na sua interface. Se as moléculas do adesivo forem atraídas para as mo-
léculas do aderente na mesma ou maior intensidade que estão atraídas entre si, o adesivo líquido
irá espalhar-se completamente sobre a superfície do sólido, e não haverá formação do ângulo de
contato (9 = 0 grau, Fig. 2-16, A). Assim, as forças de adesão são mais intensas do que as forças de
coesão que mantêm unidas as moléculas do adesivo. Um material dentário, p. ex., um material
de moldagem elastomérico pode não ser ideal para reproduzir os tecidos duros ou moles se um
meio aquoso com um ângulo de contato maior que 90° for utilizado para fazer o modelo. Sob
tais condições, o material de moldagem é considerado hidrofóbico. Para melhorar o molha-
mento da moldagem por uma solução aquosa de um gesso para modelo, o fabricante deveria
Estrutura da Matéria e Princípios de Adesão « CAPÍTULO 2 35
CONSULTA
Fig. 2-16 A adesão depende do molhamento da
superfície. A, Quando o ângulo de contato (9) é de O
grau, o líquido entra em contato com toda a superfície e
se espalha livremente. B, Pequeno ângulo de contato em
uma superfície ligeiramente contaminada. C, Ângulo
grande formado por um molhamento deficiente. D, As
relações entre a tensão superficial de um sólido (ysv), o
líquido (yLV) e o ângulo de contato (9) podem ser usadas
para determinar a tensão superficial entre o líquido e o
sólido (yLS) de acordo com a equação, ysv = YLS + YLV
cos 9. (Cortesia de K-J Sõderholm.)
D
"/LV COS 6
modificar a composição para conferir ao material características hidrofílicas, ou acrescentar à mis-
tura aquosa de gesso um agente para molhamento.
Entretanto, se a energia de superfície do aderente for ligeiramente reduzida por contaminação
ou por outros meios, a energia de superfície do sólido diminuirá (ysv), e um pequeno aumento
no ângulo de contato (9) poderá ser observado (Fig. 2-16, B). Este aumento em 0 retém a força
de equilíbrio mostrada na Figura. 2-16, D. Observe que, à medida que 9 aumenta de O para 90
graus, o valor do cos 0 diminui de l para 0.
Se uma película de camada única de contaminante estiver presente sobre toda a superfície, um
ângulo médio será obtido, ao passo que um ângulo muito alto resultará em um sólido de baixa
energia de superfície (ysv), como o politetrafluoroetileno (Fig. 2-16, C). Como a tendência do lí-
quido para se espalhar aumenta à medida que o ângulo de contato diminui, o ângulo de contato
se constitui em um útil indicador da capacidade de molhamento (Fig. 2-16, D).O completo mo-
lhamento ocorre a um ângulo de contato de 0°, e nenhum molhamento é conseguido com um
ângulo de contato de 180°.
Assim, quanto menor for o ângulo de contato entre o adesivo e o aderente, melhor será a ca-
pacidade de o adesivo fluir e preencher as irregularidades na superfície do aderente. A fluidez do
adesivo influencia a extensão do preenchimento desses espaços ou irregularidades.
Na verdade, as superfícies "achatadas" de um sólido não são planas. Imperfeições superficiais
representam um empecilho em potencial para a obtenção de uma união adesiva. Boinas de ar
podem ser criadas durante o espalhamento do adesivo, impedindo o completo molhamento de
toda a superfície (Fig. 2-17). Quando a região de interface adesiva for submetida a variações tér-
micas e a esforços mecânicos, áreas de concentração de tensão irão formar-se ao redor desses es-
paços vazios. A tensão pode tornar-se tão elevada, que inicia a separação da união adesiva
36 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
Fig. 2-17 Bolhas de ar criadas nas irregularidades da
superfície. Essas regiões contribuem para a propagação de
falha do adesivo pela concentração de tensão nesses locais.
(Cortesia de K-J Sõderholm.)
Bolhas de ar agindo como
concentradoras de tensão
adjacente aos espaços vazios. Esta trinca inicial poderá propagar-se de um vazio para o outro, e a
junção poderá separar-se sob tensão.
A união micromecânica dos selantes resinosos ao esmalte dental é, em geral, muito eficaz na preven-
ção de cárie nos sulcos e fissuras. Todavia, muitos fatores podem reduzir a eficácia dessa união, resul-
tando na perda total ou parcial do selante. Quais fatores podem causar a quebra dessa união?
ADESÃO A ESTRUTURA DENTAL
Os princípios fundamentais de adesão podem ser facilmente relacionados com situações odon-
tológicas. Por exemplo, quando medidas de ângulos de contato são empregadas para se estudar
o molhamento de esmalte e dentina, nota-se que o molhamento dessas superfícies é acentuada-
mente reduzido após a aplicação tópica de uma solução aquosa de fluoreto. Levando esta infor-
mação para a realidade clínica, verificou-se que o esmalte tratado com flúor retém menos placa
durante um determinado período, presumivelmente em virtude da diminuição da energia de su-
perfície. Assim, além do já reconhecido mecanismo da redução da solubilidade do esmalte em
um ambiente ácido, pode-se afirmar que os fluoretos são efetivos na redução da cárie dental tam-
bém por proporcionar modificações na superfície dental, mantendo-a limpa por mais tempo.
Da mesma maneira, em virtude da alta energia superficial de vários materiais restauradores em
comparação com a da superfície dental, existe uma grande tendência para a superfície e as mar-
gens das restaurações acumularem detritos. Isso pode ser, em parte, um fator que explica a alta in-
cidência relativa de cáries secundárias (recorrentes) observadas nas interfaces dente-restauração
para certos tipos de materiais.
Nos capítulos seguintes, são incluídas discussões sobre a infiltração que ocorre entre a estru-
tura dental e as restaurações. Pode-se observar que, sob certas circunstâncias, as cáries recorrentes,
a sensibilidade pulpar pós-operatória e a deterioração das margens podem estar associadas à falta
de adesão entre o material restaurador e o dente. Várias pesquisas vêm sendo realizadas para de-
senvolver adesivos que possam, de fato, aderir à estrutura dentária. Nos capítulos subsequentes,
poderemos observar como os procedimentos restauradores tradicionais estão sendo modificados
em função desses sistemas adesivos.
Aplicando os princípios que influenciam a adesão às estruturas dentais, podemos perceber que
os problemas relacionados com os adesivos são, na verdade, muito complexos. A composição da
estrutura dental não é homogénea. As quantidades dos componentes orgânicos e inorgânicos
presentes na dentina diferem das quantidades desses mesmos componentes no esmalte. Um ma-
terial que se adere a componentes orgânicos pode não se aderir a componentes inorgânicos, e um
adesivo que se liga ao esmalte pode não se aderir à dentina da mesma forma.
Após o término do preparo cavitário, uma película microscópica viscosa de detritos recobre as
superfícies de esmalte e dentina. Essa contaminação superficial, denominada camada de esfre-
gado (smeàr layer), reduz o molhamento das estruturas do dente. Além disso, os instrumentos
cortantes utilizados para o preparo cavitário deixam a superfície preparada rugosa, o que pode au-
mentar a retenção de ar na interface.
Estrutura da Matéria e Princípios de Adesão « CAPÍTULO 2 37
Os principais problemas associados à adesão dos materiais às estruturas dentais são a remoção
inadequada dos resíduos do ácido e a contaminação pela saliva ou água. Os componentes inorgâ-
nicos da estrutura dental possuem forte afinidade por água. Para remover completamente a água,
seria necessário aquecer o esmalte e a dentina a uma temperatura inaceitável. Isso significa que a
secagem de um dente não pode ser feita com segurança à temperatura da boca, com os dispositi-
vos e agentes que o profissional tem atualmente à sua disposição. É aceitável a presença de pelo
menos uma monocamada de água na superfície da cavidade preparada. Esta camada de água reduz
a energia superficial e, portanto, deve reduzir o molhamento do material restaurador adesivo.
Além disso, existe uma troca de fluidos entre certos componentes do dente. O adesivo dental
deve deslocar a água, reagir com ela, ou molhar a superfície de forma mais efetiva que a água já
presente na superfície e aquela incorporada à estrutura dental. Mais ainda, o adesivo deve man-
ter, a longo prazo, a adesão com a estrutura dental em um ambiente úmido.
Embora os obstáculos sejam muito grandes, o progresso das pesquisas no campo dos materiais
adesivos é promissor. Para melhorar a adesão, fabricantes e profissionais estão desenvolvendo e
empregando as resinas mais hidrofílicas, que não são tão sensíveis à presença de umidade quanto
os materiais anteriormente utilizados. Certamente, estes objetivos são dignos dos desafios apre-
sentados. Um material restaurador verdadeiramente adesivo poderia substituir muitos dos utili-
zados na odontologia restauradora. Do mesmo modo, a técnica para a aplicação do material seria
simplificada, e a retenção mecânica do material no preparo cavitário seria desnecessária.
Mais intrigante mesmo é a possibilidade de se desenvolver um material capaz de formar uma
película fina e duradoura na superfície dental, que poderia ser aplicada topicamente à superfície
de esmalte hígida. Essa película com baixa energia superficial poderia atuar como uma barreira à
formação de placa, ao desenvolvimento de cárie e até mesmo à formação de cálculo.
LEITURA SELECIONADA
Buonocore MG: The Use of Adhesives in Dentistry. Springfield,
IL, Charles C Thomas, 1975.
Os problemas associados aos adesivos dentais são bem ilustrados.
Muitos dos procedimentos que utilizam técnicas adesivas discutidas
neste texto tornaram-se comuns atualmente.
Glantz P: On wettability and adhesiveness. Odont Rev
20:l(Suppll7):l,1969.
Esta é a primeira de uma série de publicações deste autor, que su-
gere que o uso de fluaretos tópicos representa um mecanismo adicio-
nal envolvido na redução de cárie dental, pois diminui a energia de
superfície da estrutura dental e, portanto, reduz o acúmulo de placa
durante um intervalo de tempo determinado.
Gordon JE: The New Science of Strong Materials, or Why You
Don't Fali Through the Floor? 2nd ed. Princeton, NJ,
Princeton University Press, 1984.
Apresenta uma discussão geral da resistência dos materiais com
base nos princípios fundamentais. Os materiais estruturais, como ma-
deira, celulose, dente e osso, são particularmente interessantes.
Phillips RW, and Ryge G (eds): Proceedings on Adhesive
Restorative Dental Materials. Spencer, IN, Owen Litho
Service, 1961.
Este foi o primeiro workshop de problemas e soluções, em poten-
cial, para o desenvolvimento de materiais dentáriosadesivos. As reco-
mendações para áreas criticamente importantes da pesquisa
estimularam muitas pesquisas nesta área.
Van Vlack LH: Elements of Materials Science and Engineering,
Sthed. Reading, MA, Addison-Wesley, 1985.
Um excelente livro sobre a ciência dos materiais. Recomendado
para um aprofundamento no estudo da estrutura e propriedades dos
materiais.
Zisman WA: Influence of constitution on adhesion. Ind Eng
Chem 55:19, 1963.
Um dos primeiros trabalhos sobre fenómenos de superfície discute
parâmetros que influenciam o molhamento. Zisman foi o pioneiro na
utilização da medida do ângulo de contato para analisar o potencial
de molhamento dos adesivos a aderentes selecionados.
UNIVtKSiDALí-í R-yíiR/:'.
CURSO &£ ODON i OwOuiA
«BUOT6CA PROF. DR. FRMCip G. ÁLVARO
Propriedades Físicas
dos Materiais Dentários
Kenneth J. Anusavice e William A. Brantley
TÓPICOS
O Que São Propriedades Físicas?
Abrasão e Resistência à Abrasão
Viscosidade
Relaxamento Estrutural e de Tensão
Creep e Escoamento
Cor e Percepção de Cor
Propriedades Termofísicas
Introdução ao Deslustre e à Corrosão
Causas do Deslustre e da Corrosão
Classificação da Corrosão
Corrosão Eletroquímica
Proteção contra a Corrosão
Corrosão de Restaurações Dentárias
Avaliação do Deslustre e da Resistência à Corrosão
Significado Clínico da Corrente Galvânica
TERMOS-CHAVE
Célula de concentração - Célula eletroquímica na qual a diferença de potencial está associada às diferentes
concentrações da espécie dissolvida, como oxigénio na solução ao longo das diferentes áreas da superfí-
cie do metal.
Choque galvânico - Sensação de dor causada pela corrente elétrica gerada quando dois metais diferentes
estão em contato no meio oral.
Coeficiente de expansão térmica (coeficiente de expansão linear) - Alteração do comprimento por unidade
do comprimento original de um material quando a temperatura é aumentada em 1 K.
Condutividade térmica (coeficiente de condutividade térmica) - Propriedade que descreve o transporte de
1 watt de energia térmica por segundo em um corpo com espessura de 1 cm e seção transversal de 1
cm2, quando a diferença de temperatura entre as superfícies do material perpendiculares ao fluxo de calor
é de 1 K.
Cor - Sensação induzida pela luz com diferentes comprimentos de onda, que atinge os olhos.
Corrosão - Processo químico ou eletroquímico no qual o sólido, normalmente o metal, é atacado pelo agente
do meio, resultando na dissolução parcial ou completa do sólido. Embora os vidros e outros materiais não
metálicos sejam suscetíveis à degradação ambiental, os metais são mais suscetíveis ao ataque, em virtude
das reações eletroquímicas.
Corrosão em fendas (crevice corrosion) - Corrosão acelerada em região restrita, devida ao processo eletro-
químico localizado e alterações de composição química, como a acidificação e redução do teor de oxigé-
nio. A corrosão em fendas normalmente ocorre quando existe microinfiltração entre a restauração e o
dente, e sobre outros depósitos superficiais.
Corrosão galvânica (eletrogalvanismo) - Ataque acelerado que ocorre em metais menos nobres, quando me-
tais com diferentes potenciais eletroquímicos estão em contato elétrico em um meio líquido corrosivo.
Corrosão por sulcos - Corrosão localizada que ocorre em metais básicos, como ferro, níquel e cromo, que são
naturalmente protegidos pela formação de um filme de óxido protetor. Na presença de cloretos no meio,
39
40 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
há quebra localizada do filme e dissolução rápida do metal na forma de sulcos, ou seja, a corrosão ocorre
com maior velocidade na direção da profundidade.
Corrosão sob tensão - Degradação causada pela ação combinada de efeitos de tensões mecânicas e de um
ambiente corrosivo, normalmente há formação de trincas.
Creep - Deformação plástica dos materiais, dependente do tempo e da temperatura, sobre carga estática ou
tensão constante.
Creep em altas temperaturas (sag) - Deformação plástica irreversível da estrutura metálica de próteses par-
ciais fixas na temperatura de queima de facetas cerâmicas.
Croma (saturação) - Grau de saturação de determinada cor.
Desgaste, abrasão e erosão - Perda de massa da superfície, causada por ação mecânica ou pela combinação
de ação química e mecânica.
Deslustre - Processo pelo qual a superfície metálica perde o brilho ou sofre descoloração, quando existe rea-
ção com sulfetos, óxidos, cloretos ou outros químicos, causando formação de filmes finos.
Dureza - Resistência do material à deformação por indentação, corte ou a arranhões.
Luminosidade - Medida da claridade ou escuridão relativa.
Matiz - Cor dominante de um objeto, p. ex., vermelho, verde ou azul.
Metamerismo - Fenómeno em que um objeto parece ter cor diferente sob diferente tipo de luz.
Reologia - Estudo da deformação e características de escoamento da matéria.
Tixotrópico - Propriedade de redução da viscosidade apresentada por certos géis ou outros materiais, quando
agitados, mexidos ou vibrados.
Viscosidade - Resistência de um fluido ao escoamento.
O QUE SÃO PROPRIEDADES FÍSICAS?
As propriedades físicas são baseadas em leis de mecânica, acústica, óptica, termodinâmica, ele-
tricidade, magnetismo, radiação, estrutura atómica ou fenómenos nucleares. Matiz, lumino-
sidade e croma, ou saturação, são propriedades físicas baseadas nas leis da óptica, que é a
ciência que trata dos fenómenos da luz, da visão e dos sinais. A condutividade térmica e o
coeficiente de expansão térmica são propriedades físicas baseadas nas leis da termodinâ-
mica. A influência da natureza atómica ou molecular dos sólidos nessas propriedades é dis-
cutida no Capítulo 2. As próximas seções apresentam uma breve descrição das propriedades
físicas, e alguns desses tópicos serão apresentados com mais detalhes nos capítulos dos mate-
riais específicos. Por exemplo, cor e coeficiente de expansão térmica também serão discutidos
no capítulo de cerâmicas dentárias, o escoamento será discutido no capítulo sobre materiais
de moldagem, e o creep será discutido no capítulo sobre amálgama.
Este capítulo discute algumas propriedades analisadas em outros campos da ciência. Por
exemplo, a viscosidade, que é a resistência dos fluidos ao escoamento, está relacionada com
as áreas da ciência dos materiais e da mecânica. A cor, que é a sensação induzida pela luz com
vários comprimentos de onda quando atinge o olho, é baseada nas leis da óptica. As proprie-
dades mecânicas são um subgrupo das propriedades físicas, que são baseadas nas leis da me-
cânica e são discutidas no Capítulo 4.
A dureza, que é uma propriedade relacionada com a dificuldade de indentação, corte ou risco, é algu-
mas vezes usada para se prever a resistência ao desgaste de um material em próteses fixas ou removí-
veis, bem como sua capacidade em produzir abrasão na estrutura dentária antagonista. Que outros
fatores, além da dureza, podem ser responsáveis pelo desgaste excessivo do esmalte do dente natural ou
das superfícies proféticas, causado por um material de maior dureza como o cerâmico? Como o profis-
sional pode prevenir esse problema?
Propriedades Físicas dos Materiais Dentários • CAPÍTULO 3 41
ABRASÃO E RESISTÊNCIA À ABRASÃO
A dureza tem sido frequentemente utilizada como um índice da capacidade do material de
resistir ao desgaste e à abrasão. Entretanto, a abrasão constitui um complexo mecanismo no
ambiente oral que envolve a interação de vários fatores. Por esta razão, considerar apenas a
dureza para prever a resistência à abrasão é de valor limitado. A dureza pode ser usada para
comparar materiais de uma mesma categoria, p. ex., uma marca de liga fundida com outra
marca de um mesmo tipo de liga para fundição. Entretanto, a dureza isoladamente não é
apropriada para avaliar a resistência ao desgaste e a abrasividade de materiais de categorias di-
ferentes, p. ex., para comparar um material metálico com uma resina sintética.
Um método de teste in vitro confiável para se testar a resistência à abrasão consiste em si-
mular o mais próximopossível uma abrasão em particular a que o material estará submetido
in vivo. Entretanto, um teste simples de desgaste in vitro geralmente não prediz com precisão
o desempenho in vivo do material, em virtude da grande complexidade do ambiente clínico.
O desgaste do esmalte causado pela cerâmica e por outros materiais metálicos é bem conhe-
cido. A dureza de um material constitui apenas um dos muitos fatores que afetam o desgaste
das superfícies do esmalte dos dentes em contato. Outros fatores importantes que influen-
ciam no desgaste são: força de mordida, frequência de mastigação, abrasividade da dieta,
composição dos líquidos intra-orais, variações da temperatura, rugosidade da superfície, pro-
priedades físicas dos materiais, irregularidades superficiais, presença de partículas de impu-
reza duras, pequenos sulcos anatómicos, sulcos ou cristas. O desgaste excessivo do esmalte,
causado por uma prótese unitária de cerâmica antagonista, ocorre mais comumente na pre-
sença de forças mastigatórias excessivas e de uma superfície cerâmica com grande rugosidade.
Apesar de os clínicos não poderem controlar a força mastigatória de um paciente, eles podem
fazer ajustes na oclusão, para obter áreas de contato mais amplas e, assim, reduzir as tensões
localizadas, e podem, também, polir a superfície da cerâmica abrasiva, com o intuito de redu-
zir a velocidade do desgaste destrutivo do esmalte.
VISCOSIDADE
A viscosidade é a resistência de um líquido ao escoamento. Até agora, a discussão das proprie-
dades físicas dos materiais dentários tem sido dedicada ao comportamento dos materiais só-
lidos à temperatura ambiente ou à temperatura bucal e quando submetidos a vários tipos de
tensões. Entretanto, os dentistas e seus auxiliares devem manipular os materiais no estado
fluido para obter o sucesso clínico na prevenção de cáries ou durante a restauração de dentes.
Além disso, o sucesso ou a falha de um dado material pode depender de suas propriedades
tanto no estado líquido como no sólido. Por exemplo, materiais como os cimentes e os ma-
teriais de moldagem sofrem transformação de líquido para sólido na boca. Os produtos de
gesso, empregados na confecção de modelos e troqueis, são transformados de uma pasta se-
mifluida em estruturas sólidas. Materiais amorfos como ceras e resinas aparentam ser sólidos,
mas são líquidos super-resfriados que, quando submetidos a pequenas tensões contínuas, es-
coam plasticamente (de modo irreversível) ou apresentam deformação elástica (de modo re-
versível). Os meios pelos quais esses materiais deformam ou escoam quando submetidos às
tensões são importantes para seu emprego na odontologia. O estudo das características de es-
coamento dos materiais é a base da ciência da teologia.
Apesar de os líquidos em repouso não suportarem tensões de cisalhamento (força de cisa-
Ihamento por unidade da área de cisalhamento), a maioria dos líquidos, quando colocados
em movimento, resistem às forças impostas que causam seu movimento. Essa resistência ao
escoamento (viscosidade) é controlada pelas forças de atrito interno entre os átomos dentro do
líquido. A viscosidade é a medida da consistência de um fluido e sua incapacidade ao escoa-
mento. Um fluido altamente viscoso escoa lentamente. Os materiais dentários possuem dife-
rentes viscosidades quando preparados para as aplicações clínicas. Os assistentes de
consultório, dentistas e estudantes de odontologia que já observaram a natureza mais viscosa
42 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
do policarboxilato de zinco e do cimento resinoso, em comparação com o cimento de fosfato
de zinco, quando estes materiais são corretamente manipulados como agentes para cimenta-
ção, são familiares com essa diferença de viscosidade.
A Figura 3-1 ajuda a quantificar este conceito. Um líquido ocupa o espaço entre duas pla-
cas metálicas; a placa inferior está fixa, e a superior move-se para a direita com uma determi-
nada velocidade (V). É necessário aplicar a força (F) para vencer o atrito interno do líquido
(viscosidade). Como será discutido com maior profundidade no Capítulo 4, a tensão é a força
por unidade de área que se desenvolve em uma estrutura quando uma força externa é apli-
cada. A tensão causa uma alteração de comprimento ou deformação. A deformação é calcu-
lada pela alteração do comprimento dividida pelo comprimento inicial de referência. Se as
placas possuem uma área (A) em contato com o líquido, a tensão de cisalhamento (T.) pode
ser definida como T = F/A. A taxa de deformação por cisalhamento, ou a taxa de alteração da
deformação é e = V/d, onde d é a distância entre as duas placas e V, a velocidade da placa su-
perior. À medida que a força F aumenta, V aumenta, e é possível obter uma curva de força ver-
sus velocidade, que é análoga à curva carga versus deslocamento, obtida por meio de ensaios
estáticos dos sólidos.
Para explicar a natureza viscosa de alguns materiais, é traçado um gráfico de tensão de cisa-
lhamento versus deformação por cisalhamento. Os comportamentos reológicos de quatro flui-
dos são mostrados na Figura 3-2. Para um fluido "ideal", a tensão de cisalhamento é
proporcional à taxa de deformação. A representação gráfica é uma linha reta, indicando que
o fluido apresenta comportamento Newtoniano. Como a viscosidade (r|) é definida como a
tensão de cisalhamento dividida pela taxa de deformação, x/e, um fluido Newtoniano possui
uma viscosidade constante e apresenta uma curva com inclinação constante no gráfico de ten-
são de cisalhamento versus taxa de deformação (Fig. 3-2). O gráfico é uma linha reta e asseme-
lha-se à porção elástica da curva tensão-deformação (veja Capítulo 4), cuja viscosidade é
análoga ao módulo de elasticidade (tensão elástica dividida pela deformação elástica). A vis-
cosidade é medida em unidades de MPa por segundo ou centipoise (cP). A água pura a 20 ° C
possui a viscosidade de 1,0 cP, enquanto a viscosidade do melaço é aproximadamente 300.000
cP. Este valor é similar ao do hidrocolóide ágar temperado (281.000 cP a 45 ° C). Entre os elas-
tômeros para moldagens, o polissulfeto leve possui viscosidade de 109.000 cP, que é baixa se
Força de
Fig. 3-1 Deformação por cisalhamento, d, de um
líquido viscoso entre duas placas, causada pela
movimentação da placa superior com
velocidade, V, relativa à placa fixa inferior.
Fig. 3-2 Tensão de cisalhamento versus taxa de
deformação por cisalhamento para fluidos que
exibem diferentes tipos de comportamento
reológico.
Plástico
Newtoniano
.̂ ——
Pseudoplástico
Taxa de deformação, e
Propriedades Físicas dos Materiais Dentários * CAPÍTULO 3 43
comparada com o valor de 1.360.000 cP de um polissulfeto pesado a 36°C. Muitos materiais
dentários possuem um comportamento pseudoplástico, como ilustrado pela mudança de incli-
nação da curva na Figura 3-2. Sua viscosidade diminui com o aumento da taxa de deforma-
ção até alcançar um valor praticamente constante. Os que apresentam uma tendência oposta
são denominados dilatantes. Estes tornam-se mais rígidos à medida que a taxa de deformação
aumenta (taxa de deformação por cisalhamento).
Por último, algumas classes de materiais comportam-se como um corpo rígido até que
um valor mínimo de tensão de cisalhamento seja alcançado. Os fluidos que inicialmente
exibem comportamento rígido e viscosidade constante são referidos como plásticos. O Ketchup
é um exemplo familiar - uma batida forte no fundo do frasco geralmente é necessário para
permitir seu escoamento inicial.
A viscosidade da maioria dos líquidos diminui rapidamente com o aumento da tempera-
tura. A viscosidade também depende das deformações anteriores sofridas pelo líquido. Um lí-
quido que se torna menos viscoso e mais fluido sob aplicação repetida de pressão é
denominado tixotrópico. As pastas dentais para profilaxias, gessos, cimentos resinosos e al-
guns materiais de moldagens são tixotrópicos. A natureza tixotrópica desses materiais é bené-
fica, uma vez que o material de moldagem não escoa da moldeira até ser posicionadosobre
os tecidos dentais, e a pasta profilática não apresenta escoamento da taça de borracha antes
de ela ser girada contra os dentes a serem limpos. Se esses materiais forem misturados rapida-
mente e a viscosidade for mensurada, será obtido um valor menor do que o valor de viscosi-
dade do mesmo material em repouso.
A viscosidade de um material dentário pode determinar sua aplicação clínica para um caso
específico. Do mesmo modo, o tipo de inclinação da curva tensão de cisalhamento versus taxa
de deformação por cisalhamento pode ser importante para se determinar a melhor maneira
de se manipular um material. Como será explicado posteriormente, a viscosidade em função
do tempo pode ser utilizada para mensurar o tempo de trabalho de um material que irá so-
frer uma transformação de líquido para sólido.
RELAXAMENTO ESTRUTURAL E DE TENSÃO
Após uma substância ter sido deformada permanentemente (deformação plástica), exis-
tem alguns pontos onde há armazenamento de tensões internas. Por exemplo, em um
material cristalino como os metais, os átomos na estrutura cristalina são deslocados de
suas posições iniciais, e o sistema não fica no estado de equilíbrio. De modo similar, em
estruturas amorfas, algumas moléculas estão muito próximas umas das outras, enquanto
outras se encontram distanciadas entre si após a substância ter sido permanentemente
deformada.
Entende-se que essas situações são instáveis. Os átomos deslocados não estão nas posições
de equilíbrio. Por meio de um processo de difusão no estado sólido, ativada por energia tér-
mica, esses átomos podem retornar lentamente para suas posições iniciais de equilíbrio.
Como consequência, ocorre uma alteração na forma ou no contorno do sólido, à medida que
os átomos ou moléculas mudam de posição e retornam às posições iniciais de equilíbrio. O
material fica empenado ou distorcido. Esta liberação ou relaxamento de tensões induz a distorção
das moldagens com materiais elastoméricos.
O grau de liberação de tensões aumenta com a elevação da temperatura. Por exemplo, se
um fio for dobrado, é possível que ele tenda a se endireitar quando aquecido à alta tempe-
ratura. À temperatura ambiente, qualquer relaxamento causado pelo rearranjo dos átomos
no metal ou difusão pode ser imperceptível. Por outro lado, existem muitos materiais den-
tários não-cristalinos (como ceras, resinas e géis) que, quando manipulados e resfriados,
podem sofrer relaxamento (distorção) em temperaturas elevadas. Uma atenção considerá-
vel é dada a esse fenómeno nos capítulos seguintes, pelo fato de essas alterações dimensio-
nais causadas pelo relaxamento poderem resultar em uma adaptação imprecisa de peças
odontológicas.
44 PARTE l • Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
CREEP E ESCOAMENTO
Quando um metal é mantido à temperatura próxima a sua temperatura de fusão e fica sub-
metido a uma carga constante, a deformação resultante aumenta com o tempo. O creep é de-
finido como a deformação plástica dependente do tempo de um material sob carga estática
ou tensão constante. O fenómeno relacionado do creep em altas temperaturas (sag) ocorre em
estruturas metálicas extensas de próteses fixas no momento da queima da porcelana e sob a
influência da massa da prótese. Para uma dada espessura, uma maior massa da prótese está
relacionada com uma maior tensão de flexão e, conseqúentemente, um maior creep por flexão.
O creep dos metais ocorre à medida que a temperatura se aproxima de algumas centenas de
graus de seu ponto de fusão. Os metais empregados em odontologia para a confecção de res-
taurações fundidas ou infra-estruturas para facetas de porcelanas possuem temperatura de
fusão bem mais altas que a temperatura da boca, portanto não são suscetíveis à deformação
por creep, intra-oralmente. No entanto, algumas ligas metálicas usadas em próteses metaloce-
râmicas podem apresentar creep na temperatura de queima de facetas de porcelana. Esse fenó-
meno será discutido no Capítulo 21.
Os amálgamas contêm entre 42 e 52% em peso de Hg e iniciam a fusão à temperatura li-
geiramente acima da temperatura ambiente. (A faixa de temperatura de fusão de uma liga será
discutida no Capítulo 6). Em virtude de seu baixo ponto de fusão, o amálgama dental pode
sofrer creep em um local restaurado e mantido sob tensão periódica, como o imposto por pa-
cientes que possuem o hábito de cerrar os dentes. Pelo fato de o creep produzir deformação
plástica contínua, este processo pode ser destrutivo para uma prótese dentária. A relação dessa
propriedade com o comportamento da restauração de amálgama será discutida no Capítulo
17. Um teste de creep é exigido pela American National Standards Institute/Americal Dental
Association de acordo com a Especificação No. l e Adendo Ia para produtos de amálgamas
dentários.
O termo escoamento, no lugar de creep, tem sido usado em Odontologia para descrever o com-
portamento reológico de materiais amorfos, como as ceras. O escoamento das ceras é medido
pelo seu potencial em ser deformado sob cargas estáticas de pequena intensidade, normalmente
associado a sua massa. Apesar de o creep ou o escoamento poderem ser medidos sob qualquer
tipo de tensão, a compressão é geralmente empregada nos testes dos materiais dentários. Um ci-
lindro com dimensões pré-determinadas é submetido a uma dada tensão de compressão espe-
cífica, por tempo e temperatura específicos. O creep, ou escoamento, é medido como o
percentual de redução do comprimento que ocorre sob estas condições de teste. O creep pode
causar deformações inaceitáveis em restaurações dentárias (como as observadas em ligas de
amálgama com baixo teor de cobre) feitas com materiais usados na clínica a uma temperatura
próxima ao ponto de fusão por um tempo longo. O creep pode induzir ajustes inadequados das
próteses parciais fixas, quando uma liga para fundição com baixa resistência ao creep (sag] é re-
coberta com uma porcelana em temperaturas relativamente elevadas (~1.000°C).
'COR E PERCEPÇÃO DE COR
Os tópicos anteriores preocuparam-se apenas com as propriedades necessárias que per-
mitem ao material restaurar a função das estruturas teciduais naturais danificadas ou au-
sentes. Outro importante objetivo da odontologia é restaurar a cor e a aparência da
dentição natural. As considerações estéticas em odontologia restauradora e protética têm
recebido grande prioridade nas últimas décadas. A busca de um material ideal, que apre-
sente uso genérico, que possa ter aplicação direta, que não seja sensível à técnica e que
mantenha a coloração natural tem sido um dos maiores desafios atuais das pesquisas dos
materiais dentários.
Uma vez que a odontologia estética requer capacidades artísticas do dentista e do técnico de
laboratório, um conhecimento dos princípios científicos da cor é essencial. Essa premissa é es-
pecialmente verdadeira no que se refere ao crescente aumento em popularidade das restaurações
Propriedades Físicas dos Materiais Dentários CAPÍTULO 3 45
à base de materiais cerâmicos (veja Capítulo 21). Uma abordagem mais detalhada desse assunto
pode ser encontrada em outros textos (veja a Leitura Selecionada, no fim deste capítulo).
A luz é uma radiação eletromagnética que pode ser detectada pelo olho humano. O olho é
sensível às ondas de comprimento de aproximadamente 400 nm (violeta) a 700 nm (verme-
Iho-escuro), como mostrado na Figura 3-3 (veja também a prancha de cores). A intensidade da
luz refletida e as imensidades combinadas dos comprimentos das ondas presentes na luz inci-
dente e refletida determinam as propriedades visuais (matiz, luminosidade e croma). Para um
objeto ser visível, ele deve refletir ou transmitir a luz incidente gerada por uma fonte externa.
Este é o caso de objetos de interesse odontológico. A luz incidente é geralmente policromática,
isto é, apresenta a mistura de vários comprimentos de onda. Em certos comprimentos de onda,
a luz incidente é seletivamente absorvida ou dispersa (ou ambas). A distribuição espectral da
luz transmitida ou refletida assemelha-se à luz incidente,embora certos comprimentos de
onda tenham sua intensidade reduzida.
O fenómeno da visão e certas terminologias relacionadas podem ser ilustrados pela com-
preensão da resposta do olho humano à luz oriunda de um objeto. A luz oriunda de um ob-
jeto, que incide em um olho, é focada pela retina e convertida em impulsos nervosos que são
transmitidos para o cérebro. As células da retina em forma de cone são responsáveis pela visi-
bilidade da cor. Essas células requerem um limite de intensidade para a visibilidade da cor e
exibem uma curva de resposta relacionada com o comprimento de onda da luz incidente.
Estas curvas são mostradas na Figura 3-4, em uma pessoa com capacidade de visão normal das
cores e em outra com deficiência de visão das cores. A curva do observador normal, mostrada
na Figura 3-4, indica o poder de resposta da visão humana à luz refletida ou emitida por uma
fonte particular ou objeto. Esta figura indica que o olho é mais sensível à cor na região verde-
amarela (comprimento de onda de 550 nm) e menos sensível nos extremos, isto é, na região
do espectro vermelho ou azul.
Pelo fato de a resposta neural estar envolvida na visibilidade da cor, o constante estímulo
de uma única cor pode resultar em fadiga da cor e diminuição do poder de resposta do olho.
Fig. 3-3 Espectro da luz visível na faixa de comprimentos de onda de 400 nm (violeta) até 700 nm
(vermelho). A região visivelmente mais perceptível, com espectros de energias iguais, nas condições da luz
do dia, está entre os comprimentos de onda de 540 nm e 570 nm, com o valor máximo de percepção visual
de 555 nm (veja Fig. 3-4). Veja também a prancha em cores.
46 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
0,8
S 0,6
c
Q.
0,4
0,2
Visão normal,
Protanopia' *'
440 480 520 560 600 640
Comprimento de onda (nm)
680
Fig. 3-4 Resposta visual relativa de humanos ao comprimento de onda de luz, de um observador com visão
normal e de um com protanopia (cegueira vermelho-verde). A protanopia ocorre em 1 % da população
masculina e em 0,02 % da população feminina.
Os sinais da retina são processados pelo cérebro para produzir a percepção psicofisiológica da
cor. Defeitos em certas porções dos receptores de cor resultam em diferentes tipos de cegueira,
e, portanto, há uma grande variação na capacidade das pessoas de distinguirem as cores. De
modo científico, pode-se comparar o olho humano normal a um colorímetro excepcional-
mente sensível, que é um instrumento científico que mede a intensidade e o comprimento de
luz. Embora o colorímetro seja mais preciso que o olho humano, para a mensuração de pe-
quenas diferenças das cores dos objetos, ele pode ser extremamente impreciso quando utili-
zado sobre superfícies arredondadas ou rugosas. O olho é capaz de diferenciar duas cores
vistas lado a lado em superfícies lisas ou irregulares, mesmo que as superfícies sejam curvas
ou achatadas.
Por que algumas restaurações dentárias não são wstas quanto observadas no "disco" de luz?
As Três Dimensões das Cores
As descrições verbais das cores não são precisas o suficiente para descrever a aparência dos
dentes. Por exemplo, para descrever a cor roxo-amarronzada denominada "puce", a terceira
edição do Novo Dicionário Webster International define esta palavra como "um vermelho-escuro
que é mais amarelo e menos intenso que a fruta uva-do-monte, mais pálido e ligeiramente
mais amarelado que o mineral granada, mais azulado, menos intenso e ligeiramente mais
claro que a romã, e mais azulado e claro que o vinho". Essa definição é bastante complexa
para descrever a cor desejada para uma prótese unitária dental encomendada a um técnico de
laboratório. Ela não identifica ou fornece informações precisas para permitir a alguém deter-
minar uma cor. Para descrever de modo preciso a percepção de um raio de luz refletido de um
dente ou da superfície de uma restauração, três variáveis devem ser consideradas: matiz, lumi-
nosidade e croma. O matiz descreve a cor dominante de um objeto, p. ex., vermelho, verde e
azul. Isso se refere às ondas de comprimento dominantes presentes nas distribuições espec-
trais. A continuidade dessas tonalidades gera as cores vistas na Figura 3-5 (veja, também, a
prancha em cores). A luminosidade ou brilho aumenta em direção ao topo (mais claro ou
Propriedades Físicas dos Materiais Dentários * CAPÍTULO 3 47
og^, ,,v
Fig. 3-5 Sólido de cores utilizado para descrever as
três dimensões das cores. A luminosidade aumenta
do preto, na região central inferior, para o branco, na
região central superior. O croma aumenta do centro
para fora, e a alteração do matiz ocorre em direção
circunferencial. Veja também a prancha em cores.
(Cortesia de Minolta Corporation, Divisão de
Sistemas de Instrumentos, Ramsey, NJ.)
branco) e diminui para baixo (mais escuro ou preto). Dentes e outros objetos podem ser se-
parados em cores mais claras (maior luminosidade) ou cores mais escuras (menor luminosi-
dade). Por exemplo, o amarelo de um limão é mais claro que o vermelho de uma cereja. Para
um objeto capaz de refletir e difundir a luz, como um dente ou uma prótese unitária dental,
a luminosidade identifica a claridade ou escuridão da cor, e pode ser medida independente-
mente do matiz. A Figura 3-6 (veja, também, a prancha em cores) representa um plano hori-
zontal das cores da Figura 3-5. O gráfico das cores é baseado no espaço de cores CIE L* a* b*,
onde L* corresponde à luminosidade de um objeto, a* é a medida ao longo do eixo verme-
lho-verde, e b*, a medida ao longo do eixo amarelo-azul. A cor de uma maçã vermelha é mos-
trada pela letra A nos gráficos. Esta aparência de cor pode ser expressa por L* = 42,83, a* =
45,04 e b* = 9,52. Em comparação, uma porcelana de corpo odontológica (gengival) de cor
A2 pode ser descrito por um alto (mais claro) valor de L*, de 72,99, um menor valor de a*,
de l ,00 e um valor mais alto de b *, de 14,41.
A cor amarela de um limão é mais "viva" que a da banana, que é um amarelo "sem brilho".
Essa é a diferença na intensidade da cor. O croma representa o grau de saturação de um matiz.
Assim como a luminosidade (brilho) varia verticalmente, o croma varia de maneira radial
(Fig. 3-6, inferior). As cores no centro são sem vida (cinza). Em outras palavras, quanto maior
(Verde)-60
(Amarelo)
Croma C*
Ângulo do matiz
[+a* (Vermelho)
Fig. 3-6 Gráfico de cores L*a*b* mostrando a cor vermelha de uma maçã no ponto A (superior e inferior).
Para este gráfico, a aparência é expressa por L* (luminosidade) = 42,83; a* (eixo vermelho-verde) = 45,04; e
b* (eixo amarelo-azul) = 9,52. Em contraste, a cor A2 da porcelana pode ser descrita por L* = 72,99; a* =
1,00; e b* = 14,41. Veja também a prancha colorida (Cortesia de Minolta Corporation, Divisão de Sistemas
de Instrumentos, Ramsey, NJ.)
48 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
o croma, mais intensa será a cor. O croma não é considerado de maneira isolada na odonto-
logia. Ele está sempre associado ao matiz e à luminosidade dos tecidos dentários, restaurações
e próteses. De modo similar, nos ajustes das cores de uma televisão, utilizam-se os princípios
dos matizes, luminosidade e croma (saturação).
As tomadas de cor, tanto no consultório quanto no laboratório, são feitas geralmente com
o uso de uma escala de cores, como a vista na Figura 3-7 (veja, também, a prancha em cores),
para selecionar a cor das facetas, inlays ou próteses unitárias de cerâmica a serem feitas pelo
técnico de laboratório. A região cervical dessas escalas de cores é mais escura, e sua presença
poderia atrapalhar a seleção da cor correta. Infelizmente, embora se consiga obter um razoá-
vel acerto de cor entre o dente (ou a restauração) e uma das tonalidades da escalas de cores, é
difícil transmitir essa informação a um técnico de laboratório que não teve oportunidade de
ver o paciente. Mais ainda, a espessura da escala de cor pode ser bem diferente da espessura
da prótese a ser confeccionada, e a cor de uma prótese unitária de porcelana pode ser diferentede uma outra prótese unitária feita com o mesmo pó de vidro de porcelana. Além disso, a por-
celana de uma determinada cor, feita pelo mesmo fabricante, pode variar entre os lotes.
Portanto, são grandes os desafios tanto para o dentista, quanto para o técnico de laboratório,
que trabalham em equipe, para restaurar adequadamente a aparência de dentes danificados,
cariados ou defeituosos.
A escala de cores mostrada na Figura 3-7 foi especialmente preparada pelo corte das por-
ções cervicais das escalas de cores de porcelana, uma vez que a cor correta é determinada pela
metade gengival da escala de cor, e não pela porção cervical. Essas escalas de cores são fre-
quentemente utilizadas do mesmo modo que os mostruários de pintura são empregados para
selecionar as cores das casas. Utilizando essas escalas de cores, pode-se especificar a cor carac-
terística (matiz, luminosidade e croma) e a translucidez para o técnico do laboratório que irá
produzir a aparência apropriada. As escalas de cores em forma de dentes da Figura 3-7 foram
organizadas na ordem decrescente de luminosidade (da mais clara para a mais escura), da es-
querda para a direita, em vez de agrupá-las de forma padrão pelo matiz (de Al para D4). Essa
técnica baseia-se na percepção de que a seleção de cores é simplificada pelo arranjo das esca-
las de cores de acordo com a luminosidade.
Obviamente, se for possível que o técnico veja o dente verdadeiro, a probabilidade de se al-
cançar uma cor aceitável é maior. Entretanto, os pacientes muitas vezes desejam restaurações
de maior luminosidade que a dos dentes naturais. Como mostrado no lado esquerdo da
Figura 3-8, A, a cor de duas próteses unitárias metalocerâmicas nos incisivos centrais, com tér-
mino em ângulo reto, está com maior brilho que os dentes naturais. Entretanto, o paciente
ficou satisfeito com o resultado. Uma vista com detalhe das duas próteses unitárias é mos-
trada na Figura 3-8, B (veja também a prancha em cores).
Fig. 3-7 Escala de cores dentais da Vita Lumin organizada em ordem decrescente de luminosidade (do mais
claro para o mais escuro). As cervicais das escalas de cores em forma de dentes foram removidas para
facilitar a seleção das cores dos dentes. Veja também a prancha em cores.
Propriedades Físicas dos Materiais Dentários • CAPÍTULO 3 49
Fig 3-8 A, Duas próteses unitárias metalocerâmicas dos incisivos centrais com margens em porcelana.
A luminosidade (L*) dessas próteses é maior que a dos incisivos laterais adjacentes. B, Detalhe das próteses
metalocerâmicas do lado esquerdo. Veja também as pranchas em cores.
Como afirmado anteriormente, os sinais das cores são enviados ao cérebro humano a par-
tir de três pares de receptores na retina, chamados cones. Os cones são especialmente sensíveis
ao vermelho, azul e verde. Os fatores que interferem na percepção real das cores, de um modo
geral, incluem baixa ou elevada intensidade de luz, fadiga dos receptores de cor, sexo, idade,
memória e aspectos culturais. Entretanto, de acordo com estudos recentes (Anusavice e
Barrett, 1995), parece não haver efeito de idade, sexo ou experiência clínica do observador
com relação à precisão na seleção das cores dos dentes.
Em baixos níveis de luminosidade, os prismas do olho humano são mais dominantes que
os cones, e a percepção de cor fica perdida. À medida que a claridade aumenta de intensidade,
a cor parece mudar (efeito de Bezold-Brucke). Caso um observador olhe para um objeto ver-
melho por longo tempo, a fadiga no receptor origina a visibilidade de um matiz verde quando
se olha para um fundo branco. Por esta razão, se a tomada de cor de um paciente for realizada
com um fundo de cores intensas, o matiz de um dente escolhido pode ter uma tonalidade com
tendência a se assemelhar à cor complementar da cor do fundo. Por exemplo, um fundo azul
causa uma alteração na seleção da cor, que tende ao amarelo, e um fundo laranja causa uma al-
teração de cor que tende ao azul-esverdeado. Infelizmente, 8% dos homens e 0,5% das mulhe-
res apresentam cegueira à cor. De modo geral, essas pessoas não conseguem distinguir o
vermelho do verde, em virtude da falta de cones sensíveis ao verde ou ao vermelho. Entretanto,
essa deficiência pode não afetar o processo de seleção das cores dos dentes naturais.
Embora a variação de matiz, croma e luminosidade, comumente encontrada em dentes hu-
manos, represente apenas uma pequena porção do universo de padrão de cores (como visto
na Fig. 3-5), a seletividade do olho humano é capaz de dificultar o processo preciso da esco-
lha de uma cor, quando é utilizada uma escala de cores que contenha apenas uma pequena
variedade de cores (Fig. 3-7). Uma análise espectrofotométrica das escalas de cores comerciais
tem demonstrado que estas apresentam grandes regiões com a ausência de matiz, luminosi-
dade e croma, quando comparadas com o espaço de cores dos dentes humanos.
Como a distribuição espectral da luz refletida ou transmitida por um objeto é dependente
do conteúdo espectral da luz incidente, a aparência de um objeto é altamente dependente da
natureza da luz pela qual o objeto é visto. A luz do dia e as lâmpadas incandescentes e fluo-
rescentes são fontes de luz comuns nos consultórios e laboratórios odontológicos, e cada uma
dessas fontes possui diferentes distribuições espectrais. Objetos que aparentam ter a mesma
cor sob um tipo de luz podem aparentar diferenças sob outra fonte de luz. Esse fenómeno é
chamado de metamerismo. Portanto, sempre que possível, a seleção de cores deve ser feita
sob duas ou mais fontes de luz, uma delas a luz do dia, e os procedimentos laboratoriais
devem ser feitos sob as mesmas condições de luminosidade.
Além dos processos já discutidos, a estrutura dental natural absorve luz de comprimentos
de onda muito curtos para serem visíveis ao olho humano. Esses comprimentos de onda entre
300 e 400 nm são referidos como radiação quase ultravioleta. A luz do sol, lâmpadas de flash fo-
tográfico, certos tipos de lâmpadas a vapor e luzes ultravioletas utilizadas em iluminações deco-
rativas são fontes de luz que contêm quantidades substanciais de radiação quase ultravioleta.
50 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
A energia que o dente absorve é convertida em luz com comprimentos de ondas maiores, e
nesse caso, o dente se torna uma verdadeira fonte de luz. O fenómeno é chamado de fluores-
cência. A luz emitida, uma cor branco-azulada, possui um comprimento de onda entre 400 e
450 nm. A fluorescência dá uma contribuição definitiva para a luminosidade e a aparência
vital do dente humano. Uma pessoa com próteses unitárias cerâmicas ou restaurações de re-
sina composta sem agentes fluorescentes aparenta não ter tais dentes, quando vista sob uma
luz negra em uma boate.
O pesquisador que está desenvolvendo um material restaurador da cor do dente e o dentista
e o técnico que fabricam esses materiais, devem-se preocupar com a combinação das cores das
luzes que contenham um componente de radiação quase ultravioleta. Lâmpadas incandescen-
tes possuem uma pequena quantidade de radiação ultravioleta. O dentista e o técnico de labo-
ratório devem estar cientes da importância da seleção de cores sob mais de um tipo de fonte de
luz. Informações adicionais a respeito de cor e percepção de cores estão contidas no Capítulo
21 e em vários livros de referência sobre a aplicação das cores na odontologia.
PROPRIEDADES TERMOFISICAS
Condutividade Térmica
A transmissão de calor através de substâncias sólidas ocorre com maior facilidade por condu-
ção. A transmissão de calor por condução de calor ocorre por meio das interações das vibra-
ções das estruturas cristalinas e pela movimentação de elétrons e sua interação com os
átomos. A condutividade térmica (K) é uma medida termofísica da transferência de calor
através de um material por meio do fluxo de energia. A medida da condutividade térmica é
feita sob condições de equilíbrio. Nessas condições, a temperatura do sistema (isto é, o gradiente
de temperatura) não modifica como tempo. A velocidade de fluxo de calor através da estru-
tura é proporcional à área (perpendicular à direção do fluxo de calor) pela qual o calor é con-
duzido e proporcional ao gradiente de temperatura ao longo da estrutura. Portanto, se existir
uma porosidade na estrutura, a área disponível para a condução será reduzida, assim como
também haverá redução na velocidade do fluxo do calor. A condutividade térmica, ou coefi-
ciente de condutividade térmica, é a quantidade de calor, expressa em calorias por segundo, que
passa por um material de l cm de espessura com uma área de l cm2 quando a temperatura di-
ferencial entre as superfícies perpendiculares ao fluxo de calor da amostra é de l K. De acordo
com a segunda lei da termodinâmica, o calor se propaga dos pontos de maior temperatura
para os de menor temperatura.
Os materiais que possuem alta condutividade térmica são denominados condutores, e os de
baixa condutividade térmica são denominados isolantes. No Sistema Internacional de
Unidades (SI), a unidade da condutividade térmica é watt por metro por segundo por kelvin
(W x m"1 x s"1 x K"1). Quanto maior a condutividade térmica, maior a capacidade da substân-
cia em transmitir energia térmica, e vice-versa. Comparando a transferência de calor entre
uma resina composta, que possui baixa condutividade térmica, com uma restauração metá-
lica, observa-se que, quando a água fria entra em contato com a restauração metálica, o calor
é transferido mais rapidamente além do dente; esse comportamento é devido à maior condu-
tividade térmica do metal. A maior condutividade térmica do metal, comparada a da resina,
provoca uma maior sensibilidade pulpar, que pode ser percebida como um desconforto insig-
nificante, suave, moderado ou extremo, dependendo do trauma anterior do dente e da res-
posta à dor do paciente.
Difusividade Térmica
O valor da difusividade térmica de um material quantifica a variação da temperatura com o
tempo à medida que o calor flui pelo material. É a medida da velocidade que um corpo com
Propriedades Físicas dos Materiais Dentários « CAPÍTULO 3 51
temperatura heterogénea atinge o estado de equilíbrio térmico. Embora a condutividade tér-
mica do óxido de zinco-eugenol seja ligeiramente menor que o da dentina, sua difusividade
térmica é mais que o dobro da dentina. A raiz quadrada da difusividade térmica do material é
indiretamente proporcional à sua capacidade de isolamento térmico, enquanto a espessura da
base de cimento é diretamente relacionada com a sua benéfica capacidade isolante. Portanto,
a espessura de um revestimento é um fator mais importante para o isolamento térmico do que
a difusividade térmica. A relevância da difusividade térmica será explicada a seguir.
Na cavidade oral, as temperaturas não são mantidas constantes durante a ingestão de ali-
mentos e líquidos. Em virtude da existência deste estado de falta de equilíbrio, a transferência
de calor através do material diminui o gradiente de temperatura. Sob estas condições, a difu-
sividade térmica é importante. A equação matemática que relaciona a difusividade térmica (h)
com a condutividade térmica (K) é
K
SP í1)
onde K é a condutividade térmica, c é o calor específico, dependente da temperatura à pres-
são constante (capacidade calorífica), e p é a densidade, dependente da temperatura. A capa-
cidade calorífica é numericamente igual ao termo mais comumente utilizado, calor
específico*.
A unidade da difusividade térmica no Sistema Internacional é a mesma do processo de di-
fusão, isto é, metro quadrado por segundo. Entretanto, a unidade de centímetro quadrado por
segundo é frequentemente utilizada. São mostrados na Tabela 3-1 os valores típicos de difu-
sividade em unidades de IO"4 cm2/s: para o ouro puro, 11.800; amálgama, 960; resina com-
posta, 19-73, cimento de fosfato de zinco, 30; ionômero de vidro, 22; dentina, 18-26; e
esmalte, 47. Portanto, para um paciente que esteja bebendo água gelada, o baixo calor especí-
fico do amálgama e sua alta condutividade térmica favorecem uma situação de choque tér-
mico, que tende a ocorrer com maior facilidade em relação à situação em que somente a
estrutura natural de um dente é exposta à água gelada.
Para um dado volume de material, o calor necessário para aumentar a temperatura em um
certo valor depende de seu calor específico (calorias por grama por kelvin) e da densidade
(grama por centímetro cúbico). Quando o produto do calor específico e da densidade (c p) é
alto, a difusividade térmica pode ser baixa, mesmo que a condutividade térmica seja alta.
Portanto, ambas, condutividade e difusividade térmica, são importantes parâmetros na pre-
dição da transferência de energia térmica através do material. Em virtude da existência de um
estado de "falta de equilíbrio" durante a ingestão de alimentos líquidos quentes ou frios,
existe transferência de calor; assim, a difusividade térmica de um material restaurador dentá-
rio pode ser mais importante que sua condutividade térmica. Como observado na Tabela 3-1,
o esmalte e a dentina são isolantes térmicos eficientes. Sua condutividade e difusividade tér-
micas se comparam favoravelmente com um tijolo de sílica e água, em contraste com valores
notadamente mais altos para os metais.
Entretanto, assim como para qualquer isolante térmico, a estrutura dental deve estar pre-
sente em espessura suficiente para que os cimentos dentais isolantes sejam eficientes. Quando
a camada de dentina entre o fundo da cavidade e a polpa for muito fina, o dentista deverá co-
locar uma camada adicional de material isolante, como será discutido no capítulo sobre ci-
mentos dentais. A eficiência de um material em prevenir a transferência de calor é diretamente
proporcional à espessura da camada e inversamente proporcional à raiz quadrada da difusi-
vidade térmica. Portanto, a espessura da dentina remanescente e da base é tão ou mais impor-
tante que as propriedades térmicas dos materiais.
A baixa condutividade térmica do esmalte e da dentina auxilia na prevenção do choque tér-
mico e da dor pulpar quando alimentos quentes ou frios são levados à boca. Entretanto, a pré-
*Nota do tradutor: A capacidade calorífica é uma propriedade que mede a habilidade do corpo de absorver
calor de sua vizinhança. O calor específico representa a capacidade calorífica por unidade de massa.
52 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
TABELA 3-1. Densidade e Propriedades Térmicas da Água, Esmalte, Dentina e Outros Materiais Dentários
Material
Água
Dentina
lonômero de vidro
Fosfato de zinco
Resina composta
Esmalte
Amálgama
Ouro Puro
Densidade
(g cm-3)
1,00
2,14
2,13
2,59
1,6-2,4
2,97
11,6
19,3
Calor específico
(cal g-1 K-1)
1,00
0,30
0,27
0,12
0,20
0,18
0,005
0,03
Condutividade
térmica (W m"1 K"1)
0,44
0,57
0,51-0,72
1,05
1,09-1,37
0,93
22,6
297
Difusividade
térmica (cm~2 s"1)
0,0014
0,001 8-0,0026
0,0022
0,0030
0,001 9-0,0073
0,0047
0,96
1,18
sença de restaurações dentais de qualquer tipo tende a alterar essa situação. Como será poste-
riormente discutido, muitos dos materiais restauradores são metálicos. Por causa da presença
de elétrons livres no metal sólido (veja Cap. 2), esses materiais são tão bons condutores tér-
micos, que a polpa dental pode ser adversamente afetada por alterações térmicas. Em muitos
casos, é necessário inserir um isolante térmico entre a restauração e a estrutura dentária. A este
respeito, um material que exiba uma baixa condutividade térmica é mais apropriado.
Por outro lado, dentes artificiais são fixados na base da prótese total, que geralmente é feita
de resina sintética de baixa condutividade térmica. Em uma prótese total superior, esta base
cobre a maior parte do teto da boca (palato duro). Sua baixa condutividade térmica tende a
prevenir a troca de calor entre os tecidos moles de suporte e a cavidade oral propriamente dita.
Portanto, o paciente perde parcialmente a sensação de calor e frio durante a ingestão de ali-
mentos e bebidas. O uso de uma prótese total com base metálica pode sermais confortável e
agradável, sob esse aspecto.
Coeficiente de Expansão Térmica
Uma propriedade térmica importante para o dentista é o coeficiente de expansão térmica,
definido pela alteração no comprimento por unidade do comprimento original do mate-
rial, quando a temperatura é aumentada em 1° K (veja a seção sobre energia térmica no
Capítulo 2). Os coeficientes de expansão térmica de alguns materiais de interesse da odon-
tologia são apresentados na Tabela 3-2. As unidades de a são tipicamente expressas em
iim/m°K ou ppm/°K.
TABELA 3-2. Coeficiente de Expansão Térmica Linear Relativo (a) de Materiais Dentários com Esmalte
Dentário e Dentina
Material
Porcelana aluminizada
Dentina
Titânio comercialmente puro
lonômero de vidro tipo II
Esmalte dentário
Liga ouro-paládio
Ouro (puro)
Liga paládio-prata
Amálgama
Resina composta
Resina para prótese total
Selantes de sulcos e fissuras
Cera para inlays
a de-
terioração do metal causado pela reação com o meio. Frequentemente, a taxa de corrosão au-
menta com o tempo, especialmente em superfícies sujeitas a tensões, nos casos em que existe
impureza nos limites intergranulares do metal, ou quando os os produtos de corrosão não co-
brem completamente a superfície do metal. Em tempo devido, a corrosão causa desintegra-
ção acentuada e catastrófica do corpo do metal. Além disso, o ataque corrosivo, que é
extremamente localizado, pode induzir a falha mecânica rápida da estrutura, mesmo que
ocorra pequena perda real de volume de material.
A desintegração do metal pela ação da corrosão pode ocorrer por meio da ação de umi-
dade, atmosfera, solução ácida ou alcalina e de certos produtos químicos. Como salientado
anteriormente, o deslustre é sempre uma etapa precursora da corrosão. O filme que produz o
deslustre pode, com o tempo, acumular elementos ou compostos que atacam quimicamente
a superfície do metal. Por exemplo, ovos e certos alimentos contêm quantidade significativa
de enxofre. Vários sulfetos, como o de hidrogénio ou amónia, corroem a prata, cobre, mercú-
rio e metais similares presentes em ligas odontológicas e amálgamas. Água, oxigénio e cloro
são íons que também estão presentes na saliva e contribuem para a corrosão. Várias soluções
ácidas, como as fosfóricas, acéticas e láticas, estão presentes no meio e, dependendo das con-
centrações e do pH, podem promover a corrosão.
Como será analisado em capítulos posteriores, determinados íons podem ter papel impor-
tante na corrosão de certas ligas. Por exemplo, oxigénio e cloro são elementos envolvidos na
corrosão dos amálgamas na interface do dente e no interior do corpo da liga. A presença do
enxofre é provavelmente o fator mais significativo que causa o deslustre de ligas fundidas que
Propriedades Físicas dos Materiais Dentários CAPÍTULO 3 55
contêm prata, apesar de o cloro ter sido identificado também como um elemento que contri-
bui com a degradação.
•lttv«r«lafcde a*
CLASSIFICAÇÃO DA CORROSÃO
O fenómeno da corrosão é frequentemente complexo e não é completamente entendido.
Quanto mais complexo o meio e mais heterogéneo o metal, mais complicado é o processo de
corrosão. As fases microestruturais e as condições da superfície do metal, bem como a com-
posição química do meio circunvizinho, determinam as reações da corrosão. Outras variáveis
importantes que afetam o processo da corrosão são a temperatura, o movimento ou a circu-
lação do meio em contato com a superfície do metal, e a natureza e solubilidade dos produ-
tos da corrosão. A despeito dessa complexidade, se o mecanismo geral da corrosão é
entendido para uma dada situação, é geralmente possível identificar as variáveis para controle.
Existem basicamente dois tipos de corrosão. Na corrosão química, há combinação direta dos
elementos metálicos e não-metálicos para formar o composto por meio dos vários processos,
por exemplo, na reação de oxidação, halogenação ou sulfatação. Um bom exemplo é o des-
lustre da prata pelo enxofre, com a formação de sulfeto de prata por corrosão química.
Também há a corrosão de produtos dentários de ligas de ouro que contêm prata. Este modo
de corrosão é também referido como corrosão a seco, uma vez que ocorre na ausência de água
ou outro eletrólito (isto é, uma solução ionizada que conduz eletricidade). Outro exemplo é a
oxidação de partículas de ligas prata-cobre misturadas ao mercúrio para preparar certos tipos
de amálgamas. As partículas contêm a fase eutética prata-cobre, e sua oxidação limita sua rea-
tividade com o mercúrio, afetando, conseqúentemente, algumas reações que ocorrem durante
a reação de presa do amálgama. Esse é o motivo pelo qual é sempre prudente guardar a liga
em ambiente frio e seco para garantir sua estabilidade.
A corrosão química raramente ocorre isoladamente e quase invariavelmente é acompanhada
pela corrosão eletroauímica, também referida como corrosão úmida, uma vez que requer a presença
de água ou algum fluido eletrolítico. Também requer um meio de transporte dos elétrons (isto
é, uma corrente elétrica) se o processo for contínuo. Esse modo de corrosão é muito mais im-
portante para as restaurações dentárias e será analisado no restante do capítulo.
Quais são os possíveis modos de corrosão eletroauímica das restaurações e das próteses dentárias metálicas?
CORROSÃO ELETROQUIMICA
O ponto inicial para discussão da corrosão eletroquímica é a célula mostrada na Figura 3-
9. Ela é formada por três componentes: ânodo, cátodo e eletrólito. Um aparelho é usado para
medir a voltagem e a corrente entre os dois eletrodos. Nesse exemplo, o ânodo pode ser
uma restauração de amálgama, o cátodo uma restauração de uma liga de ouro, e a saliva o
eletrólito.
O ânodo é a superfície ou local onde os íons positivos são formados (isto é, a superfície do
metal que fica submetida às reações de oxidação e ao estado de corrosão) com a produção de
elétrons livres. A reação pode ser representada pela equação:
M° -> M+ (2)
No cátodo ou na região catódica, ocorrem as reações de redução que consomem os elétrons
livres produzidos no ânodo. Existem diversas possibilidades que dependem do meio. Por
exemplo, os íons metálicos podem ser removidos da solução para formar átomos metálicos,
íons de hidrogénio podem ser convertidos em gás hidrogénio, ou íons de hidroxila podem ser
formados:
56 PARTE l « Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
Amperímetro
.*
Ânodo de
amálgama
Fig. 3-9 Diagrama de uma célula eletroquímica consis-
tindo em um ânodo, simulado pelo amálgama, uma
liga de ouro como cátodo, e a saliva como eletrólito.
Cátodo
de liga
de ouro
2H+ + 2e~
2H2O 0 + 4e~ •4(OH)-
(3)
(4)
(5)
O eletrólito supre o cátodo com os íons necessários e movimenta os produtos de corrosão
do ânodo. O circuito externo serve como caminho de condução para levar os elétrons (cor-
rente elétrica) do ânodo para o cátodo. Caso um voltímetro seja colocado no circuito, uma di-
ferença de potencial elétrico, isto é uma voltagem, (V), pode ser medida. Essa voltagem tem
uma importância teórica e será discutida a seguir. Deve ser salientado que esta célula eletro-
química simples é, em princípio, uma bateria, pois o fluxo de elétrons no circuito externo é
capaz de acender uma lâmpada ou produzir sensações fisiológicas, como dor.
Para que haja um processo de corrosão eletroquímica, é necessário que haja uma produção
balanceada de elétrons por reações de oxidação no ânodo e o consumo dos elétrons por rea-
ções de redução no cátodo. A reação catódica é frequentemente considerada como a energia
de ativação para a corrosão eletroquímica. Essa consideração é muito importante na determi-
nação do processo de corrosão, uma vez que ela pode ser usada com o objetivo de reduzir ou
eliminar a corrosão.
Os conceitos básicos para qualquer discussão sobre a corrosão eletroquímica de ligas den-
tárias iniciam com os estudos da série eletroquímica dos metais, que os classifica por seus valo-
res de potencial de eletrodo no seu estado de equilíbrio, arranjando-os em ordem da tendência
de dissolução na água. A série eletroquímica dos elementos usados em ligas odontológicas é
apresentada na Tabela 3-3. O valor do potencial (V) de cada elemento é calculado para o es-
tado-padrão e consiste em um átomo grama (g) de íons em 1.000 mL de água a 25° C. Cada
um dos potenciais destas meias-células-padrão pode ser considerado como a voltagem de
uma célula eletroquímica na qual um eletrodo é o hidrogénio (equação 4), designado arbi-
trariamente com potencial zero, e o outro eletrodo é o elemento de interesse. (O eletrodo de
hidrogénio é criado dirigindo o gás H2 para a superfície de um eletrodo de platina). O sinal
do potencial de eletrodo na Tabela 3-3 indica a polaridade na célula, e metais com maiores
potenciais positivos têm menor tendência a serem dissolvidos em meio aquoso.
Caso dois metais sejam imersos em um eletrólito e conectados por um condutor elétrico
para formarem uma célula galvânica, o metal com menor potencialPolimerização das Resinas Compostas 386
Ativação Química 386
Sumário XXVll
Ativação por Luz 386
Fotopolimerização com Luz Visível
(Azul) 386
Lâmpadas Fotopolimerizadoras 387
Tipos de Lâmpadas Utilizadas para
a Polimerização Ativada por Luz 387
Profundidade de Polimerização e
Tempo de Exposição 388
Resinas de Dupla Ativação e
Polimerização Extra-Oral 389
Grau de Conversão 390
Redução das Tensões Residuais 391
Inserção de Incrementos e Configuração
da Cavidade 391
Ativação com Início Lento, Ativação
Progressiva e Pulso Tardio 392
Polimerização com Alta Intensidade 393
Precauções ao se Utilizarem as
Lâmpadas Polimerizadoras 393
Classificação das Resinas Compostas 393
Resinas Compostas Tradicionais 394
Propriedades das Resinas Compostas
Tradicionais 394
Considerações Clínicas das Resinas
Compostas Tradicionais 396
Resinas Compostas de Partículas
Pequenas 397
Considerações Clínicas das Resinas
Compostas de Partículas Pequenas 398
Resinas Compostas de Micropartículas 399
Propriedades das Resinas Compostas de
Micropartículas 401
Considerações Clínicas das Resinas
Compostas de Micropartículas 402
Resinas Compostas Híbridas 402
Considerações Clínicas das Resinas
Compostas Híbridas 402
Resinas Compostas de Baixa Viscosidade 404
Resinas Compostas para Restaurações em Den-
tes Posteriores 404
Resinas Compostas para Restaurações
Diretas em Dentes Posteriores 404
Resinas Compactáveis 405
Infiltração Marginal 406
Radiopacidade 406
Desgaste 407
Critério de Seleção 408
Resinas Compostas Indiretas para
Dentes Posteriores 409
Uso das Resinas Compostas para Facetas 409
Acabamento das Resinas Compostas 410
Biocompatibilidade das Resinas Compostas 411
Reparo de Resinas Compostas 412
Probabilidade de Sobrevida das Resinas
Compostas 413
16 Cimentes Odontológicos 419
Chiayi Shen
Cimentos Odontológicos 421
Cimentos que Liberam Fluoretos para
Uso em Restaurações Diretas 422
Resistência do Esmalte aos Ácidos 423
Equilíbrio entre Remineralização
e Desmineralização 423
Fluoretos e o Metabolismo da Placa 424
Fontes de Liberação de Fluoretos 424
Recarregamento de Fluoretos 424
Cimentos como Agentes de Cimentação 425
Características da Interface entre
Pilar e Prótese 425
Procedimentos para Cimentação de
Próteses 428
Inserção do Cimento 429
Assentamento 429
Remoção do Excesso de Material 429
Pós-Cimentação 430
Mecanismo de Retenção 431
Deslocamento das Próteses 432
Espessura do Filme 433
Agentes para Proteção Pulpar 434
Vernizes Cavitários 434
Ferradores Cavitários 434
Bases para Cimentação 435
Considerações Clínicas 436
Cimento de Fosfato de Zinco 436
Composição e Presa 437
Tempos de Trabalho e de Presa 437
Propriedades Físicas do Cimento
de Fosfato de Zinco 438
Retenção 439
Propriedades Biológicas 439
Manipulação 440
Cimento de Policarboxilato de Zinco 441
Composição e Química 441
Adesão à Estrutura Dentária 441
Espessura do Filme 442
Tempos de Trabalho e de Presa 443
Propriedades Mecânicas 443
Solubilidade 443
Considerações Biológicas 444
Manipulação 444
Preparo da Superfície e Retenção 444
Remoção do Excesso de Cimento 446
Cimento de lonômero de Vidro 446
Composição 447
XXV111 Sumário
l
Química da Reação de Presa 448
Mecanismo de Adesão 449
Propriedades Biológicas 449
Propriedades Físicas do Cimento
de lonômero de Vidro 450
Considerações na Manipulação do CIV 451
Preparo da Superfície 451
Preparo do Material 451
Colocação do CIV Como Material
Restaurador e Remoção de Excesso 452
Procedimentos Pós-Operatórios 453
Cimentos de lonômero de Vidro
Reforçados por Metal 454
Propriedades Gerais 454
Considerações Clínicas 455
Cimento de lonômero de Vidro
Convencional de Alta Viscosidade 456
Cimento de lonômero de Vidro Modificado
por Resina (lonômero Híbrido) 456
Composição e Reações de Presa 457
Características dos Cimentos de
lonômero de Vidro Híbridos 458
Aplicação dos Selantes de Fissuras 458
Aplicações de Forramento/Base 458
Compômero 459
Composição e Química 459
Características dos Compômeros 460
Manipulação dos Compômeros 460
Cimentos Resinosos 460
Composição e Química 461
Características dos Cimentos Resinosos 461
Manipulação 462
Próteses Metálicas 462
Bráquetes Ortodônticos 462
Adesão de Facetas, Inlays, Onlays,
Próteses Fixas e Próteses
Parciais Fixas de Resina 463
Adesão de Próteses Cerâmicas 463
Cimento de Óxido de Zinco e Eugenol 463
Composição e Química da Presa 464
Características dos Cimentos de OZE 464
Restaurações Temporárias de OZE
(Tipo III) 465
Restaurações Provisórias de OZE
(Tipo IV) 465
Cimento de OZE para Cimentação
Provisória (Tipo I) 465
Cimento de OZE para Cimentação
de Longa Duração (Tipo II) 465
Hidróxido de Cálcio 465
Ferradores Cavitários 466
Bases 466
Solubilidade e Desintegração dos Cimentos 466
Resumo 467
17 Amálgamas Dentais 469
SallyJ. Marshall, Grayson W. Marshall Jr. e
Kenneth J. Anusavice
Composição da Liga 470
Fases Metalúrgicas do Amálgama Dental 472
O Sistema Prata-Estanho 472
A Influência das Fases Ag-Sn sobre as
Propriedades do Amálgama 473
Fabricação do Pó da Liga 473
Pó Usinado 473
Recozimento para Homogeneização 474
Tratamentos da Partícula 474
Atomização do Pó 474
Tamanho das Partículas 474
Pó com Partículas de Limalha
Comparadas com Pó de
Partículas Esféricas Atomizadas 475
Amalgamação e Microestruturas Resultantes 475
Ligas com Baixo Teor de Cobre 475
Ligas com Alto Teor de Cobre 477
Ligas de Fase Dispersa 477
Ligas de Composição Única 479
Estabilidade Dimensional 481
Alterações Dimensionais 481
Teoria da Alteração Dimensional 482
Efeito da Contaminação por Umidade 483
Resistência 484
Mensuração da Resistência 485
Efeito da Trituração 485
Efeito do Conteúdo de Mercúrio 486
Efeito da Condensação 486
Efeito da Porosidade 487
Efeito de Velocidade de Cristalização
do Amálgama 487
Creep 488
Significado do Creep no
Desempenho do Amálgama 488
Influência da Microestrutura
sobre o Creep 488
Efeito das Variáveis de Manipulação
sobre o Creep 489
Desempenho Clínico das Restaurações
de Amálgama 489
Deslustre e Corrosão 490
Efeitos da Composição na
Longevidade de Restaurações
de Amálgama 491
Fatores que Afetam o Sucesso das
Restaurações de Amálgama 492
Relação Mercúrio/Liga 493
Proporcionalidade 494
Trituração Mecânica 495
Consistência da Mistura 497
4*
Sumário XXIX
Condensação
Condensação Manual
Pressão de Condensação
Condensação Mecânica
Escultura e Acabamento
Significado Clínico da Alteração
Dimensional
Expansão
Contração
Ligas sem Zinco
Efeitos Colaterais do Mercúrio
Alergia
Toxicidade
499
500
501
501
502
503
503
506
506
507
507
508
Influência do Conteúdo de Mercúrio
na Qualidade da Restauração 509
Deterioração Marginal 510
Preparo Cavitário Impróprio ou
Acabamento Inadequado 511
Excesso de Mercúrio 511
Creep 511
Restaurações de Amálgama Reparadas 512
18 Ouro para Restaurações Diretas 515
Kenneth J. Anusavice
Uso Histórico do Ouro em Folha como
Material Restaurador Direto 516
Propriedades do Ouro Puro 516
Formas de Ouro para Restaurações Diretas 517
Ouro em Folha 518
Ouro Coesivo e Não-Coesivo 519
Cilindros de Ouro em Folhas 519
Folhas de Ouro Pré-Formado 519
Ouro em Folha Platinizado 519
Precipitado Eletrolítico 520
Ouro em Malha 520
Precipitado Eletrolítico de uma Liga 520
Ouro Granular (em Pó) 521
Remoção das Impurezas Superficiais 521
Compactação (Condensação) do Ouro
para Restaurações Diretas 523
Condensadores 524
Diâmetro das Pontas Condensadoras 525
Aplicação da Pressão 525
Método de Compactação 525
Propriedades Físicas do Ouro Compactado 526
Restauração Direta em Ouro 527
PARTE IV
MATERIAIS PROTÉTICOS E RESTAURADORES
INDIRETOS
19 Fundição Odontológica e Soldagem de Ligas 533
Kenneth f. Anusavice e Paul Cascone
Perspectiva Histórica das Ligas
Odontológicas para Fundição. 534
1905 - Processo da Cera Perdida 535
1932 - Classificação das Ligas à Base de
Ouro para Fundição 535
1933 - Ligas de Cromo-Cobalto para
Próteses Parciais Removíveis 535
1959 - Processo de Restaurações
Metalocerâmicas 536
1971 - O Padrão Ouro 536
1976 - O Decreto de Equipamentos
Médicos e Odontológicos 536
1996 - A Diretrizna Tabela 3-3 será o
ânodo e sofrerá oxidação, isto é, fornecerá íons para a solução. Por exemplo, em uma célula
galvânica formada por eletrodos de cobre e zinco em solução ácida aquosa, o zinco será o
ânodo e sofrerá dissolução da superfície. Em geral, para células galvânicas com dois eletrodos
de metais puros diferentes, a grandeza e a direção da corrente dependem primariamente dos
potenciais de eletrodo dos metais individuais.
É necessário enfatizar que a posição relativa de cada elemento na série eletroquímica não
depende apenas de sua tendência à dissolução, mas também da concentração efetiva de íons
do elemento presente no meio. À medida que a concentração de íons do elemento no meio
Propriedades Físicas dos Materiais Dentários CAPITULO 3 57
TABELA 3-3. Série Eletroquímica dos Metais
Metal íon Potencial de eletrodo (V)
Ouro
Ouro
Platina
Paládio
Mercúrio
Prata
Cobre
Bismuto
Antimônio
Hidrogénio
Chumbo
Estanho
Níquel
Cádmio
Ferro
Cromo
Zinco
Alumínio
Sódio
Cálcio
Potássio
Au+
Au3+
Pt2+
Pd2+
Hg2+
Ag+
Cu+
BÍ3+
Sb3+
H+
Pb2+
Sn2+
NÍ2+
Cd2+
Fe2+
Cr2+
Zn2+
AI3+
Na+
Ca2+
K+
+1,50
+ 1,36
+0,86
+0,82
+0,80
+0,80
+0,47
+0,23
+0,10
-0,00
-0,12
-0,14
-0,23
-0,40
-0,44
-0,56
-0,76
-1,70
-2,71
-2,87
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aumenta, a tendência deste elemento para se dissolver é diminuída. É também importante sa-
lientar que a série eletroquímica fornece informações referentes apenas à tendência de uma
dada reação de corrosão ocorrer ou não. Em situações reais, não é possível predizer a ocorrên-
cia da corrosão nem a sua taxa de ocorrência.
O aumento da concentração de íons no meio pode finalmente prevenir a corrosão futura.
Em alguns casos, a corrosão do metal cessa, porque os íons saturaram o meio. Essa situação
não ocorre em restaurações dentárias, porque os íons dissolvidos são removidos pelos ali-
mentos, fluidos e pela escovação. A corrosão da restauração é contínua.
Vários tipos de corrosão eletroquímica são possíveis no meio oral, porque a saliva, apesar
de ser um eletrólito fraco, contém sais. As propriedades eletroquímicas da saliva dependem
da concentração de seus componentes, pH, tensão superficial e da sua capacidade de tampo-
namento. Cada um desses fatores pode influenciar a resistência de qualquer eletrólito. Assim,
a grandeza do processo de corrosão resultante é controlada por estas variáveis.
Em um meio em que o metal sofre corrosão, tanto a reação anódica como a catódica
ocorrem simultaneamente na superfície dos metais, íons do metal entram em solução ou
formam produtos de corrosão devidos à reação anódica, e outros íons são reduzidos na
reação catódica. Essas duas reações podem ocorrer em locais aleatórios da superfície do
metal, ou, mais frequentemente, existem áreas anódicas com maior possibilidade de ocor-
rer a dissolução do metal e áreas catódicas que ocorrem maior deposição de íons. Várias
formas de corrosão eletroquímica são baseadas em mecanismos que produzem estas re-
giões heterogéneas.
Metais Diferentes
Um importante tipo de corrosão eletroquímica ocorre quando metais diferentes entram em
contato físico; p. ex., quando as superfícies dos materiais dentários de duas restaurações me-
tálicas adjacentes possuem composições diferentes. As combinações das ligas podem produ-
zir corrosão galvânica ou eletrogalvanismo por meio do fluxo de corrente galvânica
induzida pela ocorrência ou não de contato intermitente.
58 PARTE l • Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
O efeito do choque galvânico é bem conhecido na odontologia. Por exemplo, suponha
que uma restauração de amálgama é colocada na superfície de oclusão de um dente inferior
diretamente oposto a uma restauração fundida de ouro no dente superior. Uma vez que as
restaurações ficam molhadas pela saliva, existe um circuito elétrico, com diferença de poten-
cial entre as restaurações dissimilares (Fig. 3-10). Quando as duas restaurações são colocadas
em contato, ocorre o fechamento do circuito entre as ligas, o que resulta na sensação rápida
de dor. Um efeito semelhante pode ser observado ao tocar a ponta de um garfo de prata em
uma inlay de ouro ou restauração fundida e, simultaneamente, fazer o contato de outra parte
do garfo com a língua. Um pedaço indesejável de folha de alumínio do invólucro de batata
pode produzir o mesmo efeito.
Quando os dentes não estão em contato, também existe um circuito elétrico associado à di-
ferença de potencial ou à força eletroquímica entre duas restaurações. A saliva forma o eletró-
lito, e os tecidos moles e duros podem constituir o circuito externo, apesar de a resistência
elétrica do circuito elétrico ser considerável em relação à que existe quando duas restaurações
ficam em contato. A corrente elétrica gerada é inversamente proporcional à resistência elétrica
do metal de interesse. A corrente elétrica medida nestas condições, entre uma prótese unitária
de ouro e a restauração de amálgama na boca, mas que não estão em contato, é de aproxima-
damente 0,5 a 1,0 microampère (uA) com a correspondente diferença de potencial de apro-
ximadamente 500 milivolts (mV). Estas correntes galvânicas orais são, em alguns casos,
maiores, quando ligas diferentes estão presentes, mas elas podem ocorrer também entre res-
taurações de ligas similares, as quais nunca possuem exatamente a mesma composição super-
ficial ou estrutura.
A corrente pode estar presente em uma restauração unitária isolada, embora seja menos in-
tensa. Nessa situação, a célula eletroquímica é gerada como resultado da diferença de poten-
cial elétrico criado por dois eletrólitos: a saliva e os fluidos tissulares. O termo "fluidos
tissulares" é usado para denotar o fluido dentinário, o fluido dos tecidos moles e o sangue
que fornecem o meio para o circuito externo. Uma vez que a concentração de íons cloreto é
sete vezes maior que o da saliva, supõe-se que a superfície interior das restaurações dentárias
expostas aos fluidos dentinários terá maior potencial eletroquímico ativo. Possíveis circuitos
de corrente são esboçados na Figura 3-11.
Apesar de a intensidade dessas correntes diminuir um pouco com o envelhecimento da res-
tauração, ela permanece indefinidamente com valores aproximados aos citados. O significado
Fluido tissular
Saliva
Fig. 3-10 Possível circuito da corrente galvânica
na boca.
Fluido tissular
/
Propriedades Físicas dos Materiais Dentários • CAPÍTULO 3 59
Fig. 3-11 Ilustração esquemática de uma restauração
metálica unitária mostrando dois possíveis caminhos da
corrente entre a superfície externa exposta à saliva e a
superfície interior exposta ao fluido dentinário. Como o
fluido dentinário contem alta concentração de Cl~ em
comparação com a saliva, supõem-se que o potencial
de eletrodo na superfície interior exposta ao fluido
dentinário seja mais ativo e, em consequência, forneça
um sinal negativo (-). A diferença de potencial entre as
duas superfícies é representada pela letra E. (De Metals
Handbook, 9* ed, Vol. 13, Metals Park, OH, American
Society for Metals, 1978, p 1342.)
clínico dessas correntes, além da influência na corrosão, será discutido em outro capítulo. O
revestimento com um verniz tende a eliminar o choque galvânico.
Superfícies com Composições Heterogéneas
Um outro tipo de corrosão galvânica é associada à composição heterogénea das superfí-
cies das ligas dentárias, cujas microestruturas foram descritas nos dois capítulos ante-
riores. Exemplos incluem as ligas eutéticas e peritéticas (veja Capítulo 6). As ligas
dentárias comerciais geralmente contêm mais de três elementos, e elas podem ter mi-
croestruturas complexas, o que sempre resulta invariavelmente em composição super-
ficial mais heterogénea.
A razão para a afirmação anterior é que a resistência à corrosão de ligas multifásicas é ge-
ralmente menor que a das soluções sólidas monofásicas, o que parece evidente. Por exemplo,
quando uma liga que contém duas fases eutéticas é imersa em um eletrólito, as lamelas da
fase com menorpotencial eletrolítico são atacadas, resultando na corrosão.
Em uma liga que possui uma solução sólida monofásica, qualquer estrutura segregada
apresenta menor resistência à corrosão que a solução sólida homogeneizada. Na estrutura se-
gregada, a diferença no potencial de eletrodo é causada pelas microssegregações e pela varia-
ção de composição entre dendritos individuais, em relação à liga com microestrutura
dendrítica (veja Capítulo 5). A solução sólida homogeneizada é suscetível à corrosão nos li-
mites granulares, os quais são anódicos em relação ao interior do grão catódico, uma vez que
o arranjo atómico nos limites granulares são menos regulares e possuem maior energia (veja
Capítulo 5). Juntas soldadas de ligas dentárias também apresentam corrosão, devida à dife-
rença na composição entre a liga e o metal para solda.
As impurezas nas ligas facilitam a corrosão, e essas impurezas são tipicamente segregadas
aos limites granulares, como descrito no Capítulo 5. Impurezas de mercúrio, que inadvertida-
mente contaminam a liga de ouro durante a manipulação pelo profissional, têm potencial de
eletrodo diferente dos grãos internos da liga de ouro. Finalmente, com base nas discussões an-
teriores, os metais nominalmente puros, que não possuem quantidades significativas de im-
purezas ou fases microestruturais secundárias que atuam como pequenos eletrodos com
diferentes potenciais, apresentam menor corrosão do que as ligas.
60 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
Corrosão sob Tensão
* •..'• .;*.'*•'-'!. .'
4 ."'Mi :V.A>;- ;-r ,V
i- . ' ' .".; ••'.'Ti
u'/:M
•JO
Uma vez que a imposição de tensão aumenta a energia interna da liga, por meio de desloca-
mentos elásticos dos átomos ou pela criação de pequenos campos de microdeformações as-
sociados às discordâncias (quando ocorre deformação permanente como descrito no
Capítulo 20), a tendência para ocorrer a corrosão aumenta. É plausível que muitos dos dispo-
sitivos dentários metálicos apresentem efeito deletério quando ocorre a tensão simultânea
com condições favoráveis para ocorrer a corrosão chamada corrosão sob tensão; esse efeito é
semelhante ao que ocorre durante a fadiga ou carregamento cíclico no meio oral. Pequenas
irregularidades superficiais, como entalhes ou sulcos atuam como pontos de concentração de
tensão; assim, a falha por fadiga (na ausência de corrosão) ocorre em tensões nominais
abaixo do limite normal elástico da liga. Sugere-se que a falha clínica do grampo de aço ino-
xidável que prende o lençol de borracha, usado para obter o isolamento absoluto, ocorre pelo
mecanismo de corrosão sob tensão, assim como a fratura da estrutura metálica da prótese par-
cial removível. Além disso, qualquer trabalho a frio da liga por flexão, brunimento ou marte-
lamento, causa deformação permanente localizada em algumas partes do dispositivo. Em
consequência, são criadas células eletroquímicas formadas pela região do metal mais defor-
mada (anódica), saliva e a região não deformada ou menos deformada (catódica), e as regiões
deformadas sofrerão ataque por corrosão. Esta é uma das razões que contra-indicam o excesso
de brunimento das margens de restaurações metálicas.
Como os pequenos sulcos na superfície da restauração metálica podem aumentar em profundidade e
manter o ataque químico agressivo e localizado?
Corrosão por Célula de Concentração
Um importante tipo de corrosão é chamado corrosão por célula de concentração, que ocorre
quando existem variações nos eletrólitos ou na composição de um eletrólito no sistema. Por
exemplo, sempre existe acúmulo de restos de alimento nas regiões proximais entre os dentes,
especialmente quando a higiene oral é ruim. Esses restos produzem um eletrólito nessa área,
que é diferente do eletrólito produzido pela saliva normal na superfície de oclusão. A corro-
são eletroquímica na superfície da liga ocorre embaixo da camada de restos de alimentos.
Um tipo semelhante de ataque pode ocorrer quando existe concentração diferente de oxi-
génio entre partes da mesma restauração, com maior ataque nas áreas que contêm menores
teores de oxigénio. Irregularidades como sulcos nas restaurações são um importante exemplo
desse fenómeno. Na região inferior dessas cavidades existe menor concentração de oxigénio
do que na superfície da restauração, porque os sulcos são recobertos com restos de alimento
e mucina. A liga na parte inferior do sulco torna-se o ânodo, e a liga na superfície em torno da
borda do sulco torna-se o cátodo, como esboçado na Figura 3-12. Conseqúentemente, os áto-
mos do metal na base do sulco são ionizados e entram em solução, causando o aprofunda-
mento do sulco. O ritmo desse tipo de corrosão pode ser muito rápido, uma vez que a área da
região anódica é muito menor que a da região catódica, e deve haver um balanço de trans-
porte de cargas entre as duas regiões. Conseqúentemente, a falha pode ocorrer muito mais ra-
pidamente do que seria esperado se somente ocorresse um ataque uniforme da superfície. Por
essa razão, todas as restaurações dentárias de ligas metálicas devem ser polidas. Uma impor-
tante categoria de células de concentração de corrosão é a corrosão em fendas (crevice corro-
sion), na qual o ataque ocorre preferencialmente nas fendas das próteses dentárias ou nas
regiões marginais entre a estrutura do dente e as restaurações. A causa da corrosão é a mesma
discutida anteriormente, principalmente a mudança do eletrólito e da concentração de oxigé-
nio, causada pela presença dos restos de alimentos e outros depósitos.
Raramente algum dos tipos de corrosão eletroquímica citada anteriormente ocorre de
modo isolado. Geralmente, dois ou mais tipos atuam simultaneamente, aumentando o pró-
bWVtRSlDADE FEDERAL DO PARA
CURSO DE ODONTOLOGIA
BIBLIOTECA PROF. OR. FRANCISCO G, ÁLVARO
CONSULTA
Propriedades Físicas dos Materiais Dentários CAPÍTULO 3 61
Fig. 3-12 Um sulco ou depressão na liga dentária
aluando como célula de corrosão. A região do sulco
é o ânodo, e a região em torno da borda do sulco é
o cátodo. A corrente iônica flui através do eletrólito,
e a corrente eletrônica flui através do metal. (Com
permissão de Richman, MH: An Introduction to the
Science of Metals. Waltham, MA, Blaisdell Publishing
Co, 1967.)
blema. Esse fenómeno pode ser ilustrado por meio da corrosão de metais diferentes entre a
restauração de ouro fundida e a restauração de amálgama. Em virtude da formação de depó-
sitos superficiais durante esse tipo de corrosão eletroquímica, haverá discrepâncias na concen-
tração de oxigénio. Além disso, se a camada dos produtos de corrosão ficar incompleta ou
porosa, comum nos casos das restaurações metálicas dentárias, a superfície heterogénea resul-
tante produzirá novas células eletroquímicas que aceleram o processo de corrosão. É evidente
que a boa higiene oral, que previne significativamente a formação de depósitos superficiais, é
essencial para minimizar esse processo de corrosão.
Nos primeiros estágios do deslustre, podem operar células de concentração e processos gal-
vânicos localizados. Uma análise microscópica cuidadosa do processo de deslustre de ligas
dentárias de ouro revela que o filme depositado é inicialmente discreto ou descontínuo. A
aparente continuidade da camada de deslustre origina de uma superposição dessas discretas
regiões, e esta situação existe mesmo quando as condições permanecem constantes. Infe-
lizmente, a variação de pH no meio oral, hábitos de higiene oral, características da saliva e ten-
sões cíclicas podem acelerar os processos múltiplos da corrosão que ocorrem nas restaurações
metálicas.
PROTEÇÃO CONTRA A CORROSÃO
A estratégia do emprego de revestimento de ouro é usada para melhorar a aparência de vários
produtos comerciais não-odontológicos. No entanto, o metal nobre é macio, e, quando sua
superfície é arranhada ou danificada por qualquer processo, o metal básico fica exposto ao
meio; com isso, ele será corroído a uma taxa rápida, devida à criação de uma célula de con-
centração comdois metais diferentes em contato direto. Tentativas de empregar revestimen-
tos metálicos ou não-metálicos para proteção contra a corrosão de ligas de ouro são
normalmente ineficientes, uma vez que esses revestimentos: (1) são muito finos; (2) são in-
completos; (3) não aderem ao metal subjacente; (4) são facilmente riscados, ou (5) são ata-
cados pelos fluidos orais.
No entanto, no caso de dois metais diferentes em contato, a pintura ou outro filme não-
condutivo pode ser usado com vantagem, se aplicado no metal mais nobre. A taxa de corro-
são do metal mais ativo reduzirá, porque a área da superfície disponível para a reação de
redução foi diminuída. Um risco nesse tipo de revestimento não levará ao ataque rápido do
metal ativo.
Certos metais desenvolvem um filme fino, aderente, altamente protetor, pela reação com o
meio; esses metais são chamados de passivos. Uma fina camada de óxido é formada no
cromo, que é um bom exemplo de metal passivo. Os aços inoxidáveis contêm suficiente
quantidade de cromo adicionada ao ferro e outros elementos para passivar a liga, como será
descrito no Capítulo 20. O ferro, o aço e outros metais que são sujeitos à corrosão podem re-
ceber um recobrimento eletrogalvânico com níquel, seguido por cromo, para proteção contra
a corrosão e por motivos estéticos. No entanto, é necessário salientar que as tensões de tração
e certos íons, como íons cloretos, podem danificar o filme de óxido protetor. O metal passi-
vado pelo cromo pode ser suscetível à corrosão sob tensão e corrosão por sulcos. Desse
modo, o paciente deve tomar cuidado quando for usar alvejante caseiro para lijnpar a estru-
62 PARTE l « Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
tura de próteses parciais ou dispositivos ortodônticos removíveis que possuem cromo como
elemento de liga. O titânio também forma um filme de óxido de titânio passivante, que é de
interesse uma vez que tanto o titânio comercialmente puro (CP) como as ligas de titânio,
onde o titânio é o elemento principal, têm sido usados para uma grande variedade de aplica-
ções dentárias, tais como restaurações fundidas, implantes, fios ortodônticos e instrumentos
endodônticos, que serão descritos nos Capítulos 19, 20 e 23.
Os metais nobres resistem à corrosão, porque sua força eletromotriz é positiva com relação
a qualquer reação de redução encontrada no meio oral. Para que o metal nobre seja corroído
nessas condições, é necessária uma corrente externa (sobrepotencial).
CORROSÃO DE RESTAURAÇÕES DENTÁRIAS
É evidente que o meio oral e as estruturas dentárias apresentam condições complexas que pro-
movem o deslustre e a corrosão. Variações na dieta, atividade bacteriana, drogas, fumo e o há-
bito de higiene oral inquestionavelmente contribuem para a maioria das diferenças na
corrosão das ligas dentárias observadas pelos pacientes, apesar de as ligas terem sido manipu-
ladas da mesma maneira.
A resistência à corrosão é uma consideração altamente importante na composição das ligas
metálicas, urna vez que a liberação de quantidade significativa de produtos de corrosão pode
afetar de modo adverso a biocompatibilidade da liga. Infelizmente, não existem testes labo-
ratoriais que possam duplicar as condições orais de modo preciso e predizer a suscetibilidade
do material à corrosão. Vários tipos de testes acelerados de corrosão, que empregam sulfetos,
cloretos e outras soluções, têm sido propostos para avaliar a resistência ao deslustre e à corro-
são. Por exemplo, o teor de metal nobre, particularmente o ouro, influencia na resistência ao
deslustre pelos sulfetos.
A norma que tem sido seguida pelos fabricantes, para muitas ligas dentárias, define que pelo
menos a metade dos átomos deve ser de metal nobre (ouro, platina e paládio), para garantir a
resistência à corrosão. O paládio tem demonstrado ser eficiente na redução à suscetibilidade ao
deslustre por sulfetos em ligas que contêm prata. Caso metais nobres sejam empregados para
evitar a corrosão, é importante que o constituinte mais ativo da liga seja uniformemente dis-
perso em solução sólida aleatória, pois a formação de uma segunda fase rica no metal ativo
produzirá células de corrosão galvânicas.
Metais básicos, como aço inoxidável, ligas níquel-cromo, ligas cobalto-cromo e titânio, são
praticamente imunes ao escurecimento (deslustre) por sulfetos. No entanto, essas ligas são
suscetíveis ao ataque localizado na presença de cloretos, e é importante que o teste de corro-
são dessas ligas avalie a resistência à corrosão em sulcos e fendas. Geralmente, o titânio e suas
ligas apresentam maior resistência à corrosão por cloretos do que as outras ligas dentárias de
metais básicos.
Como o teste de polarização potenciodinâmica pode fornecer informações relativas ao comportamento
à corrosão in vitro das diferentes ligas dentárias no mesmo eletrólito ?
AVALIAÇÃO DO DESLUSTRE E DA RESISTÊNCIA À CORROSÃO
As ligas para fundição com alto teor de ouro apresentam deslustre lento, e o teste de imersão
em sulfeto de sódio, para acelerar esse processo, foi desenvolvido há três décadas. Várias in-
vestigações do comportamento in vitro ao deslustre de uma grande variedade de ligas dentá-
rias foram publicadas ao longo dos anos. O método mais confiável para avaliar o deslustre e
a resistência à corrosão é feito por meio de estudos clínicos, que podem necessitar de vários
anos de observação. Os artigos listados nas referências podem ser consultados para obter in-
formações das metodologias adotadas.
l Propriedades Físicas dos Materiais Dentários CAPÍTULO 3
Os testes de polarização potenciodinâmica têm sido frequentemente empregados para ava-
liar o comportamento da corrosão in vitro das ligas dentárias. Nos ensaios são necessários três
eletrodos: o eletrodo experimental preparado com a liga dentária, o contra-eletrodo (normal-
mente platina), para completar a célula eletroquímica, e um eletrodo de referência (geral-
mente eletrodo de calomelano saturado ou eletrodo Ag|AgCl saturado). Vários eletrólitos têm
sido usados pelos pesquisadores: solução salina com concentrações de íons cloretos adequa-
das, solução de Fusayama, solução de Ringer ou outros meios químicos planejados para simu-
lar o meio oral ou fluidos corpóreos. Um potenciostato (fonte de corrente de alta precisão que
contém voltímetro e amperímetro) é usado para variar lentamente o potencial entre o ele-
trodo experimental e o eletrodo de referência. O potencial aplicado varia desde um valor ne-
gativo relativamente alto até um potencial positivo relativamente alto (tipicamente entre
-1.000 mV até + 1.000 mV). Para um típico potenciostato cuja voltagem varia em cerca de l
mV/s, é possível percorrer toda a faixa de voltagem, desde o potencial inicial negativo até o
potencial positivo (ciclo de polarização), em menos de uma hora. No entanto, tempos mais
longos são necessários, uma vez que o potencial de circuito aberto (PCA) da liga metálica, em
relação ao eletrodo de referência, e na ausência de voltagem externa, é inicialmente aplicado
para permitir a estabilização do sistema. Em consequência, tempos de polarização de até 24
horas têm sido usados nas investigações.
Um diagrama esquemático da polarização potenciodinâmica, para o teste de corrosão in
vitro de uma liga metálica dentária, mostrando comportamento ativo-passivo, é apresentado
na Figura 3-13. O potencial da liga, em relação ao eletrodo de referência, é mostrado no eixo
vertical (as unidades típicas são mV ou V), onde se emprega a escala linear. No eixo horizon-
tal, é mostrada a densidade de corrente (a unidade típica é uA/cm2 ou mA/cm2) que está plo-
tada em escala logarítmica. As partes inferior e superior do diagrama são as curvas para
polarização catódica e anódica da liga, respectivamente, nas quais o potencial de circuito
aberto foi aplicado. Essas curvas representam o somatório de todos os processos eletroquími-
cos que ocorrem no processo de corrosão. Caso eles sejam um processo Faradaico há envolvi-
mento de transferência de carga, semelhante à ionização dosmetais e à formação de um filme
passivo. No processo não-Faradaico não há envolvimento de transferência de carga, seme-
o
"D
O
Região transpassiva
Região passiva
Componente
anódico
Componente
catódico
Log densidade da corrente (|iA/cm2 ou mA/cm2
Fig. 3-13 Diagrama esquemático de polarização potenciodinâmica para teste de corrosão in vitro de uma liga
dentária que exibe um comportamento ativo-passivo.
64 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
lhante à adsorção de espécies, reorientação de moléculas na superfície e efeitos de difusão. A
interseção das linhas tangentes a essas curvas, em uma baixa densidade de corrente, define o
potencial de corrosão (Ecorr) e a densidade de corrente para corrosão (icorr)- (Não é possível
indicar um valor nulo de densidade de corrente neste diagrama, porque a escala no eixo ho-
rizontal é logarítmica). Com o aumento do potencial acima de Ecorr (região ativa), onde a
curva de polarização tem a forma de S, é possível observar que a corrente anódica na amos-
tra inicialmente aumenta e, a seguir, começa a decrescer até o potencial passivo primário
(E ), atingindo valores menores à medida que ocorre a formação de um filme passivo na
superfície da liga. Após a formação do filme na superfície, ocorrem mudanças mínimas ou
pequeno aumento na densidade de corrente com o aumento da voltagem (parte superior da
região passiva na Figura 3-13), até o potencial de fratura (Eb) para o filme ser obtido. Depois
disso, na região transpassiva, a densidade de corrente aumenta rapidamente com aumento
do potencial.
Esses diagramas podem ser usados para comparar a resistência à corrosão in vitro de duas
ligas metálicas quando o mesmo eletrólito e condições iguais de varredura são usados. Quanto
mais eletroquimicamente ativa for a liga, menor o valor do potencial Ecorr e maior a densidade
de corrente para um dado valor de potencial na região anódica ativa. Para as ligas dentárias que
apresentam filmes passivos naturais na superfície, como o aço inoxidável e ligas de titânio, um
valor elevado do potencial de fratura é observado. Se a varredura inicial é feita em uma pe-
quena faixa de potencial, por exemplo entre -20 mV até +20 mV, em relação ao potencial de
circuito aberto, as curvas de polarização anódica e catódica são aproximadamente lineares.
Nesse caso, a resistência à polarização (RJ pode ser determinada pela inclinação dessas curvas,
que é usada como uma medida da resistência à corrosão da liga. A Figura 3-14 mostra o dia-
grama de polarização para uma liga de alto teor de paládio imersa em solução Fusayama, onde
os baixos valores da densidade de corrente são indicativos da excelente resistência à corrosão
in vitro. Ao realizar a varredura no sentido oposto, começando em + 1.000 mV e terminando
em -1.000 mV, em relação ao eletrodo de referência, pode-se observar, no diagrama, que a
linha que descreve o percurso não passa em cima da linha de varredura -l .000 mV até + l .000
mV, porque a varredura anterior causa modificações na superfície da amostra.
Recentemente, a espectroscopia de impedância eletroquímica passou a ser empregada na
análise dos mecanismos de corrosão de ligas dentárias para fundição. Uma pequena variação
senoidal do potencial, da ordem de mais ou menos 10 mV, deve ser imposta nos testes das
amostras, na região de potencial aberto ou do potencial ativo de interesse selecionado. Neste
u
00
1,50
1,25
1,00
0,75
0,50-
0,25-
0,00
-0,25
-0,50
-0,75
10
Freedom Plus
tratada a quente
Solução de Fusayama
,-io iQ-a iQ-a 10-7 icr6 10-5 io~4 io~3
Densidade da corrente (mA/cm2)
~~ Direção avante (anódica)
— Direção reversa (catódica)
101-2
Fig. 3-14 Diagrama do ciclo de polarização potenciodinâmica para a liga Pd-Cu-Ga em solução Fusayama. A
liga foi submetida ao tratamento térmico para simular o ciclo de queima da porcelana. (De Sun D, Monaghan
P, Brantley WA and Johnston WM: Potenciodynamic polarization study of the in vitro corrosion behavior of 3
high-palladium alloys and gold-palladium alloy in 5 media. J Prosthet Dent 87:86-93, 2002.)
Propriedades Físicas dos Materiais Dentários CAPITULO 3 65
ensaio, a corrente é medida e analisada em relação à fase da voltagem, empregando-se uma
faixa larga de frequência, entre 0,01 Hz até 10 Hz. Usando circuitos elétricos equivalentes para
modelar o sistema eletroquímico, as informações específicas podem ser obtidas tanto em me-
canismos da corrosão Faradaica quanto não-Faradaica, as quais não são possíveis de serem
obtidas pelo método de polarização potenciodinâmica. O leitor deve consultar livros-texto
para obter informações adicionais sobre a técnica.
Um aparelho experimental recentemente desenvolvido para observar o comportamento à
corrosão de ligas dentárias é o microscópio de varredura eletroquímico (MVE). Nesse equipa-
mento, a corrente e a posição são gravadas à medida que microeletrodos varrem as superfícies
das amostras polidas metalurgicamente. O MVE pode obter imagens do processo microeletro-
químico na superfície em que as reações de transferência de cargas ocorrem. A Figura 3-15
mostra a imagem do MVE ilustrando a formação de um sulco em liga de amálgama dentária
de baixo teor de cobre (veja também a prancha em cores).
Concluindo esta parte, é importante salientar que a ISO (International Organization for
Standardization) aprovou a Norma 10271, que orienta os testes de imersão de amostras em so-
lução de corrosão aquosa de ácido lático e NaCl e a determinação da concentração dos ele-
mentos liberados. Estudos futuros são necessários para comparar os resultados dos testes de
imersão com os de polarização potenciodinâmica de avaliação das propriedades de corrosão
das ligas.
f
Por cfue os métodos in vitro de medida do comportamento à corrosão eletrocjuímica são incapazes de
preverem a evolução do processo de corrosão in vivo das ligas dentárias?
SIGNIFICADO CLINICO DA CORRENTE GALVANICA
Está provado que pequenas correntes galvânicas associadas ao eletrogalvanismo estão conti-
nuamente presentes na cavidade oral. Sua influência à corrosão foi discutida anteriormente.
Quanto maior for o tempo de emprego das restaurações dentárias de materiais metálicos, su-
postamente será menor a possibilidade de essas correntes serem eliminadas. Embora seja um
bom isolante térmico, o cimento tem pequeno efeito para minimizar a corrente que ocorre
MAXIHOW CORBENf: 3.21E-88 Anps i
CURBEMf: Z.31E-08 A«Ps
UOLfftGE: -888 nU «rs SAgE
SPECIHEM MOLTftGE: +188 «U ws SA0E
BIBECTOHV: C:\SECIfs
Dftfft FILE MAME: conl88Sfc.2
m.o melhor método para reduzir ou eliminar o choque
galvânico é preparar um revestimento de verniz na superfície da restauração metálica.
Enquanto o verniz permanecer intacto, a restauração permanece isolada da saliva e não ocorre
o estabelecimento de célula eletroquímica. Quando ocorre o rompimento da camada de ver-
niz, a polpa já conseguiu suficiente recuperação e não há persistência da dor.
Apesar de ter sido sugerido que as correntes galvânicas orais ou íons metálicos liberados
das restaurações em virtude da corrente galvânica podem contribuir para a ocorrência de di-
ferentes discrasias, como lesões liquenóides, úlceras, leucoplasia, câncer e desordens renais,
nenhuma correlação entre os metais diferentes e as irritações teciduais foram comprovadas
por pesquisas na área. Enquanto é opinião da maioria dos pesquisadores em patologia e ma-
teriais dentários que estas correntes galvânicas são deletérias para o paciente somente sob o
ponto de vista do desconforto e que ela ocorre em raras ocasiões, os dentistas devem evitar
procedimentos clínicos que exacerbam certas condições, como, p. ex., inserção de restaura-
ções de amálgama diretamente em contato com restaurações de ouro. O mercúrio liberado do
amálgama (ânodo), pode interagir com a liga de ouro (cátodo) e enfraquecê-la. A descolora-
ção das duas restaurações também pode ocorrer, e, independentemente de ser prejudicial ou
não, um sabor metálico fica presente logo após o trabalho dentário e pode persistir indefini-
damente. Para futuras leituras sobre este tópico, é necessário consultar os artigos de Marek e
de Mueller listados em Leitura Adicional sobre Corrosão.
LEITURA SELECIONADA
American Dental Association Esthetic dentistry: A new direc-
tion. J Am Dent Assoe, Dec (Special issue), 1987.
Uma série de artigos relacionados com os vários aspectos da se-
leção dos materiais e procedimentos clínicos usados na odontologia
estética. Representam a melhoria dos serviços disponíveis, que foi
obtida por meio da ligação entre a tecnologia, com ênfase na orga-
nização das cores no projeto, e a fabricação dos materiais restaura-
dores.
Antonson SÁ, and Anusavice KJ: Contrast ratio of veneering and
core ceramics as a function of thickness. Int J Prosthodont
14:316-320,2001.
Barna GJ, Taylor JW, King GE, and Pelleu GB Jr: The influence
of selected light intensities on color perception within the
color range of natural teeth. J Prosthet Dent 46:450, 1981.
Baseado nos estudos da influência da intensidade da luz na
habilidade do discernimento de diferenças de cores na faixa de
cores dos dentes naturais. Um número significativo de dentistas
apresentou deficiência na seleção das cores. Nestes casos, os profis-
sionais devem solicitar ajuda ao realizarem tomadas de cores com
escalas de cores.
Goldstein RE: Change Your Smile, 2nd ed. Chicago,
Quintessence, 1988.
Apesar de este livro ter sido escrito para os pacientes, é uma re-
ferência útil para os dentistas ilustrarem as mudanças estéticas e as
possíveis reconstruções. As ilustrações coloridas, antes e após o tra-
tamento da restauração, são evidentes para o resultado final satis-
fatório, quando baseadas na análise dos parâmetros que envolvem
as cores.
Jacobs SH, Goodacre CJ, Moore BK, and Dykema RW: Effect
of porcelain thickness and type of metal-ceramic alloy on
color. J Prosthet Dent 57:138-145, 1987.
fohnston WM, and Kao EC: Assessment of appearance by vi-
sual observation and clinicai colorimetry. J Dent Rés
68:819-22, 1989.
Judd DB and Wyszecki G: Color in Business, Science, and
Industry. New York, John Wiley & Sons, 1975.
Este livro, desenvolvido para uma grande variedade de áreas,
revê os princípios da visão e das cores, deficiência das cores, calori-
metria e a física dos revestimentos coloridos.
McLean JW: The Science and Art of Dental Ceramics. Vol. 1:
The Nature of Dental Ceramics and Their Clinicai Use.
Amador City, CA, Quintessence, 1979.
Propriedades Físicas dos Materiais Dentários CAPÍTULO 3 67
Leitura essencial para os interessados nos conhecimentos pro-
fundos dos princípios das cores relacionadas com as cerâmicas den-
tárias. Os princípios básicos são claramente ligados a procedimentos
clínicos.
Miller LL: A Scientific approach to shade matching. In:
Proceedings of the Fourth International Symposium on
Ceramics. Chicago, Quintessence, 1988, p 193.
Infelizmente, as escalas comerciais de cores não cobrem todas
as dimensões de luminosidade, matiz e croma presentes na estru-
tura dos dentes. Neste livro, é apresentada uma análise sobre esse
problema.
Miller LL: Shade matching. J Esthet Dent 5:143-153, 1993.
Mõrmann WH, Link C, and Lutz F: Color changes in vencer
ceramics caused by bonding composite resins. Acta Med
Dent Helv 1:97-102, 1996.
O'Brien WJ: Biomaterials Properties Database, University of
Michigan: http://www.lib.umich.edu/dentlib/Dental ta-
bles/. University of Michigan, Ann Arbor, Michigan.
Esta base de dados fornece referências eletrônicas sobre as se-
guintes propriedades dos materiais dentários: resistência entre ma-
teriais restauradores e estruturas dos dentes, dureza Brínell,
coeficiente de atrito, coeficiente de expansão térmica (linear), faixa
de cores dos dentes naturais, escala de cores para dentes, ângulo de
contato, creep do amálgama, tensão superficial crítica, densidade,
módulo dinâmico, módulo de elasticidade, escoamento, calor de
fusão, calor entre reações, resistência ao impacto de Izod, índice de
refração, dureza Knoop, temperatura e faixas de fusão, dureza de
Mohs, coeficiente de penetração, alongamento porcentual, defor-
mação permanente, coeficiente de Poisson, limite de proporcionali-
dade, resistência ao cisalhamento, dureza Shore A, solubilidade e
desintegração na água, calor específico, deformação em compres-
são, energia livre de superfície, tensão superficial, energia ao rasga-
mento, resistência ao rasgamento, condutividade térmica,
difusividade térmica, resistência transversal, resistência máxima à
compressão, resistência máxima à tração, pressão de vapor, dureza
Vickers, sorção de água, limite de escoamento e potencial nulo.
O'Brien Wl, Nelson D, and Lorey RE: The assessrnent of
chroma sensitivity to porcelain pigments. J Prosthet Dent
49:63-66, 1983.
Ruyter JE, Nilner K, and Moller B: Color stability of dental
composite resin materiais for crown and bridge veneers.
Dent Mater 3:246-251, 1987.
Seghi RR, Johnston WM, and O'Brien WJ: Spectrophotometric
analysis of color differences between porcelain systems. J
Prosthet Dent 56:35-40, 1986.
LEITURA ADICIONAL SOBRE CORROSÃO
Berzins DW, Kawashima I, Craves R, and Sarkar NK:
Electrochemical characteristics of high-Pd alloys in rela-
tion to Pd-allergy. Dent Mater 16:266-273, 2000.
Avaliações eletroquímicas in vitro de várias ligas que contêm
paládio fornecem informações sobre os mecanismos envolvidos na
alergia ao paládio por alguns pacientes.
Burse AB, Swartz ML, Phillips RW, and Dykema RW:
Comparison of the in vitro and in vivo tarnish of three
gold alloys. J Biomed Mater Rés 6:267-277, 1972.
Este artigo descreve um protocolo experimental para avaliação
in vivo do deslustre e apresenta a importância da proporção entre
os elementos e o ouro na composição da liga
Fontana MC: Corrosion Engineering, 3rd ed. New York,
McGraw-Hill, 1986.
Livro essencial sobre corrosão usada por engenheiros. São apre-
sentadas as teorias básicas e avançadas, incluindo a interação dos
metais com o meio ambiente.
Gilbert JL, Smith SM, and Lautenschlager EP: Scanning elec-
trochemical microscopy of metallic biomaterials:
Reaction rate and ion release imaging modes. J Biomed
Mater Rés 27:1357-1366, 1993.
São apresentados os princípios da microscopia de varredura ele-
troquímica e os resultados das análises e geometria de vários mate-
rnais.
Marek M: The corrosion of dental materiais. In: Scully JC
(ed): Treatise on Materials Science and Technology. New
York, Academic Press, 1983, pp 331 -394.
Tratado detalhado sobre corrosão e os fenómenos associados aos
amálgamas dentários.
Meyer J-M, andReclaru L: Electrochemical determination of
the corrosion resistance of noble casting alloys. J Mater
Sei: Mater Med 6:534-540, 1995.
É comparada a resistência à corrosão in vitro entre um grande
número de ligas nobres para fundição.
Mills RB: Study of incidence of irritation in mouths having
teeth filled with dissimilar metais. Northwest Univ Buli
39:18, 1939.
Análise de um grande grupo de pacientes que não mostravam
relação entre a presença de metais dissimilares e irritação dos teci-
dos, colocando em dúvida a validade desta hipótese.
Mueller HJ: Tarnish and corrosion of dental alloys. In: Metals
Handbook 9th ed, Vol. 13. Metals Park, Ohio, American
Society for Metals, 1987, pp 1336-1366.
Uma excelente revisão sobre o comportamento à corrosão de
sistemas de ligas dentárias, baseada em dados de estudos in vivo e
in vitro.
Phillips RW, Schnell RJ, and Shafer WC: Failure of galvanic
current to produce leukoplakia in rats. J Dent Rés 47:666,
1968.
Uma corrente galvânica elevada gerada na boca de ratos não
induziu alterações dos tecidos, sugerindo cjue as discrasias orais são
provavelmente consequência de outros fatores.
Reed GJ, and Willmann W: Galvanism in the oral cavity. J Am
Dent Assoe 27:1471, 1940.
Um dos primeiros estudos que demonstram a presença de
corrente galvânica na cavidade oral e determinam valores apro-
ximados.
Sarkar NK: The Electrochemical Behavior of Dental
Amalgams and Their Component Phases. Ph.D. Thesis,
Northwestern University, Chicago, 1973. (Available
through University Microfilms International.)
Uma descrição excelente de ensaios laboratoriais do comporta-
mento à corrosão de amálgamas dentários. A natureza técnica do
assunto requer conhecimentos sobre a teoria da corrosão.
68 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
Sarkar NK, Fuys RA Jr, and Stanford JW: The chloride corro-
sion of low-gold casting alloys. J Dent Rés 58:568-575,
1979.
Artigo clássico que apresentou pela primeira vez a aplicação do
experimento de polarização no estudo da corrosão de ligas dentá-
rias de baixo teor de ouro para fundição.
Sturdevant JR, Sturdevant CM, Taylor DF and Bayne SC. The
8-year clinicai performance of 15 low-gold casting alloys.
Dent Mater 3:347-352, 1987.
Artigo importante que relata o deslustre e o comportamento à
corrosão de várias ligas de ouro para fundição de composições co-
nhecidas em tempos longos de ensaio.
Sun O, Monaghan P, Brantley WA, and Johnston WM.
Electrochemical impedance spectroscopy study of high-
palladium dental alloys. Part I: Behavior at open-circuit
potential. Part II: Behavior at active and passive poten-
tials. J Mater Sei: Mater Med 13:435-442 and 443-448,
2002.
São descritos os procedimentos experimentais e a interpretação
dos resultados de interesse sobre a técnica de espectroscopia de im-
pedância eletrocjuímica.
Tait WS: An Introduction to Electrochemical Corrosion
Testing for Practicing Engineers and Scientists. Racine, WI,
1994, Pair O Does Publications.
Informações concisas referentes à teoria e ao ensaio eletroquí-
mico de corrosão.
Tufekci E, Mitchell JC, OlesikJW, Brantley WA, Papazoglou E,
and Monaghan P: Inductively coupled plasma-mass spec-
troscopy measurements of dementai release from 2 high-
palladium dental casting alloys into a corrosion testing
médium. J Prosthet Dent 87:80-85, 2002.
A técnica analítica de alta sensibilidade mostra que a liberação
de elementos individuais pelo período de um mês possuiu correla-
ção com as fases microestruturais das ligas.
Tuccillo JJ, and Nielsen JP: Observations of onset of sulfide
tarnish on gold-base alloys. J Prosthet Dent 25:629-637,
1971.
Este artigo clássico apresenta o teste de imersão em sulfato de
sódio para avaliar a resistência ao deslustre, que foi empregada em
muitos ensaios subsequentes.
l
Á Propriedades Mecânicas
dos Materiais Dentários
Kenneth J. Anusavice
SÍBUOTCAPRf. DR FRANCISCO G. .ÁLVARO
— ̂ CONSULTA ̂ -
TÓPICOS
O Que São Propriedades Mecânicas?
Tensões e Deformações
Propriedades Mecânicas Baseadas na Deformação Elástica
Propriedades de Resistência
Propriedades Mecânicas da Estrutura Dental
Forças e Tensões Mastigatórias
Outras Propriedades Mecânicas
Fatores de Concentração de Tensões
Critérios para Seleção de Materiais Restauradores
TERMOS-CHAVE
Alongamento porcentual - Quantidade máxima de deformação plástica que um corpo-de-prova pode
suportar antes da sua fratura durante um ensaio de tração. (Veja Ductilidade).
Concentração de tensão - Área ou ponto com tensão significativamente maior, associada a uma des-
continuidade estrutural, tal como uma trinca ou poro, ou uma marcada alteração na dimensão da es-
trutura.
Deformação - Variação no comprimento por unidade de comprimento inicial.
Deformação elástica - Deformação recuperada quando se remove uma força ou pressão externa apli-
cada.
Deformação plástica - Deformação que não é recuperada quando se remove uma força externa aplicada.
Ductilidade - Capacidade relativa de um material ser deformado plasticamente sob uma tensão de tra-
ção antes de sofrer a fratura.
Dureza - Resistência de um material à deformação plástica tipicamente medida sob uma carga de pe-
netração.
Endurecimento por deformação (Encruamento) - Aumento da resistência e dureza e correspondente
decréscimo da ductilidade de um metal, causado por deformação plástica.
Fator de intensidade de tensão - Uma medida da quantidade relativa do aumento de tensão na ponta
de uma trinca de forma e tamanho específico, quando as superfícies da trinca são deslocadas no
modo de abertura. (Veja também Tenacidade à fratura).
Friabilidade/Fragilidade - Inabilidade relativa de um material ser deformado plasticamente.
Limite de escoamento - A tensão na qual a amostra exibe uma quantidade específica de deformação
plástica.
Limite de proporcionalidade - Tensão máxima na qual a tensão é proporcional à deformação e sobre
a qual a deformação plástica ocorre.
Módulo elástico (Módulo de elasticidade ou Módulo de Young) - Rigidez relativa de um material;
razão entre tensão elástica e deformação elástica.
Pressão - Força por unidade de área que age na superfície externa de um material.
Resiliência - A quantidade relativa de energia elástica por unidade de volume liberada ao remover a
carga de um corpo-de-prova.
Resistência - Tensão máxima que uma estrutura pode suportar sem sofrer uma quantidade característica
de deformação plástica (limite de escoamento) ou tensão no ponto de fratura (resistência máxima).
69
PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
Resistência à compressão - Tensão de compressão gerada no interior de uma amostra durante o teste
de compressão no ponto de fratura.
Resistência à flexão (Resistência ao curvamento ou Módulo de ruptura) - Força por unidade de área
no ponto de fratura de um corpo-de-prova submetido à aplicação de carga por flexão.
Resistência à tração (Resistência máxima à tração) - Tensão à tração (em um corpo-de-prova para en-
saio de tração) no ponto de fratura.
Resistência ao cisalhamento - Tensão máxima de cisalhamento no ponto de fratura de um corpo-de-
prova.
Taxa de deformação - Variação da deformação por unidade de tempo durante a aplicação de carga de
uma estrutura.
Tenacidade - Capacidade do material de absorver energia elástica e se deformar plasticamente antes
da fratura; mensurada como a área total sob a curva tensão versus deformação, obtida no ensaio de
tração.
Tenacidade à fratura - O fator de intensidade de tensão crítico no início da propagação rápida de uma
trinca em um sólido que contém uma trinca de forma e tamanho conhecidos.
Tensão - Força por unidade de área no interior da estrutura submetida a uma força externa ou pressão.
(Veja Pressão).
Tensão à tração - Razão entre a força de tração e a área original da seção transversal perpendicular à
direção da força aplicada.
Tensão de cisalhamento - Razão entre a força e a área da seção transversal paralela à direção da força
aplicada no corpo-de-prova.
Tensão de flexão (Tensão de curvatura)- Força por unidade de área de um material submetido à apli-
cação de carga por flexão.
Tensão verdadeira - Razão entre a força aplicada e a área da seção transversal verdadeira; todavia, por
conveniência, a tensão é frequentemente calculada como a razão entre a força aplicada e a área da
seção transversal inicial.
Tensões compressivas - Razão entre a força de compressão e a área da seção transversal perpendicu-
lar ao eixo de aplicação da força.
O QUE SÃO PROPRIEDADES MECÂNICAS?
Este capítulo enfoca as propriedades mecânicas dos materiais. Essas são definidas pelas leis da
mecânica, isto é, a ciência física que trata de energia e forças, e de seus efeitos nos corpos. A dis-
cussão é centrada inicialmente em corpos estáticos - aqueles em repouso - mais do que nos cor-
pos dinâmicos, que estão em movimento. Assim, todas as propriedades mecânicas são medidas
da resistência do material à deformação ou fratura sob uma força aplicada.
Um importante fator no projeto da prótese dentária é a resistência, uma propriedade mecâ-
nica do material que garante que a prótese atenda às funções para as quais foi desenhada de ma-
neira adequada, segura e por um razoável período. De modo geral, a resistência se refere à
capacidade da prótese de resistir às tensões induzidas, sem que haja fratura ou deformação per-
manente (deformação plástica). A deformação plástica ocorre quando o limite de tensão elástico
(limite de proporcionalidade) é excedido na prótese.
Ao final da sessão que analisa os fatores de concentração de tensão, você deverá ter desenvol-
vido um conceito básico sobre as causas da fratura dos materiais restauradores e terá um entendi-
mento das características necessárias para que um dispositivo aumente ou reduza a resistência à
fratura no meio oral. Esse conhecimento permitirá a diferenciação das causas potenciais das fa-
lhas clínicas, que podem ser atribuídas a deficiências do material, erros do dentista, erros do téc-
nico de laboratório ou fatores relacionados com o paciente.
O potencial da falha de uma prótese sob forças aplicadas está relacionado com as proprieda-
des mecânicas do material protético. As propriedades mecânicas são as respostas medidas tanto
no comportamento elástico (reversível com a remoção da força) quanto no plástico (irreversível
ou não-elástico) dos materiais sob uma força aplicada, distribuição de forças ou pressão. As pro-
priedades mecânicas são geralmente expressas em unidades de tensão e/ou deformação. Elas
Propriedades Mecânicas dos Materiais Dentários CAPITULO 4 71
podem representar medidas de: (1) deformação elástica ou reversível (isto é, limite de propor-
cionalidade, resiliência e módulo de elasticidade); (2) deformação plástica ou irreversível (p.
ex., porcentual de alongamento e dureza); ou (3) uma combinação de deformação plástica e
elástica, tal como a tenacidade e limite de escoamento. Para discutir essas propriedades, deve-
mos, primeiro, entender os conceitos de tensão e deformação.
Quais são os principais fatores que afetam a resistência de um material?
TENSÕES E DEFORMAÇÕES
Tensão é a força por unidade de área que atua em milhões de átomos ou moléculas em um dado
plano de um material submetido a uma aplicação de carga. Exceto para algumas situações de fle-
xão, tais como corpos-de-prova submetidos à flexão em quatro pontos e certos objetos com for-
mato não-uniforme, a tensão tipicamente diminui em função da distância da área da força ou
pressão aplicada. Para aplicações dentárias, existem diversos tipos de tensões desenvolvidas que
variam com a natureza das forças aplicadas e a forma do objeto. Elas podem ser tensões trativas
ou de tração tensões cisalhantes e tensões compressivas. A resistência de um material é definida
como o nível médio de tensão em que um material exibe uma certa quantidade de deformação
plástica ou o ponto em que ocorre fratura em vários corpos-de-prova de mesma forma e tama-
nho. A resistência é dependente de vários fatores, incluindo a (1) taxa de deformação, (2) a
forma do corpo-de-prova, (3) o acabamento superficial (que controla o tamanho relativo e o nú-
mero de defeitos superficiais) e (4) o meio no qual o material é testado. Entretanto, a resistência
clínica de materiais friáveis, ou frágeis, (tais como cerâmicas, amálgamas, resinas compostas e ci-
mentos) pode parecer baixa quando grandes defeitos estão presentes ou se existirem áreas de con-
centração de tensões devidas ao delineamento incorreto de um componente protético (como um
pequeno entalhe na seção de um grampo de uma prótese parcial). Nessas condições, uma prótese
pode sofrer fratura sob uma força aplicada muito inferior à resistência do material, porque ten-
sões localizadas excedem a resistência do material em um local crítico do defeito (concentração
de tensão).
Quando um paciente mastiga com uma prótese unitária de ouro, a estrutura atómica da pró-
tese é ligeiramente deformada pelas forças de mastigação. Se somente deformações elásticas ocor-
rerem, a superfície da prótese irá recuperar-se completamente, quando as forças forem removidas.
Tensões elásticas em materiais dúcteis, como as ligas de ouro, não causam deformações perma-
nentes ou irreversíveis. Por outro lado, tensões superiores ao limite de proporcionalidade causam
deformação permanente e podem ser de intensidade suficiente para causar a fratura do material.
Para materiais friáveis, ou frágeis, que exibem apenas deformações elásticas e nenhuma deforma-
ção plástica, tensões ligeiramente maiores ou equivalentes à tensão elástica máxima (limite de
proporcionalidade) resultam em fratura. O entendimento das propriedades mecânicas dos ma-
teriais dentários é importante para o dentista durante o planejamento e ajuste das próteses. As di-
ferenças entre as propriedades mecânicas são mais fáceis de serem observadas pela utilização de
um diagrama de tensão-deformação, como descrito adiante.
Quando uma força externa atua em um corpo sólido, uma reação oposta a ela ocorre, sendo
de igual magnitude, mas de direção contrária. A tensão produzida no material é igual à força apli-
cada dividida pela área em que ela atua. A força de tração produz tensões trativas, uma força
compressiva produz tensões compressivas, e uma força de cisalhamento ou de flexão produz
tensões cisalhantes. Uma força de flexão pode produzir todos os três tipos de tensão em uma es-
trutura; mas, na maioria dos casos, a fratura é decorrente do componente de tração. Nesta situa-
ção, as tensões de tração e compressão são as tensões axiais principais, enquanto a tensão de
cisalhamento resulta de uma combinação de componentes de tração e compressão.
Sempre que uma tensão estiver presente, uma deformação será induzida. Como exemplo, con-
sideremos que uma força de alongamento ou tração de 200 N seja aplicada a um fio de área trans-
versal de 0,000002 m2. A tensão de tração (o), por definição, é a força de tração por unidade de
área perpendicular à direção da força,
72 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
200 N N MN
a = = 100 x IO6 = 100 = 100 MPa (1)
0,000002 m2 rrr
Pelo fato de o fio ter sido rompido neste nível de tensão, a resistência à tração desse material
é de 100 MPa. No sistema inglês de medida, a tensão é expressa em libras por polegadas quadra-
das. Entretanto, a unidade megapascal é preferida por ser compatível com o sistema internacio-
nal (SI) de unidades (SI quer dizer Systéme Internationale d' Unités, Sistema Internacional de
Unidades). As unidades básicas do Sistema Internacional de Unidades refererem-se a compri-
mento, tempo, corrente elétrica, temperatura, intensidade luminosa, massa e quantidade de subs-
tância.
Para ilustrar a magnitude de l MPa, considere um hambúrguer do Mc Donald's suspenso por
um fio de pescar de l, 12 mm de diâmetro. A tensão por unidade de área no fio é de aproximada-
mente l MPa. Se o fio em questão possuir O, l m de comprimento e se esticar 0,001 m sob a carga
mencionada anteriormente, a deformação (e), por definição, é a variação de comprimento, Al,por unidade de comprimento original, 10, ou,
Al
e =
0,001 m
0,1 m
0,0001 m
-= 0,01 % (2)
m
Agora, podemos concluir que o fio se rompe sob uma tensão de tração de 100 MPa e a uma de-
formação de tração de 0,01%. Observe que, embora a deformação seja quantitativamente adimen-
sional, unidades como o metro por metro ou centímetro por centímetro são comumente
utilizadas para lembrar um dos sistemas de unidades empregados na medida. A unidade equiva-
lente aceita no sistema inglês é polegada por polegada, pé por pé e assim por diante.
Por que a deformação elástica máxima de uma liga usada para uma restauração metálica fundida
(InlayJ ou uma prótese unitária é um fator importante durante o brunimento da margem? Use um es-
quema de uma fenda (p. ex., Fig. 4-4) entre a prótese unitária e a margem do dente ou uma curva
tensão-deformação (p. ex., Fig. 4-3) para explicar sua resposta.
A deformação, ou variação de comprimento por unidade de comprimento, é a deformação re-
lativa de um objeto submetido a uma tensão. A deformação pode ser tanto elástica ou plástica
quanto elástica e plástica. A deformação elástica é reversível; o objeto recupera totalmente a sua
forma original quando a força é removida. A deformação plástica representa uma deformação
permanente do material, que nunca se recupera quando a força é removida. Quando um compo-
nente protético, como o braço de um grampo de uma prótese parcial, é deformado além do seu
limite elástico, indo para a região de deformação permanente, somente a deformação elástica é
recuperada quando a força é removida. Portanto, quando é feito um ajuste pelo dobramento de
um fio ortodôntico, de uma margem de uma prótese unitária metálica ou de um grampo de uma
prótese, a deformação plástica é permanente, mas o fio, a margem da prótese unitária ou o
grampo retornam uma certa quantidade da deformação imposta, que representa recuperação da
porção elástica da deformação.
Como foi mencionado anteriormente, uma tensão pode ser definida por sua magnitude e pelo
tipo de deformação que ela produz. Três tipos "simples" de tensões podem ser classificados: tração,
compressão e cisalhamento. Tensões complexas, tais como aquelas produzidas por forças aplicadas
que causam deformações por flexão ou torção, são discutidas na seção de tensões de flexão.
Tensão de Tração
Uma tensão de tração é causada por uma carga que tende a esticar ou alongar um corpo. Uma ten-
são de tração está sempre acompanhada por uma deformação de tração. Existem poucas tensões
Propriedades Mecânicas dos Materiais Dentários * CAPÍTULO 4 73
puramente de tração na odontologia. Entretanto, tensões de tração podem ser geradas quando as
estruturas são flexionadas. A deformação de uma prótese fixa e a compressão diametral de um ci-
lindro, que serão descritas posteriormente, representam exemplos dessas situações de tensões
complexas. Em prótese fixa, uma balajujuba pode remover próteses unitárias por meio de uma
força de tração quando os pacientes tentam abrir a boca, em virtude da natureza adesiva da bala.
Entretanto, tensões de tração, compressão e cisalhamento podem, também, ser produzidas por
uma força de flexão, como mostra a Figura 4-1, e como discutido nas seções seguintes. Como a
maioria dos materiais dentários é friável, eles são altamente suscetíveis à iniciação da trinca na
presença de defeitos superficiais, quando submetidos a tensões de tração, assim como quando
submetidos à aplicação de cargas de flexão. Embora alguns materiais frágeis possam ser resisten-
tes, eles se rompem inesperadamente, pois pequena ou nenhuma deformação plástica ocorre
para indicar os altos níveis de tensão.
Tensão de Compressão
Se um corpo é colocado sob uma carga que tende a comprimi-lo ou encurtá-lo, a resistência in-
terna a esta carga é denominada tensão de compressão. Uma tensão compressiva está associada a
uma deformação compressiva. Para se calcular tanto a tensão de tração quanto a tensão compressiva,
a força aplicada é dividida pela área da seção transversal perpendicular à direção de aplicação da
força.
|
Embora a resistência de união por cisalhamento de sistemas adesivos seja comumente anunciada pelos
fabricantes, a maioria das próteses dentais e restaurações não tende a falhar por causa das tensões de
cisalhamento puras. Quais são os doisfatores cfue tendem a prevenir a ocorrência de uma falha por ci-
salhamento pura?
Tensão de Cisalhamento
A tensão cisalhante é aquela que tende a resistir ao deslizamento de uma porção de um corpo sobre
outro. Tensões de cisalhamento também podem ser produzidas pela torção de um material. Por
exemplo, se uma força for aplicada ao longo da superfície do esmalte dental por um instrumento
Fig. 4-1 A, Tensões induzidas por uma força de flexão (F) em uma prótese fixa de três elementos. B, Tensões induzidas em uma
prótese fixa em cantiléver de dois elementos. Observe que a tensão de tração é desenvolvida no lado gengival da prótese fixa de três
elementos e na porção de oclusão da prótese fixa em cantiléver. (Veja também a prancha em cores).
74 PARTE l • Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
de ponta afiada, paralelamente à interface entre o esmalte e um bráquete ortodôntico, este poderá
descolar-se por uma tensão cisalhante do agente de cimentação resinoso. A tensão por cisalha-
mento é calculada pela divisão da força aplicada pela área paralela à direção da força.
Na cavidade oral, uma falha por cisalhamento dificilmente ocorre, por pelo menos quatro ra-
zões: (1) muitos dos materiais friáveis em superfícies de dentes restaurados geralmente apresen-
tam superfícies rugosas e curvas. (2) A presença de chanfros, biséis ou alterações de curvatura em
uma superfície dental aderida dificulta ainda mais a ocorrência de uma falha por tensão de cisa-
lhamento. (3) Para se produzir uma falha por cisalhamento, a força aplicada deve ser localizada
imediatamente adjacente à interface, como mostrado na Figura 4-2, B. Isso é muito difícil de se
conseguir, mesmo em condições experimentais, nas quais superfícies polidas e planas são utiliza-
das. Quanto mais longe de uma interface a força for aplicada, maior será a tendência de ocorrer
falha por tração em vez de falha por cisalhamento, porque o potencial para tensões por flexão au-
menta nessas situações. (4) A resistência à tração de materiais friáveis ou frágeis é geralmente bem
inferior aos seus valores de resistência ao cisalhamento; portanto, a falha por tração é mais pro-
vável de ocorrer.
Por que as estruturas que são flexionadas geralmente falham na superfície que está aumentando a
vexidade?
con-
Tensão de Flexão (Flexural)
Exemplos de tensões de flexão produzidas em uma prótese de três elementos ou prótese parcial
fixa (PPF) e uma PPF de dois elementos do tipo cantiléver são ilustrados nas Figuras 4-1, A e 4-1,
B, respectivamente. Essas tensões podem ser produzidas por forças de flexão sobre aparelhos
odontológicos de duas maneiras: (1) submetendo a estrutura, como uma PPF, à aplicação de
cargas em três pontos, onde os pontos finais são fixos e uma força é aplicada entre eles como
visto na Figura 4-1, A; e (2) submetendo uma estrutura em cantiléver, que é suportada em ape-
nas uma extremidade, a uma carga ao longo de qualquer parte da seção sem suporte, como visto
na Figura 4-1, B. Ainda, quando um paciente morde um objeto, os dentes anteriores recebem for-
ças direcionadas em um ângulo relativo aos seus longos eixos, criando, portanto, tensões de fle-
xão nos dentes.
Como visto na Figura 4-1, A, tensões por tração desenvolvem-se na porção gengival da PPF e ten-
sões compressivas, na porção de oclusão. Entre as duas áreas, temos o eixo neutro, que representa
um estado de nenhuma tensão, seja de tração ou compressão. Para uma PPF do tipo cantiléver
como da Figura 4-1, B, a tensão máxima de tração se desenvolve na superfície de oclusão ou na su-
perfície que se toma mais convexa (indicando uma ação de alongamento). Se for possível observar
esta unidade curvando-se para baixo em direção ao tecido subjacente,a superfície superior ficará
mais convexa ou alongada (região de tração), e a superfície oposta ficará comprimida. De acordo
com o que foi explicado na seção relativa à concentração de tensões, as áreas de concentração de ten-
são representam locais em potencial para iniciar a fratura na maioria dos materiais, especialmente
em materiais friáveis que possuem pouco ou nenhum potencial de deformação plástica.
A Figura 4-2 mostra um sistema ou modelo de dois materiais unidos, com os átomos brancos
do material A esquematizados acima da interface e os átomos sombreados do material B abaixo
da interface. Apesar de as estruturas dentais possuírem milhões de planos de átomos, os átomos
estão representados por apenas seis planos. Entretanto, os princípios de tensão e deformação se
aplicam a ambos os casos. Na porção superior da Figura 4-2, A, uma força de cisalhamento é apli-
cada a uma distância d/2 da interface A-B. À medida que essa força aumenta em magnitude, ela
produz primeiro uma deformação elástica por cisalhamento, que retomaria a zero caso a força de
cisalhamento fosse removida (porção inferior da Figura 4-2). Como mostrado na Figura. 4-2, B,
se a força de cisalhamento fosse aumentada suficientemente na superfície externa, uma deforma-
ção plástica ou permanente seria produzida.
Para o caso da Figura 4-2, B, a força é aplicada ao longo da interface A-B e não a uma certa dis-
tância, como mostrado na Figura 4-2, A. Como a aplicação da força é restrita ao longo da inter-
Propriedades Mecânicas dos Materiais Dentários « CAPÍTULO 4 75
Força de
cisalhamento
Interface
A-B Força de
cisalhamento
^ Força de
cisalhamento
Força de
cisalhamento
Força de
cisalhamento
Força de
cisalhamento
Deformação
elástica por
cisalhamento
Deformação
i elástica por
cisalhamento
Fig. 4-2 Modelo atómico ilustrando a deformação elástica (A) e deformação plástica por cisalhamento (B) para uma unidade de
comprimento do material.
face, tensões de cisalhamento puro e deformações resultantes deste tipo de tensão irão desenvol-
ver-se somente na região da interface, e ocorrerá a deformação plástica localizada. Na porção in-
ferior da Figura 4-2, B, a força foi removida, e ocorreu a deformação permanente de um espaço
atómico. Na Figura 4-2, A, a tensão induzida não é de cisalhamento puro, uma vez que a força
aplicada está a uma distância da interface. Esta é a razão pela qual a maioria dos testes de união
por cisalhamento não medem verdadeiramente a resistência ao cisalhamento, mas a resistência
de um componente de tração devido a tensões de flexão.
PROPRIEDADES MECÂNICAS BASEADAS NA DEFORMAÇÃO ELÁSTICA
Existem várias propriedades mecânicas e parâmetros importantes dos materiais dentários, que são
quantificados pelos valores da deformação elástica ou deformação plástica. Elas são o módulo
elástico (também conhecido como módulo de elasticidade ou módulo de Young), módulo de
Young dinâmico (determinado pela medida da velocidade de propagação da onda ultra-sônica),
módulo de cisalhamento, flexibilidade, resiliência e o coeficiente de Poisson. Outras propriedades deter-
minadas no fim da região elástica de uma curva tensão-deformação ou no início da região de de-
formação plástica (limite de proporcionalidade, limite elástico e limite de escoamento) serão descritas
na seção seguinte, que trata das propriedades de resistência.
Módulo Elástico (Módulo de Young ou Módulo de Elasticidade)
O módulo de elasticidade descreve a rigidez relativa de um material, medida pela inclinação da
porção reta da região elástica do diagrama tensão-deformação. Na Figura 4-3, é apresentada uma
curva tensão-deformação para um fio ortodôntico de aço inoxidável que foi submetido a um
teste de tração. A resistência máxima à tração, o limite convencional de escoamento (0,2%), o
limite de proporcionalidade e o módulo de elasticidade estão mostrados na figura. Esta repre-
senta uma curva da tensão real versus deformação, pois a força medida foi dividida pela área da
seção transversal em cada ponto que o fio é esticado. A região da linha reta representa a defor-
mação elástica reversível, porque a tensão permanece abaixo do limite de proporcionalidade de
1.020 MPa, e a região curva do gráfico representa uma deformação plástica irreversível e que não
PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
se recupera quando o fio se rompe sob uma tensão de 1.625 MPa. Entretanto, a deformação
elástica (aproximadamente 0,52%) é totalmente reversível e é recuperada quando a força é re-
movida ou após o rompimento do fio. Podemos ver isso facilmente ao entortar um pouco um
fio em nossas mãos e, então, reduzirmos a força. O fio retorna para sua forma original à medida
que a força é reduzida até zero, desde que a tensão induzida não tenha ultrapassado o limite de
proporcionalidade.
Este princípio de recuperação elástica está ilustrado na Figura 4-4 durante o brunimento de
uma fenda marginal metálica (superior, esquerda), em que uma pedra abrasiva é girada sobre a
margem metálica (superior, direita) com o objetivo de fechar a fenda pela deformação elástica
mais deformação plástica. Entretanto, após a remoção da força, a margem retoma à sua forma em
quantidade correspondente à deformação elástica total. Somente removendo a prótese unitária
do dente ou do troquei é possível obter o vedamento total da fenda. Como precisamos deixar um
espaço de pelo menos 25 um para o cimento, o brunimento total feito no ciente ou troquei é ge-
ralmente adequado, uma vez que a quantidade de deformação elástica recuperada é relativa-
mente pequena.
Uma curva tensão-deformação é mostrada na Figura 4-5 para o esmalte e a dentina que foram
submetidos a um teste de compressão. As curvas foram construídas a partir de valores do módulo
de elasticidade, limite de proporcionalidade e resistência máxima à compressão apresentados
na literatura científica. Se a tensão de tração abaixo do limite de proporcionalidade da Figura. 4-
3, ou a tensão de compressão (abaixo do limite de proporcionalidade) da Figura 4-5, for dividida
pelo valor correspondente da deformação, isto é, tensão de tração/deformação por tração ou ten-
são de compressão/deformação compressiva, uma constante de proporcionalidade será obtida;
esta é conhecida como módulo elástico, módulo de elasticidade ou módulo de Young. Estes termos são
designados pela letra E. A inclinação da região linear (região elástica) do gráfico tensão-deforma-
ção constitui a medida da rigidez relativa de um material. Apesar de a rigidez de uma prótese den-
tária poder aumentar com o aumento da sua espessura, o módulo elástico não muda. O módulo
elástico tem um valor constante que descreve a rigidez relativa do material, que pode ser determi-
nado a partir da curva tensão-deformação.
Valores diferentes do limite de proporcionalidade, do módulo de elasticidade e da resistência
máxima à compressão têm sido reportados para o esmalte e para a dentina, dependendo da área
, „
D_
O
P
ííUUU
1800
1600
1400
1200
1000
800
600
400
200
Resistência máxima à tração = 1 .625 MPa
— — __ —
~LcÊ"To,2%
-
LP= 1.020
!-
-
0
/
l-/*:
//
^^ff°- 9
^7.536~M?ã T^^VF RMTx/
'MPa / .
~À
? 1 ^y Deformação
^ ' / convencional
l» de 0,2%
"
/^— p- E = 1 .020/0,0053 = 1 92 GPa
l
i l i l i i
-
-
-
-
"
-
0,0 0,2 0,4 0,6 0,8 1,0 1,2 1,4 1,6
Deformação (%)
Fig. 4-3 Curva tensão-deformação para um fio ortodôntico de aço inoxidável que foi submetido à tração.
O [imite de proporcionalidade (LP) é de 1.020 MPa. Embora não esteja sendo mostrado, o limite elástico é
aproximadamente igual a este valor. O limite convencional de escoamento (LCE) a 0,2 % de deformação a partir
da origem (O) é de 1.536 MPa, e a resistência máxima à tração (RMT) é de 1.625 MPa. O valor do módulo de
elasticidade (E) de 192.000 MPa (192 GPa) foi calculado a partir da inclinação da curva na região elástica.
Propriedades Mecânicas dos Materiais Dentários CAPÍTULO 4 77
Fig. 4-4 Ilustração esquemática de um procedimento para fechar uma margem aberta de uma próteseunitária
metálica (superior, esquerda) por meio do brunimento com instrumento rotatório (superior, direita). Observe
que, após a remoção da pedra rotatória (inferior), a deformação elástica foi recuperada e permanece uma
discreta discrepância marginal. Veja também a prancha em cores.
do qual os corpos-de-prova foram obtidos. Observe que o limite de proporcionalidade, a resistên-
cia máxima à compressão e o módulo de elasticidade para o esmalte são maiores do que os valo-
res correspondentes para a dentina (Fig. 4-5). De fato, o módulo de elasticidade do esmalte é
cerca de três vezes maior do que o da dentina e, dependendo do estudo citado, pode ser até sete
vezes maior. A dentina é capaz de suportar uma deformação plástica significativa sob cargas com-
pressivas antes de ser fraturada. Portanto, o esmalte é um material mais rígido e friável* que a
dentina. De modo contrário, esta é mais flexível e tenaz.
Como o módulo de elasticidade de um material é constante, ele não é afetado pela intensidade
da tensão elástica ou plástica que possa ser induzida no material. Essa propriedade é indepen-
dente da ductilidade do material, pois é medida na região linear da curva tensão-deformação e
não é uma medida da sua plasticidade ou resistência. Materiais com alto módulo de elasticidade
podem apresentar valores de resistência tanto altos como baixos. Embora um teste de compres-
são tenha sido selecionado para mensurar as propriedades das estruturas dentais na Figura 4-5, o
módulo de elasticidade também pode ser obtido por meio um teste de tração.
Como o módulo de elasticidade representa a razão entre a tensão elástica e a deformação elás-
tica, quanto menor for a deformação para um determinado valor de tensão, maior será o valor do
módulo de elasticidade. Por exemplo, se um fio for mais difícil de ser entortado que outro fio de
*Nota do tradutor: Em engenharia, o termo frágil é uma propriedade mecânica empregada para caracterizar os
materiais que não apresentam deformação plástica macroscópica antes da fratura. O termo friável é usado para
os materiais que são facilmente transformados em pó.
Nota do revisor científico: Porém, na terminologia odontológica, os dois termos têm sido empregados de forma
indistinta e podem ser considerados sinónimos.
78 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
300
0,00 0,01 0,02
Deformação
0,03
Fig. 4-5 Curva tensão-deformação para o esmalte e dentina submetidos à compressão. Os valores da resistência
máxima à compressão (RMC), limite de proporcionalidade (LP) e módulo de elasticidade (E) são apresentados.
(Dados de Stantord JW, Weigel KV, Paffenbarger GD, e Sweeney WT: Compressive properties of hard tooth
tissue. J Am Dent Assoe 60:746, 1960.)
mesmo tamanho e formato, uma tensão consideravelmente maior deverá ser induzida para al-
cançar uma desejada deformação no fio mais rígido. Um material como este comparativamente
iria possuir um maior módulo de elasticidade. O material de moldagem à base de poliéter tem
maior rigidez (módulo elasticidade) que todos os outros materiais de moldagem elastoméricos.
Assim, uma força maior é necessária para remover uma moldeira com este material de áreas re-
tentivas na boca. O módulo de elasticidade é representado por unidades de força divididas por
área, tipicamente, giganewtons por metro quadrado (GN/m2) ou gigapascals* (GPa). Esta pro-
priedade está indiretamente relacionada com as outras propriedades mecânicas. Por exemplo,
dois materiais podem ter o mesmo limite de proporcionalidade, porém módulos de elasticidade
que diferem consideravelmente.
O módulo de elasticidade de um corpo-de-prova ensaiado sob tração pode ser calculado da se-
guinte maneira:
Onde:
E é o módulo de elasticidade
P é a carga ou força aplicada
A é a área da seção transversal do material sob tensão
Al é o aumento do comprimento
10 é o comprimento inicial
Por definição:
Portanto,
Tensão = P / A = a
Deformação = Al /1 = e
Tensão o
E =
(P/A)
Deformação
(3)
(4)
(5)
*Nota do tradutor: O INMETRO recomenda que, para a grafia do plural, acrescenta-se "s" ao nome da unidade,
mesmo contrariando a regra gramatical.
Propriedades Mecânicas dos Materiais Dentários « CAPÍTULO 4 79
Módulo de Young Dinâmico
O módulo de elasticidade ou módulo de Young pode ser mensurado pelo método dinâmico, do
mesmo modo adotado nas técnicas estáticas descritas na seção anterior. A velocidade com que o
som percorre os sólidos pode ser medida por transdutores e receptores apropriados; esses equi-
pamentos medem separadamente as componentes longitudinais e transversais das ondas ultra-
sônicas. Assim, a velocidade da onda do som e a densidade do material podem ser usadas para
calcular os valores do módulo elástico e do coeficiente de Poisson. Esse método dê determinação do
módulo de elasticidade dinâmico é menos complicado do que os testes convencionais de tração
e compressão, porém os valores obtidos são frequentemente maiores do que es obtidos por me-
dições estáticas. Para a maioria das aplicações, esses valores são aceitáveis. *,
Se, em vez de tração uniaxial ou tensão compressiva, uma tensão de cisalhamentp fosse apli-
cada, a deformação resultante por cisalhamento poderia ser utilizada para definir p módulo de
cisalhamento do material. O módulo de cisalhamento (G) pode ser calculado a partir dç módulo
de elasticidade (E) e do coeficiente de Poisson (v), usando a equação 6: *"' *
G = = = 0,38 E (6)
2 ( 1 + v ) 2(1 + 0,3)
Para a maioria dos metais, o coeficiente de Poisson é igual a 0,3. Normalmente, o módulo de
cisalhamento é cerca de 38% do módulo de Young.
Flexibilidade
No caso de aparelhos e restaurações odontológicas, um valor elevado para o limite elástico (ten-
são acima da qual o material não recupera seu estado original quando a força é removida) é uma
exigência necessária, que deve ser apresentada pelos materiais que constituem estes aparelhos ou
restaurações. Durante o uso, espera-se que a estrutura retorne a sua forma original, após ela ter
sido tensionada e a força ter sido removida (recuperação elástica). De modo geral, um módulo de
elasticidade moderadamente alto também é desejável, porque somente uma pequena deformação
irá ocorrer sob uma considerável tensão, como no caso de uma inlay ou um material de moldagem.
Existem situações, entretanto, nas quais pode ser necessária uma maior deformação resultante
de uma tensão moderada ou pequena. Por exemplo, em um aparelho ortodôntico, uma mola é
frequentemente ativada a uma distância considerável sob a influência de pequenas tensões. Nesse
caso, a estrutura é dita flexível, ela possui a propriedade de flexibilidade. A flexibilidade máxima é de-
finida como a deformação por flexão que ocorre quando o material é tensionado até o seu limite
de proporcionalidade.
Resiliência
Durante o ensaio mecânico, à medida que o espaçamento interatômico aumenta, a energia in-
terna armazenada também aumenta. Contanto que a tensão não seja maior do que o limite de
proporcionalidade, essa energia é denominada resiliência. Popularmente, o termo resiliência está
associado a uma "mola elástica", porém ela significa mais do que isso. Com base na discussão an-
terior, a resiliência pode ser definida como a quantidade de energia absorvida por unidade de vo-
lume de uma estrutura quando esta é tensionada até seu limite de proporcionalidade. A
resiliência de dois ou mais materiais pode ser comparada pela observação das áreas sob a região
elástica de suas curvas tensão-deformação, considerando que estejam traçadas na mesma escala.
O material que apresenta maior área possui maior resiliência.
A Figura 4-6 mostra uma curva tensão-deformação que ilustra os conceitos de resiliência e te-
nacidade. A área limitada pela região elástica é a medida de resiliência, e a área total sob a curva
80 PARTE l • Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
RMT,
•? ^•ff O)
"D
O
.v
49 _ Deformação
elástica
Deformação
plástica
Deformação
J
Fig. 4-6 Curva tensão-deformação convencional* obtida no ensaio deEuropeia de
Equipamentos Médicos 537
19 9 8 - O Decreto para Limpeza Ambiental 537
Propriedades Desejáveis das Ligas
Odontológicas para Fundição 537
Classificação das Ligas Odontológicas
para Fundição 539
Metais Nobres 542
Ligas de Metais Predominantemente
Básicos 543
Quilate e Permilagem 543
Identificação das Ligas pelos
Elementos Principais 543
Ligas para Restaurações Totalmente
Metálicas e Metaloplásticas 544
Tratamento Térmico de Ligas de
Metais Nobres e Altamente Nobres 544
Tratamento Térmico Amaciador das
Ligas de Ouro Fundidas 545
Tratamento Térmico Endurecedor
das Ligas de Ouro Fundidas 545
Contração de Solidificação 546
Refúsão de Ligas Anteriormente
Fundidas 547
Ligas de Prata-Paládio 547
Ligas de Níquel-Cromo e
Cobalto-Cromo 547
Titânio e Ligas de Titânio 548
Ligas à Base de Cobre 549
Ligas Altamente Nobres e Nobres para
Próteses Metalocerâmicas 549
Ligas de Ouro-Paládio-Prata (Baixo
Conteúdo de Prata) 551
Ligas de Ouro-Paládio-Prata (Alto
Conteúdo de Prata) 552
Ligas de Ouro-Paládio 552
Ligas de Paládio-Ouro 553
Ligas de Paládio-Ouro-Prata 554
Ligas de Paládio-Prata 554
Ligas de Paládio-Cobre-Gálio 555
Ligas de Paládio-Gálio-Prata 556
Descoloração da Porcelana pela Prata 556
Sumário
\~'*tração (linha tracejada em negrito); a região
de deformação plástica é calculada com base na área inicial da seção transversal de um cilindro. A linha cheia (acima
da linha tracejada) representa os valores das tensões calculadas com base na área real do cilindro que foi reduzida à
medida que a deformação aumentava. A resiliência pode ser calculada pela mensuração da área na região elástica.
A tenacidade está relacionada com a área total sob a curva nas regiões elástica e plástica. Neste caso, os limites de
proporcionalidade (LP) são iguais, mas a tenacidade e a resistência máxima à tração (RMT|) são diferentes.
tensão-deformação constitui a medida da tenacidade. Esta figura será explicada com mais deta-
lhes na seção seguinte.
O trabalho é o produto da força pela distância na qual a força atua. Quando o trabalho atua em
um corpo, a energia é transmitida a ele. Conseqúentemente, quando uma restauração é defor-
mada, ela absorve energia. Se a tensão induzida não for maior do que o limite de proporcionali-
dade (a estrutura oral não é deformada permanentemente), somente a energia elástica é
armazenada na estrutura.
Quando uma restauração dentária é deformada durante a mastigação, a força mastigatória atua
na estrutura dental, na restauração, ou em ambas, e a intensidade da deformação da estrutura de-
pende da tensão aplicada. Na maioria das restaurações dentárias, não ocorrem grandes deforma-
ções, por causa da resposta proprioceptora dos receptores neurais presentes no ligamento
periodontal. Se houver forças intensas durante a mastigação, haverá o estímulo da dor, e imedia-
tamente os receptores induzirão a redução da força e da tensão aplicada, prevenindo, desta forma,
danos aos dentes ou às restaurações. Por exemplo, uma inlay proximal pode causar uma movi-
mentação excessiva do dente adjacente se grandes deformações proximais se desenvolverem du-
rante a aplicação de carga compressiva na superfície de oclusão. Portanto, um material
restaurador deve exibir um módulo de elasticidade moderadamente alto e uma relativa baixa re-
siliência; limitando, assim, a deformação elástica que é produzida.
Coeficiente de Poisson
Quando uma força de tração é aplicada sobre um cilindro ou barra, este se torna mais longo e
mais estreito. De modo contrário, uma força compressiva atua, fazendo com que ele se tome mais
* Nota do tradutor:
A curva tensão-deformação convencional é conhecida também como curva tensão-deformação de engenharia.
Na Figura 4-6, está indicada a resistência máxima à tração (RMT). No entanto, a tensão no ponto em que ocorre
a fratura é denominada tensão máxima defratura, pois o eixo y apresenta apenas os valores de tensão, e não de re-
sistência (tensão/área do espécime).
Propriedades Mecânicas dos Materiais Dentários • CAPÍTULO 4 81
curto, porém com maior diâmetro. Se uma tensão de tração uniaxial, az, na direção z (longo eixo)
de um sistema mútuo de coordenadas perpendiculares xyz produzir uma deformação elástica de
tração acompanhada de contrações elásticas nas direções x e y (ex e e respectivamente), a razão
de ex / ez ou e / ez será uma propriedade de engenharia dos materiais denominada coeficiente de
Poisson (v).
£y
V = -- (7)
O coeficiente de Poisson pode ser determinado de forma similar por meio d&úm experimento
envolvendo uma tensão compressiva axial. O coeficiente de Poisson está relacionáHo com a na-
tureza e a simetria das forças de união interatômicas descritas no Capítulo 2. Para um material
ideal isotrópico de volume constante, a razão é de 0,5. A maioria dos materiais de engenharia pos-
sui valores de aproximadamente 0,3. .
É possível que um material rígido com um alto módulo de elasticidade falhe sem ter nenhuma defor-
mação plástica e sob tensões muito inferiores que um material mais flexível? Explique sua resposta.
PROPRIEDADES DE RESISTÊNCIA
A resistência de um material é a tensão necessária para causar sua fratura (resistência máxima) ou
para produzir uma quantidade específica de deformação plástica (limite de escoamento). Quando
nos referimos à resistência mecânica de um material ou objeto, estamos nos referindo mais à ten-
são máxima que é necessária para causar a fratura. Ambos os tipos de comportamento geram de-
formação e podem ser descritos como propriedades de resistência; contudo, devemos empregar
termos próprios para diferenciar a tensão necessária para produzir deformações permanentes (li-
mite de escoamento) da tensão requerida para produzir a fratura.
Para materiais dentários específicos, particularmente para os metais, estamos igualmente interes-
sados na tensão máxima que uma estrutura pode suportar antes de começar a apresentar deformação
permanente ou deformação plástica. Essa tensão pode ser definida tanto pelo limite de proporcionali-
dade como pelo limite elástico. Se a tensão exceder os limites, ocorrerá uma deformação plástica.
A resistência de um material pode ser descrita por uma ou mais das seguintes propriedades: (l)
limite de proporcionalidade, a tensão acima da qual não há mais proporcionalidade entre a tensão
aplicada e a deformação; (2) limite elástico, tensão máxima que um material pode suportar antes
de apresentar deformação plástica; (3) limite de escoamento ou tensão de prova (proofstress), a ten-
são necessária para produzir uma dada quantidade de deformação plástica; e (4) resistência má-
xima à tração, ao cisalhamento ou à compressão e resistência à flexão, cada uma representando a
tensão necessária para induzir a fratura do material em condições diferentes de aplicação de carga.
A resistência não é uma medida de atração ou repulsão individual de átomo para átomo, mas,
uma medida das forças interatômicas coletivas em todo o fio, cilindro, implante, prótese, pino ou
qualquer estrutura tensionada. Mais ainda, a resistência máxima poderá não ser necessariamente
igual à tensão média real no instante da fratura, pois a área transversal original sofre alteração du-
rante aplicação das cargas.
Por que a resistência máxima à tração é algumas vezes menor que a tensão máxima?
Na Figura 4-6, é apresentada a curva tensão-deformação de um cilindro metálico que foi sub-
metido ao ensaio de tração. A tensão mostrada no gráfico foi calculada pela divisão da força apli-
cada em qualquer instante do ensaio pela área da seção transversal inicial e é representada pela
linha tracejada em negrito, acima da região hachurada. Entretanto, quando o ensaio atinge a re-
gião plástica, o diâmetro real do cilindro diminui, à medida que ocorre aumento no alonga-
82 PARTE l « Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
mento. A tensão de tração real é calculada como a força em cada instante, dividida pela área da
seção transversal da amostra no mesmo instante, e está representada na Figura 4-6 pela linha
cheia em negrito na região plástica acima da curva tracejada.
É evidente que a seção transversal do fio decresce à medida que há alongamento sob tensão de
tração. Em virtude da redução de área, a força requerida para aumentar a deformação decresce.
Assim, a tensão de tração calculada durante o ensaio (força por unidade de área inicial) decresce,
e a resistência máxima à tração, baseada na área inicial (menor valor de RMT), como indicado na
Figura 4-6, torna-se menor que a tensão máxima de tração que ocorre no pico da curva. *
Embora a curva tensão-deformação real (linha cheia na Fig.4-6) represente a situação de forma
mais precisa, a curva tensão-deformação convencional, indicada pela linha tracejada na Figura 4-
6, é a mais comumente usada. Quando calculamos a resistência à tração de um certo fio, deseja-
mos conhecer a tensão máxima que ele suporta sob tração, sem levar em consideração pequenas
mudanças que podem ocorrer na área da seção transversal. Portanto, a resistência máxima à tra-
ção é definida como a tensão máxima dentro da estrutura no ponto de fratura.
Os materiais frágeis possuem uma resistência à tração marcadamente inferior que a correspon-
dente resistência à compressão, em virtude da sua incapacidade de se deformarplasticamente e
incapacidade de reduzir as tensões de tração na extremidade de seus defeitos. Isso vale para todos
os materiais dentários frágeis, tais como os amálgamas, resinas compostas, cimentos e cerâmicas.
A falha desses materiais durante o uso clínico é frequentemente associada à sua baixa resistência
à tração e à presença de defeitos intrínsecos do material em região de tensão por tração.
Limite de Proporcionalidade
Quando um um fio é lentamente esticado sob tração, em algum momento, ele finalmente se
rompe. Entretanto, em odontologia, estamos interessados na tensão na qual a deformação plás-
tica (deformação permanente) começa a se desenvolver. Um método para determinar este ponto
seria traçar uma curva tensão-deformação similar àquelas das Figuras 4-3, 4-5 ou 4-6. Quando o
material obedece à lei de Hooke, a tensão elástica será proporcional à deformação elástica. Para
um material deste tipo, a curva tensão-deformação mostrada na Figura 4-3 começa no ponto de
origem (O) como uma linha reta. Ao longo dessa linha, o material se comporta elasticamente e
retorna à sua forma e tamanho inicial no instante em que a força é removida. Quando um certo
valor de tensão aplicada, correspondente ao ponto P, é excedido, o gráfico deixa der ser linear, e o
valor da tensão deixa de ser proporcional à deformação. Se uma régua for colocada ao longo da
porção retilínea da curva de O até P, o valor da tensão no ponto P, o ponto acima do qual a curva
deixa de ser uma linha reta, será conhecido como limite de proporcionalidade.
Para um material satisfazer a lei de Hooke, a tensão elástica deve ser diretamente proporcional à
deformação elástica. A região inicial da curva tensão-deformação deve ser uma linha reta. Como a
proporcionalidade direta entre duas quantidades é representada graficamente por uma linha reta, as
porções lineares dos gráficos nas Figuras 4-3,4-5 e 4-6 satisfazem essa lei. Como o limite de propor-
cionalidade (tensão correspondente ao ponto P) é a maior tensão elástica possível de acordo com
essa lei, ele representa a tensão máxima acima da qual a tensão não é mais proporcional à deforma-
ção. Para uma curva tensão-deformação da dentina, que é mostrada na Figura 4-5, a deformação cor-
respondente ao limite de proporcionalidade é importante porque representa o percentual de
deformação que pode ser suportado pela dentina antes que ela seja deformada permanentemente.
Limite Elástico
Se uma pequena tensão de tração for aplicada em um fio, ele retomará ao seu comprimento origi-
nal quando a carga for removida. Se a carga for aumentada progressivamente em pequenos incre-
*Nota do tradutor: A tensão para ocorrer a fratura (último ponto da curva tensão-deformação) é denominada
tensão de fratura. A tensão máxima obtida no ensaio é a tensão máxima da resistência à tração (ponto máximo
na curva tensão-deformação). Na curva tensão-deformação convencional, os valores das duas tensões podem ser
iguais para os materiais friáveis.
Propriedades Mecânicas dos Materiais Dentários CAPÍTULO 4 83
mentos e então liberada após cada aumento de tensão, em dado momento obteremos um valor de
tensão em que o fio não retoma ao seu comprimento original após remoção da carga. Neste ponto,
o fio foi tensionado além do seu limite elástico. O limite elástico de um material é definido como a
maior tensão a que um material pode ser submetido de tal modo retornar às suas dimensões origi-
nais quando a força é removida. Embora uma tensão de tração tenha sido usada como exemplo,
medidas similares de limite elástico podem ser obtidas por meio de qualquer tipo de tensão, mesmo
que diferentes valores de limite elástico sejam obtidos sob tração, compressão e dsalhamento.
O limite de escoamento é uma propriedade comumente relatada para os metais e ligas, porém essa proprie-
dade não é observada nos materiais cerâmicos. Por cjue não é possível determinar o limite de escoamento
dos materiais cerâmicos ou outros materiais friáveis (frágeis)? Utilize uma curva tensão-deformação para
explicar sua resposta.
Limite de Escoamento (Tensão de Prova)
As condições empregadas para determinar o limite elástico e o limite de proporcionalidade nem
sempre são possíveis de serem adotadas sob condições práticas. Quando os instrumentos de me-
dida são sensíveis o suficiente, as irregularidades que aparecem na região linear da curva tensão ver-
sus deformação representam pequenos desvios da lei de Hooke e podem causar alguma incerteza
na determinação do ponto exato no qual a linha selecionada desvia da linearidade (limite de pro-
porcionalidade). Portanto, uma propriedade diferente, o limite de escoamento, é utilizada para esses
casos, quando o limite de proporcionalidade não pode ser determinado com suficiente precisão.
Frequentemente, o limite de escoamento é uma propriedade que representa um valor de ten-
são necessária para induzir uma pequena quantidade (0,1% ou 0,2%) de deformação plástica.
Um valor de 0,1% ou 0,2% de deformação plástica é comumente selecionado e atribuído como
o percentual convencional de deformação. O limite de escoamento é a tensão necessária para se pro-
duzir uma determinada quantidade de deformação (0,1% ou 0,2%) previamente convencionada.
Como visto na Figura 4-3, o limite convencional de escoamento a 0,2% é maior do que aquele
associado a 0,1%. Caso os limites de escoamento de dois materiais obtidos sob as mesmas con-
dições sejam comparados, valores idênticos de deformação plástica convencional deverão ser uti-
lizados. Para se determinar o limite convencional de escoamento a 0,2% de um material, uma
linha deve ser traçada paralelamente à linha reta (Fig. 4-3), começando no valor de 0,002% ou
0,2% de deformação plástica no longo do eixo de deformação, e estendida até a interseção da
curva tensão-deformação. A tensão correspondente no ponto de interseção é o limite convencio-
nal de escoamento. Embora o termo resistência* indique que o material tenha sido fraturado, na
verdade ele está intacto, apesar de ter sofrido uma quantidade específica de deformação plástica
(deformação). Para materiais frágeis, como cerâmicas dentárias, a curva tensão-deformação é uma
linha reta e não apresenta a região plástica. Portanto, a determinação do limite de escoamento
não é possível a 0,1% ou a 0,2% de deformação convencional, porque não pode haver a intercep-
tação de uma linha reta paralela à linha de deformação elástica.
O limite elástico, o limite de proporcionalidade e o limite de escoamento são definidos de formas diferen-
tes. Entretanto, em muitos casos, os valores (de tensão) são bem próximos uns dos outros. Assume-se,
geralmente, que os limites elásticos e de proporcionalidade são idênticos, embora seus valores experi-
mentais possam diferir ligeiramente. Como apresentado na Figura 4-3, o limite convencional de escoa-
mento (tensão de prova) é maior do que o limite de proporcionalidade. Esses valores são importantes
na avaliação dos materiais dentários porque representam a tensão na qual a deformação permanente
da estrutura se inicia. Quando as tensões de mastigação excedem esses valores, a restauração ou o dis-
positivo odontológico podem não funcionar mais da maneira originalmente idealizada.
*Nota do tradutor: Esta observação feita sobre o termo resistência (strength, em inglês) é devido ao fato de o li-
mite convencional de escoamento ser referido como yield strength.
84 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
Deformação Permanente (Plástica)
Como apresentado na Figura 4-3, a curva tensão-deformação deixa de ser uma linha reta acima
do limite de proporcionalidade (LP) e se toma curva até a fratura da estrutura. A curva tensão-de-
formação mostrada na Figura 4-3 é uma curva tensão-deformação típica para os materiais dúcteis.
Diferente da porção linear do gráfico, onde, para,tensões,4abaixd do limite de proporcionalidade,
é possível prever a deformação, a forma da curva acima de* P não permite a previsão da deforma-
ção com a tensão aplicada, pois não há proporcionalidade entre a tensãoe a deformação.
Se o material for deformado por uma tensão com intensidade superior a do limite de propor-
cionalidade e inferior a necessária para fratura, a remoção da força aplicada reduzirá a tensão a
zero, porém a deformação não será reduzida a zero, porque uma deformação permanente terá
ocorrido. Portanto, o objeto não retoma à sua dimensão original após a remoção da força aplicada.
Ele permanece curvado, esticado, comprimido ou, em outras palavras, plasticamente deformado.
Trabalho a Frio (Endurecimento por Deformação ou Encruamento)
Quando um metal é tensionado além do seu limite de proporcionalidade, a dureza e a resistência
do metal aumentam com a deformação, mas a ductilidade do metal decresce. Durante a deforma-
ção plástica, as discordâncias se movem e concentram ao longo dos limites intergranulares; uma
maior deformação plástica nessa área se torna mais difícil. A deformação plástica repetida do
metal, tal como ocorre durante o dobramento do fio ortodôntico para a preparação de alças ou o
ajuste do grampo de uma prótese parcial removível, pode deixar o fio friável e fazer com que ele se
rompa quando um ajuste adicional for realizado. Considerando que o módulo elástico permanece
constante, a curva tensão-deformação na região plástica deveria estender-se acima do nível de re-
sistência máxima do metal, mas a parte da deformação plástica da curva decresce progressivamente
com cada dobramento do fio ou do grampo. O procedimento correio para minimizar o risco de
fratura, em virtude da diminuição da plasticidade (fragilidade ou inabilidade), é realizar a defor-
mação do metal em pequenos incrementos, para não deformar plasticamente o metal em excesso.
Resistência à Tração Diametral
A resistência à tração é geralmente determinada pela submissão de um cilindro, fio ou barra em
forma de halter à carga de tração (teste de tração uniaxial). Como esse tipo de teste é muito difí-
cil de ser executado com materiais friáveis ou frágeis, em virtude da dificuldade de preparo do
corpo-de-prova e do seu alinhamento e encaixe na máquina de ensaio, um outro teste se tornou
popular para a determinação da resistência à tração para materiais dentários friáveis. Ele é referido
como teste de compressão diametral, e é representado esquematicamente na Figura 4-7. Ele deve ser
usado somente em materiais que exibam predominantemente deformação elástica e pouca ou
nenhuma deformação plástica.
Nesse método, uma carga compressiva é transferida por uma placa plana na lateral de um
corpo-de-prova curto, cilíndrico (disco), como ilustrado na Figura 4-7. A força compressiva verti-
cal ao longo da lateral do disco produz uma tensão de tração perpendicular ao plano vertical que
passa pelo centro do disco. A fratura ocorre ao longo do plano vertical (linha vertical tracejada no
disco). Nessa situação, a tensão de tração é diretamente proporcional à carga compressiva apli-
cada. Ela é calculada pela seguinte fórmula:
2F
Tensão de tração =
TiDe
(8)
onde F = carga aplicada; D = diâmetro do disco; e = espessura.
Propriedades Mecânicas dos Materiais Dentários * CAPÍTULO 4 85
DE
Plano de
í f atura
Fig. 4-7 Ensaio de compressão diametral. Embora uma força compressiva seja
aplicada na lateral do disco, uma fratura por tração é produzida. A resistência à
tração é calculada a partir da carga de fratura F, do diâmetro do disco D e da
espessura e.
Este ensaio é simples de ser realizado e fornece uma excelente reprodutibilidade dos resulta-
dos. Entretanto, sua utilização em materiais que exibam deformações plásticas notáveis antes da
fratura, resulta em mensurações de resistência à tração erroneamente altas. A fratura do corpo-de-
prova em vários pedaços, em vez da fragmentação em duas partes, sugere um resultado de teste
não-confiável.
Resistência à Flexão
Resistência à flexão, resistência transversa, ou módulo de ruptura, são as diferentes denominações
desta propriedade. É essencialmente um teste de resistência de uma barra apoiada em suas duas
extremidades, ou um disco fino apoiado em um suporte circular inferior, sob uma carga estática.
Para o corpo-de-prova em forma de disco, o valor da tensão de fratura é referido como sendo a re-
sistência à flexão biaxial, e a teoria envolvida nesse aspecto está além dos objetivos deste livro.
Entretanto, para uma barra retangular submetida à flexão em três pontos (aplicação de carga su-
perior centralizada), a fórmula matemática para o cálculo da resistência à flexão é a seguinte:
3F1
2bd2
(9)
Onde a é a resistência à flexão, l é a distância entre os suportes, b é a largura do corpo-de-prova,
d é a profundidade ou espessura do corpo-de-prova, e F é a carga máxima no ponto de fratura.
A unidade de tensão é a unidade de força por unidade de área, mais frequentemente determi-
nada, no Sistema Internacional, pelo megapascal (MPa). De certo modo, esse teste mede a intera-
ção simultânea das tensões detração, compressão e cisalhamento; entretanto, para corpos-de-prova
finos, há predominância de tensões de tração, as quais se desenvolvem na superfície inferior.
Quando uma carga é aplicada, o corpo-de-prova se curva (dobra). A deformação resultante é repre-
sentada pela diminuição em comprimento da superfície superior (deformação compressiva) do
corpo-de-prova em forma de barra e pelo aumento do comprimento da superfície inferior (defor-
mação por tração). Conseqúentemente, as tensões principais na superfície superior são compres-
sivas, enquanto que na superfície inferior são de tração. Obviamente, as tensões mudam de direção
no interior do corpo-de-prova entre as superfícies superior e inferior, e a tensão e a deformação são
nulas na região de mudança. A superfície neutra não altera sua dimensão e é chamada de eixo neu-
tro. Uma tensão de cisalhamento é também produzida perto das extremidades apoiadas do corpo-
de-prova, porém esse tipo de tensão não tem grande importância no processo de fratura. Para
materiais frágeis, como os cerâmicos, o teste de flexão (dobramento) é preferível em relação ao
86 PARTE l • Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
teste de compressão diametral, pois os testes de flexão simulam de modo mais aproximado as dis-
tribuições de tensões em próteses dentárias, como próteses parciais fixas (PPF) em cantiléver e com
múltiplos elementos, e grampos de próteses parciais removíveis (PPR).
Resistência à Fadiga
Em alguns casos, os valores da resistência mecânica obtidos nos ensaios a partir da medida da carga
de fratura descrita anteriormente podem ser bem enganosos, principalmente quando os valores
obtidos são extrapolados em projetos de estruturas submetidas a cargas repetidas ou cíclicas.
Poucas fraturas clínicas ocorrem durante um procedimento de carregamento único. Se as fraturas
fossem comuns, esses produtos seriam retirados do mercado antes de seu lançamento. Esta é uma
boa razão para não sermos os primeiros a comprar um material restaurador novo, mas em vez
disso, dar tempo suficiente para que dados clínicos sejam relatados. A maioria das fraturas de res-
taurações e próteses se desenvolve progressivamente durante vários ciclos de carregamento após o
início de uma trinca. A trinca é formada em um defeito crítico que subsequentemente se propaga,
até que ocorra uma fratura repentina e inesperada. Valores de tensão muito abaixo da resistência
máxima à tração podem produzir a fratura prematura da prótese dental, uma vez que defeitos mi-
croscópicos crescem lentamente após vários ciclos de tensões. Esse fenómeno é chamado de falha
por fadiga. A mastigação normal pode induzir milhares de ciclos de tensão por dia em uma restau-
ração dentária. Para os vidros e certas cerâmicas que contêm vidro, a tensão de tração induzida e a
presença de um ambiente aquoso reduzem significativamente o número de ciclos necessários para
causar uma falha por fadiga dinâmica.
O comportamento na fadiga é determinado por meio de um ensaio mecânico em que uma
amostra do material é submetida a uma tensão cíclica com valor máximo conhecido e pela defi-
niçãodo número de ciclos necessários para se produzir a falha. Como mostrado na Figura 4-8,
no gráfico da tensão de falha versus número de ciclos até a falha, é possível obter o limite de resis-
tência à fadiga ou o limite de fadiga médio (ou resistência à fadiga) — a tensão máxima que pode ser
mantida sem falha após um número infinito de ciclos. Para materiais frágeis com superfícies ru-
gosas, o limite de resistência à fadiga é menor do que o dos materiais com superfícies polidas (Fig.
4-8). Para uma determinada tensão aplicada, o material mais áspero tende a falhar em poucos ci-
clos de tensão.
Alguns dos materiais ou aparelhos protéticos exibem falha por fadiga estática, um fenómeno
atribuído à interação de uma tensão de tração constante com defeitos estruturais após um pe-
ríodo de tempo. A influência do tamanho do defeito intrínseco nas tensões para causar uma falha
é mostrada na Figura 4-9. Observe que, para um determinado tamanho de defeito intrínseco, ten-
sões menores são necessárias para produzir falha se a tensão for dinamicamente variada entre va-
lores altos e baixos. Mais ainda, soluções aquosas são conhecidas por degradarem de modo
corrosivo as cerâmicas odontológicas em virtude da transformação dos defeitos superficiais em
uma ou mais trincas em função do tempo na presença de tensões de tração. Este fator deletério
CU
"D
O
Fig. 4-8 Tensão de falha por fadiga dinâmica para um
material friável em função da rugosidade superficial e
do número de ciclos de tensão. Ciclos para fratura
Propriedades Mecânicas dos Materiais Dentários « CAPÍTULO 4 87
Fig. 4-9 Tensão de falha por fadiga dinâmica e estática
para um material friável em função da profundidade do
defeito.
Profundidade do defeito
do meio de trabalho reduz mais ainda a intensidade da tensão de tração que os materiais cerâmi-
cos podem suportar em função do tempo.
Bráquetes ortodônticos de cerâmica e fios ativados entre os bráquetes representam sistemas
clínicos que podem exibir falha por fadiga estática. A fratura tardia de próteses unitárias cerâmi-
cas em molares, que são submetidas às forças cíclicas periódicas, pode ser causada por falha por
fadiga dinâmica. Portanto, os materiais dentários restauradores podem exibir falha por fadiga es-
tática ou dinâmica, dependendo da natureza da aplicação da carga ou presença de tensões resi-
duais. Em qualquer caso, a falha começa em um defeito que se propaga até que uma falha
catastrófica ocorra.
Resistência ao Impacto
A resistência ao impacto pode ser definida como a energia necessária para fraturar um material sob
uma força de impacto. O termo impacto é empregado para descrever a reação de um objeto pa-
rado a uma colisão com um objeto em movimento. Geralmente, para se medir a resistência ao
impacto, emprega-se um dispositivo para ensaios de impacto do tipo Charpy. Um pêndulo pa-
dronizado, colocado em certa altura, é solto para colidir com o centro do corpo-de-prova apoiado
em suas extremidades. A energia perdida pelo pêndulo durante a fratura do corpo-de-prova pode
ser determinada pela comparação entre a sua energia potencial na altura inicial e a energia poten-
cial na altura que atinge após o impacto. As unidades de energia são joules, pés-libras, polegadas-
libras e assim por diante. Ao contrário da maioria dos ensaios mecânicos, as dimensões, formato
e desenho do corpo-de-prova a ser testado devem ser idênticos para se obter resultados uniformes.
Em outro dispositivo de impacto, denominado ensaio de impacto Izod, o corpo-de-prova é fi-
xado verticalmente em uma das extremidades por um dispositivo do tipo grampo. O impacto é
direcionado a uma certa altura acima da extremidade afixada, em vez de ser direcionado no cen-
tro do corpo-de-prova apoiado em ambas as extremidades, como descrito no teste de impacto
tipo Charpy.
Com valores apropriados para velocidades e massas envolvidas, um soco com a mão fechada
na mandíbula pode ser considerado uma situação de impacto. No processo do impacto, as forças
externas e tensões resultantes mudam rapidamente, e uma propriedade estática, como o limite de
proporcionalidade, não é útil na predição das deformações resultantes. Entretanto, um objeto em
movimento possui um valor conhecido de energia cinética. Se o objeto a ser colidido não for per-
manentemente deformado, ele armazena a energia da colisão de uma maneira elástica. Essa ca-
pacidade é refletida pela resiliência do material, que é mensurada pela área sob a região elástica da
curva tensão-deformação. Portanto, um material com baixo módulo de elasticidade e alto limite
de resistência à tração é mais resistente ao impacto. Um material com baixo módulo de elastici-
dade e baixa resistência à tração apresenta menor resistência ao impacto. Para os materiais dentá-
rios com baixa resistência ao impacto, o módulo de elasticidade e a resistência à tração são,
respectivamente:
88 PARTE l • Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
Porcelana dental: 40 GPa e 50-100 MPa
Amálgama: 21 GPa e 27-55 MPa
Resina composta: 17 GPa e 30-90 MPa
Polimetacrilato de metila: 3,5 GPa e 60 MPa
Alumina: 350-418 GPa e 120 MPa
Assim, se simplesmente calcularmos a área sob a curva do diagrama tensão-deformação, a
maior resiliência será associada à resina composta, seguida em ordem decrescente pela porcelana,
polimetacrilato de metila, amálgama e alumina.
PROPRIEDADES MECÂNICAS DA ESTRUTURA DENTAL
Muitas das propriedades mecânicas das estruturas dos dentes humanos foram medidas, porém os
valores relatados variam significativamente de um estudo para outro. Sem dúvida alguma, as dife-
renças são atribuídas aos problemas técnicos associados ao preparo e ensaio desses diminutos cor-
pos-de-prova que, em alguns casos, são menores do que l mm de comprimento. Os resultados
relatados em um estudo são mostrados na Tabela 4-1. Este estudo analisou o efeito da orientação
do esmalte na propagação das trincas na superfície de oclusão e nas seções axiais, em direções pa-
ralelas e perpendiculares à superfície de oclusão. As trincas na seção axial do esmalte foram maio-
res na direção perpendicular do que na direção paralela à superfície de oclusão. As trincas que se
propagaram através da junção dentina-esmalte foram interrompidas e não a penetraram em dire-
ção à dentina. A tenacidade à fratura da dentina variou por um fator de 3 em função da orienta-
ção dos prismas de esmalte. O módulo de elasticidade do esmalte também variou entre a superfície
de oclusão e a seção axial. Os resultados deste estudo sugerem que as propriedades mecânicas da
estrutura dental variam de acordo com a orientação estrutural, e valores de módulo de elasticidade
e tenacidade à fratura devem ser selecionados com base nas características estruturais das áreas de
interesse. A energia de penetração é uma propriedade recentemente introduzida e é utilizada para
prever a facilidade de usinagem e o comportamento ao desgaste de cerâmicas. Dados das pesqui-
sas sugerem que, durante a penetração ou corte, o esmalte frágil pode ser removido por microfra-
tura, enquanto a dentina deve ser removida pela formação de lascas dúcteis.
Embora os dados da Tabela 4-1 indiquem uma variação nas propriedades do esmalte e da den-
tina de um tipo de dente para outro, a diferença é mais provavelmente resultante das variações indi-
viduais de cada dente do que propriamente das variações entre os tipos de dentes. As propriedades
do esmalte variam de algum modo com sua posição no dente, isto é, o esmalte das cúspides é mais
resistente do que o esmalte em outras superfícies do dente. Mais ainda, as propriedades variam de
acordo com a estrutura histológica (microscópica). Por exemplo, o esmalte é mais resistente sob
compressão longitudinal do que quando submetido à compressão lateral. Por outro lado, as pro-
priedades da dentina parecem ser independentes da estrutura e da direção da tensão compressiva.
TABELA 4-1. Propriedades da Estrutura Dental (Terceiro Molar Humano)
Método de penetração
de microdureza
Dureza (GPa)
Tenacidade (MPa.m1/2)
Método de penetraçãode microdureza modificada
Dureza (GPa)
Módulo de elasticidade (GPa)
Energia de penetração (u,J)
Seção de oclusão
do esmalte
3,23
0,77
Seção de oclusão
do esmalte
3,62
94
2,6
Seção axial
do esmalte
3,03
0,52(1)1,30(11)
Seção axial
do esmalte
3,37
80
2,7
Dentina
0,58
Dentina
0,57
20
7,5
De Xu HHK, Smith DT, Jahanmir S, Romberg E, Kelly JR, Thompson VP, e Rekow ED: Indentation darnage and mechanical properties of human ena-
mel and dentin. J Dent Rés 77 (3): 472-80, 1998.
(-Í-}: Seção axial do esmalte perpendicular à superfície de oclusão; ( I I ) : seção axial do esmalte paralela à superfície de oclusão.
Propriedades Mecânicas dos Materiais Dentários • CAPÍTULO 4 89
As propriedades de tração da estrutura dental também foram avaliadas. A dentina é consideravel-
mente mais resistente em tração (50 MPa) do que o esmalte (10 MPa). Embora as resistências de
compressão do esmalte e da dentina sejam comparáveis, o limite de proporcionalidade e o módulo
de elasticidade do esmalte são maiores do que os valores correspondentes para a dentina. O maior
módulo de elasticidade resulta em menor resiliência do esmalte em comparação com a dentina.
FORÇAS E TENSÕES MASTIGATÓRIAS
Em virtude das características dinâmicas, as verdadeiras tensões durante a mastigação são difíceis
de serem quantificadas. Numerosos estudos têm sido feitos para se determinar a força de masti-
gação. O Livro Guinness de Recordes (1994) lista a força mais alta como sendo de 4.337N (975 li-
bras) mantida durante dois segundos. A força mastigatória média mais alta possível de ser
mantida é de .aproximadamente 756 N (170 libras). Entretanto, as forças de mordida podem va-
riar significativamente de uma área da boca para outra e entre indivíduos. Na região do molar, as
forças de mordida variam de 400 a 890 N (90 a 200 libras); na área do pré-molar, variam na faixa
de 222 a 445 N (50 a 100 libras); na região dos caninos, de 133 a 334 N (30 a 75 libras); e na re-
gião dos incisivos, variam de 89 a 111 N (20 a 55 libras). Embora haja uma considerável sobrepo-
sição, a força de mordida é geralmente maior para os homens do que para as mulheres e é maior
em adultos do que em crianças.
Supondo que uma força de 756 N (170 libras) seja aplicada na ponta da cúspide em uma área
equivalente de 0,039 cm2 (0,006 polegada ao quadrado), a tensão de compressão será de 193
MPa (28.000 psi). No caso de a área ser menor, a tensão na ponta da cúspide será proporcional-
mente maior.
Normalmente, durante a mastigação, a energia de uma mordida é absorvida pelo bolo alimen-
tar, bem como pelos dentes, ligamento periodontal e osso. O desenho do dente constitui uma
maravilha da engenharia, visto que o dente é geralmente capaz de absorver energias tanto estáti-
cas quanto dinâmicas (impacto). Como pode ser visto na Figura 4-5, o módulo de resiliência da
dentina é maior do que o do esmalte e, portanto, ela está mais apta a absorver energia de impacto.
Comparativamente, o esmalte é uma substância friável (frágil), tem alto módulo de elasticidade,
baixo limite de proporcionalidade sob tração e baixo módulo de resiliência. Entretanto, embora
o esmalte seja sustentado pela dentina, que possui uma capacidade significativa de se deformar
elasticamente, os dentes raramente sofrem fratura sob oclusão normal.
OUTRAS PROPRIEDADES MECÂNICAS
Tenacidade
A tenacidade é definida como a quantidade de energia de deformação elástica e plástica necessá-
ria para fraturar um material. Ela é a medida da energia requerida para propagar trincas críticas
em um material. Como observado anteriormente, o módulo de resiliência é a energia requerida
para se tracionar uma estrutura até seu limite de proporcionalidade. Ele pode ser medido como a
área sob a região elástica na porção linear da curva tensão-deformação. A tenacidade é indicada
como a área total sob a curva tensão-deformação (como mostrado na Fig. 4-6) a partir da tensão
zero até a tensão de fratura. A tenacidade aumenta com o aumento da resistência e ductilidade.
Quanto maiores forem a resistência e a ductilidade (deformação plástica total), maior será a te-
nacidade. Portanto, pode ser concluído que um material tenaz é geralmente mais resistente, em-
bora um material resistente não seja necessariamente tenaz.
Tenacidade à Fratura
A resistência dos materiais dúcteis, como as ligas de ouro e algumas resinas compostas, é útil para
se determinar a tensão máxima que as restaurações feitas desses materiais podem suportar antes
90 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
que ocorra certa quantidade de deformação plástica ou fratura. Para materiais frágeis, como a cerâ-
mica dentária, os valores da resistência são valores limitados pelo desenho das próteses cerâmicas.
Pequenos defeitos (porosidade e microtrincas) com diferentes tamanhos são distribuídos aleato-
riamente em toda a prótese cerâmica, causando grandes variações na resistência em relação a cor-
pos-de-prova cerâmicos idênticos. Além disso, defeitos superficiais ocasionados pela retificação,
como o provocado por partículas de diamante com rugosidade alta, média e fina, podem enfra-
quecer muito uma cerâmica antes resistente, especialmente na presença de tensões de tração na
área desses defeitos. A resistência é inversamente proporcional à raiz quadrada da profundidade do
defeito na superfície. A tenacidade à fratura ou a intensidade de tensão crítica é uma propriedade
mecânica que descreve a resistência dos materiais frágeis ou friáveis à propagação catastrófica de
defeitos sob uma tensão aplicada. A tenacidade à fratura é dada em unidades de tensão vezes a raiz
quadrada do comprimento da trinca, isto é, MPa.m1/2 ou sua forma equivalente MN.nr3/2.
Um material rígido (alto módulo de elasticidade) pode ser mais resistente que um material flexível?
Explique sua resposta usando um esboço da curva tensão-deformação.
Fragilidade
Na Figura 4-10, são mostradas três curvas tensão-deformação que representam materiais com dife-
rente resistência mecânica, módulo de elasticidade e percentual de alongamento. O material A é
mais resistente, mais rígido e mais dúctil que os materiais B e C. O material B tem menor ductili-
dade que o material A e é, portanto, mais friável. O material C não possui nenhuma ductilidade e
é completamente friável, sendo também o menos resistente dos três materiais. A fragilidade é a in-
capacidade relativa de um material de suportar uma deformação plástica antes de sofrer uma fra-
tura. Por exemplo, amálgamas, cerâmicas e resinas compostas são frágeis a temperaturas bucais (5
a 55 °C). Eles suportam pouca ou nenhuma deformação plástica antes da fratura. Em outras pala-
vras, um material frágil sofre fratura muito próximo ou no seu limite de proporcionalidade. Este
comportamento é mostrado pelo material C na Figura 4-10.
Entretanto, um material frágil não é necessariamente fraco. Por exemplo, uma liga de cromo-
cobalto para prótese removível apresenta um alongamento percentual menor que 1,5%, porém
RMT (C)
LP(C)
Ductilidade C"
l JDuctilidade B ̂ i
Ductilidade A
Deformação (%)
Fig. 4-10 Curvas tensão-deformação de materiais que exibem diferentes propriedades mecânicas. RMT,
resistência máxima à tração; LP, limite de proporcionalidade.
Propriedades Mecânicas dos Materiais Dentários CAPÍTULO 4 91
apresenta uma resistência máxima à tração de 870 MPa. A resistência à tração de uma cerâmica de
alumina infiltrada com vidro (InCeram Alumina) é moderadamente alta (450 MPa), porém,
apresenta 0% de alongamento.
Se o vidro for transformado e estirado na forma de fibra (fibra de vidro) com superfícies muito
lisas e com defeitos internos insignificantes, sua resistência à tração poderá ser alta, atingindo va-
lores da ordem de 2.800 MPa (400.000 psi), porém não possuirá nenhuma ductilidade (0% de
alongamento). Portanto, os materiais dentários com baixo ou com percentual de alongamento
nulo, incluindo amálgamas, resinas compostas, cerâmicas e cimentes não-resinosos, possuem
pouco ou nenhum potencial de brunimento, poisnão possuem nenhum potencial de deforma-
ção plástica.
Qual é a diferença, em relação à aparência, entre uma curva tensão-deformação para um material que
tem alta resistência, alta rigidez e alta ductilidade e uma curva para um material que tem baixa resis-
tência, é flexível e mais frágil?
Ductilidade e Maleabilidade
Quando uma estrutura é tracionada além do seu limite elástico, ela se torna permanentemente
deformada. Se um material suportar uma tensão de tração e uma considerável deformação per-
manente sem apresentar ruptura, ele será considerado dúctil. Ductilidade representa a capacidade
do material de suportar uma grande deformação permanente sob uma carga de tração antes so-
frer fratura. Por exemplo, um metal que pode ser transformado permanentemente em fio longo
e fino é considerado dúctil.
Na Figura 4-10, são mostrados exemplos de três materiais com diferentes ductilidades (percen-
tual de alongamento). O material A é o mais dúctil, como se observa pelo maior comprimento
da curva na região da deformação plástica (região curva). O material C é um material frágil típico,
pois nenhuma deformação plástica é possível, e a fratura ocorre no limite de proporcionalidade.
A capacidade de o material suportar uma deformação permanente considerável sem ruptura
sob compressão, tal como ocorre durante o martelamento ou laminação de uma chapa, é deno-
minada maleabilidade. O ouro é o metal puro mais dúctil e maleável, a prata é o segundo. Dos me-
tais de interesse para o dentista, a platina encontra-se em terceiro lugar quanto à ductilidade, e o
cobre é o terceiro em maleabilidade.
A ductilidade é a capacidade do material de suportar grandes deformações plásticas quando é
esticado à temperatura ambiente. Esta é uma propriedade de grande importância do ponto de
vista odontológico. Sua magnitude pode ser determinada pela quantidade de deformação perma-
nente indicada pela curva tensão-deformação. Por exemplo, a deformação plástica indicada na
Figura 4-10 é uma estimativa da ductilidade da substância. Após a fratura, a tensão mecânica é re-
duzida a zero, e a deformação residual representa a quantidade de deformação permanente pro-
duzida no objeto.
Mensuração da Ductilidade
Existem três critérios para se quantificar a ductilidade: (1) o porcentual de alongamento após a
fratura; (2) a redução de área do corpo-de-prova sob tração; e (3) o número máximo de flexões
obtidos em um teste de flexão a frio. Provavelmente, o método mais simples e mais comum é
comparar o aumento do comprimento de um fio ou bastão, após fratura sob tração, com seu
comprimento antes da fratura. Duas marcas de fio ou bastão são colocadas entre as garras de uma
máquina de ensaios com uma distância específica entre elas; essa distância de referência é desig-
nada distância entre garras. Para os materiais dentários, a distância entre garras é geralmente de 51
mm. O fio ou o bastão é então deformado sob uma carga de tração. Após o ensaio, as extremida-
des fraturadas são unidas e o comprimento de referência é novamente medido. A relação entre o
92 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
aumento do comprimento após a fratura e o comprimento inicial, expresso em porcentagem, é
denominado alongamento percentual ou elongação porcentual e representa um valor quantitativo de
ductilidade.
Outra importante manifestação da ductilidade é a estricção ou formação do cone na extremi-
dade fraturada de um fio dúctil após o ensaio de tração. O porcentual de redução da área da seção
transversal na extremidade fraturada em comparação à área original da seção transversal do fio ou
bastão é denominado redução da área.
O terceiro método para se medir a ductilidade é conhecido como teste deflexão a frio. O mate-
rial é fixado em um grampo e flexionado ao redor de um mandril de raio especificado. O número
de flexões até a fratura é contado, e quanto maior o número, maior será a ductilidade. A primeira
flexão é feita da vertical para a horizontal, porém as flexões subsequentes são feitas por ângulos
de 180 graus.
A dureza é uma propriedade empregada para se predizer a resistência ao desgaste de um material e sua
capacidade de desgastar estruturas dentais opostas. Que outros f atores podem ser responsáveis pelo des-
gaste excessivo do esmalte de um dente natural ou de superfícies proféticas por um material duro?
Dureza
O termo dureza é difícil de ser definido. Em mineralogia, a dureza relativa de uma substância é ba-
seada na sua capacidade de resistir ao risco. Em metalurgia e na maioria das outras áreas, o con-
ceito de dureza, mais geralmente aceito, é o de "resistência à penetração". E é neste preceito que a
maioria dos testes de dureza modernos são planejados.
A penetração produzida na superfície de um material, a partir de uma carga aplicada por uma
ponta fina ou partícula abrasiva, resultam da interação de numerosas propriedades. Dentre as
propriedades relacionadas com a dureza de um material, estão a resistência à compressão, limite
de proporcionalidade e ductilidade.
O conhecimento da dureza dos materiais é útil para o engenheiro e fornece informações valio-
sas ao dentista. Os testes de dureza são incluídos em várias especificações da American Dental
Association (ADA) para os materiais dentários. Existem vários tipos de testes de dureza superficial.
A maioria é baseada na capacidade da superfície do material de resistir à penetração por uma
ponta de diamante ou esfera de aço sob uma carga específica. Os testes mais frequentemente uti-
lizados para se determinar a dureza dos materiais dentários são conhecidos pelos nomes de
Barcol, Brinell, Rockwell, Shore, Vickers e Knoop. A seleção do tipo de teste deve ser determinada de
acordo com o material a ser avaliado.
O teste de dureza Brinell é um dos mais antigos testes empregados para se determinar a dureza
dos metais. Neste teste, uma esfera de aço é prensada com uma carga específica sobre a superfície
polida de um material, como esquematizado na Figura 4-11. A carga é dividida pela área da calota
projetada na superfície da penetração, e o quociente é referido como sendo o número de dureza
Brinell, geralmente abreviado como BHN (Brinell hardness number). Portanto, para uma determi-
nada carga, quanto menor a penetração, maior será o número e mais duro será o material.
O teste de dureza Brinell tem sido usado extensivamente para determinar a dureza de me-
tais e materiais metálicos utilizados na odontologia. Mais ainda, o BHN está relacionado
com o limite de proporcionalidade e a resistência máxima à tração de ligas de ouro odonto-
lógicas. Como este ensaio é relativamente simples, ele pode, com frequência, ser convenien-
temente utilizado como um índice das propriedades que envolvem métodos de testes mais
complicados.
O teste de dureza Rockwell é semelhante ao teste Brinell, no qual uma esfera de aço ou ponta
de diamante cónica é usada, como mostrado na Figura 4-11. Em vez de mensurar o diâmetro da
penetração, a profundidade é medida diretamente por um dispositivo acoplado ao instrumento.
Pontas de penetração de diferentes tamanhos são disponíveis para se testar uma variedade de ma-
teriais diferentes. O número de dureza Rockwell (abreviado como RHN) é designado de acordo com
o penetrador específico e com a carga empregada.
Propriedades Mecânicas dos Materiais Dentários CAPITULO 4 93
M
i
Brinell Rockwell
(Brale)
Vickers
ou
pirâmide de
diamante '\6
Knoop
Fig. 4-11 Formatos das pontas para penetração empregada nos testes de dureza (linha superior) e as depressões
deixadas nas superfícies do material pelo penetrador (linha inferior). A dimensão mensurada M mostrada para
cada teste é utilizada para calcular a dureza. Os seguintes testes são mostrados: Teste Brinell— uma esfera de aço
é utilizada, e o diâmetro da penetração é medido após a remoção do penetrador. Teste Rockwell — um
penetrador cónico é comprimido na superfície com uma pequena carga (linha tracejada) e uma carga maior
(linha cheia ), e M é a diferença entre as duas profundidades de penetração.Vickers ou teste cia pirâmide de
diamante de 136 graus - uma ponta piramidal é usada e o comprimento da diagonal da penetração é mensurada.
Teste Knoop — um penetrador de diamante em forma de pirâmide romboédrica é usada, e o longo eixo da
penetração é mensurado.
A conveniência do teste de dureza Rockwell, com leitura direta da profundidade da penetração,
provocou sua ampla utilização na indústria. O teste de Brinell, assim como o teste de Rockwell,
não são adequados para materiais frágeis ou friáveis.
O teste de dureza Vickers emprega o mesmo princípio do teste de dureza Brinell. Entretanto,
em vez de uma esfera de aço, utiliza-se uma pirâmide com base quadrada (Fig. 4-11). Embora a
penetração seja quadrada, e não redonda, o método de cálculo do número de dureza Vickers (geral-
mente abreviado por HV) é o mesmo para o BHN, na qual a carga é dividida pela área projetada
da penetração. Os comprimentos das diagonais da penetração são mensurados e seus valores
multiplicados para cálculo da área. O teste Vickers é empregado pela ADA na especificação das
ligas de ouro para restaurações fundidas. O teste é adequado para se determinar a dureza de ma-
teriais friáveis; portanto, ele tem sido usado para a quantificação da dureza da estrutura dental.
O teste de dureza Knoop utiliza uma penetrador de diamante cuja configuração geométrica
está mostrada na Figura 4-11. O formato da penetração é de losango, e o comprimento da maior
diagonal é medida. A área projetada é dividida pela carga aplicada para fornecer o número de du-
reza Knoop (geralmente abreviado como KHN). Em virtude da forma do penetrador Knoop, há
uma recuperação elástica do formato da penetração projetada após a penetração e remoção do
penetrador, que ocorre primariamente no longo eixo da diagonal menor. As tensões produzidas
no ensaio são distribuídas de tal modo que somente a dimensão do eixo menor da penetração
fique sujeita às alterações por relaxamento. Portanto, o valor de dureza praticamente independe
da ductilidade do material testado. A dureza do esmalte dental pode ser comparada à dureza do
ouro, porcelana, resina ou outros materiais restauradores. Além disso, a carga pode variar em
grande escala, desde O, l kgf a mais de l kgf, de modo que se possa mensurar valores de dureza
para materiais excessivamente duros ou macios por meio desse teste.
Os testes de dureza Knoop e Vickers são classificados como de microdureza, em comparação
com os testes de macrodureza tipo Brinell e Rockwell. Os testes Knoop e Vickers empregam car-
gas menores que 9,8 N. As penetrações resultantes são pequenas e limitadas a uma profundidade
94 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
menor que 19 jum. Portanto, eles são capazes de medir a dureza em pequenas regiões de objetos
muito finos. Os testes Brinell e Rockwell fornecem médias das medidas de dureza sobre áreas
bem mais extensas. Outros métodos de medição menos sofisticados, como os testes de dureza
Shore e o de Barcol, são, às vezes, empregados para se medir a dureza de materiais dentários bor-
rachóides e plásticos. Esses testes utilizam penetradores portáteis e compactos, do tipo geralmente
utilizado na indústria para o controle de qualidade. Seu princípio é baseado também na resistên-
cia à penetração. O equipamento geralmente consiste em uma ponta de metal, usada para apli-
car uma força por uma mola, e um mostrador para leitura direta da dureza. O número de dureza
é baseado na profundidade de penetração da ponta do penetrador no material*
Porque as próteses às vezes falham sob uma força muito pequena, mesmo quando a resistência do ma-
terial protético é relativamente alta2.
FATORES DE CONCENTRAÇÃO DE TENSÕES
Embora as próteses dentais sejam projetadas para resistirem às deformações plásticas e à fratura,
ocasionalmente ocorrem fraturas inesperadas, mesmo quando materiais de alta qualidade são
utilizados. Como afirmado anteriormente, essas falhas ocorrem em virtude das altas tensões lo-
calizadas em áreas específicas, embora a tensão média na estrutura seja baixa. A causa da redução
na resistência é a presença de pequenos defeitos microscópicos ou microestruturais na superfície
ou na estrutura interna. Esses defeitos localizados em áreas sujeitas a tensões de tração são espe-
cialmente críticos em materiais friáveis, porque as tensões nas pontas desses defeitos são aumen-
tadas em muitas vezes e podem causar formação, propagação de trincas e quebra das uniões.
Mostra-se na Figura 4-12 a distribuição de tensões de tração em um material frágil e em um ma-
terial dúctil. Embora as tensões de tração tenham aumentado na extremidade do defeito nos dois
casos, elas aumentaram em menor proporção no material dúctil (ilustração ao centro da Fig. 4-
12), no qual ocorreu uma deformação plástica com subsequente alargamento da extremidade do
defeito, reduzindo, desta forma, a magnitude das tensões de tração localizadas. Como mostrado
no lado esquerdo da Figura 4-12, a tensão de tração em um material frágil ou friável não pode ser
aliviada pela deformação plástica na extremidade do defeito, e trincas se desenvolvem à medida
que a tensão aumenta até um valor considerado crítico. Observe a elevada intensidade de tensão
Material
friável
Material friável
ou dúctil
^-Defeito
1— Defeito
Força
de tração
Força de
compressão
Material
dúctil
Força de
tração
Fig. 4-12 Influência das tensões de tração e compressão nos defeitos em materiais friáveis e dúcteis.
*Nota do tradutor: No caso da dureza Shore, mede-se a altura de rebote de uma esfera.
Propriedades Mecânicas dos Materiais Dentários CAPITULO 4 95
na extremidade do defeito. Entretanto, a tensão em áreas distantes é bem menor, se os defeitos es-
tiverem ausentes destas. O defeito não tem papel significativo quando o material é submetido a
uma força compressiva externa, como mostrado no centro da Figura 4-12. Neste caso, as tensões
compressivas que se desenvolvem no material tendem a fechar a trinca, e a distribuição de ten-
sões se torna mais uniforme.
Existem dois aspectos importantes destes defeitos: (1) a intensidade de tensão aumenta de
acordo com o comprimento do defeito, especialmente quando ele está orientado perpendicular-
mente à direção das tensões de tração, e (2) os defeitos na superfície induzem maiores tensões do
que os defeitos de mesmo tamanho nas regiões internas. Portanto, o acabamento superficial dos
materiais friáveis, como as cerâmicas, amálgamas e resinas compostas, é extremamente impor-
tante em áreas sujeitas às tensões de tração.
As áreas de aumento de tensão também podem resultar de outros fatores que não os inerentes
aos defeitos microscópicos na superfície ou no interior do material. Áreas de alta concentração de
tensão são causadas por um ou mais dos seguintes fatores:
1. defeitos superficiais, tais como porosidade, rugosidade e os provenientes do desgaste e de-
feitos causados durante a usinagem
2. defeitos internos tais como vazios ou inclusões
3. bruscas alterações de formato, tais como a ponta de um encaixe ou braço de um grampo na
estrutura de prótese removível ou um ângulo interno vivo na linha do ângulo axipulpar de
um dente preparado para uma restauração de amálgama
4. uma grande diferença no módulo elástico ou coeficiente de expansão térmica em uma in-
terface de união
5. carregamento Hertziano (ou ponto de carregamento hertziano)
Existem várias maneiras de minimizar a concentração de tensões e, portanto, reduzir o risco de
fratura clínica. Com relação ao fator l, a superfície pode ser polida para reduzir a profundidade
dos defeitos. Pouco pode ser feito com relação aos defeitos internos além de melhorar a quali-
dade da estrutura ou aumentar o tamanho do objeto. Para o fator 3, o desenho de qualquer pró-
tese deve variar gradualmente, em vez de abruptamente. Riscos em forma de microcortes devem
ser evitados. Ângulos internos de preparos dentais devem ser arredondados, para tornar mínimo
o risco de fratura de uma cúspide. Para o fator 4, o material mais friável deve ter o menormódulo
de elasticidade, de modo que a tensão seja transferida ao material de maior módulo de elastici-
dade. Caso isso não seja possível, o módulo de elasticidade dos dois materiais deve ser parecido.
Para o fator 4, os materiais devem possuir coeficientes de contração ou expansão térmica seme-
lhantes. Se uma diferença térmica no coeficiente não puder ser evitada, o material mais frágil,
mais fraco, deve possuir um coeficiente de expansão ou contração térmica ligeiramente menor,
de modo que uma tensão compressiva protetora seja mantida na sua estrutura próxima à inter-
face. Com relação ao fator 5, a ponta da cúspide de uma prótese unitária antagonista ou dente
deve ser bem arredondada, de modo que as áreas de contato de oclusão nos materiais friáveis
sejam mais amplas.
f
A tenacidade à fratura é uma medida mais precisa da resistência à fratura de um material friável do que
a sua resistência à tração. Por que a resistência à tração de materiais friáveis, como o amálgama dental,
a resina composta, a cerâmica e os cimentas inorgânicos, varia tanta, e qual das séries de valores de resis-
tência à tração deve ser empregada durante a seleção de um novo produto de um desses materiais7.
CRITÉRIOS PARA SELEÇÃO DE MATERIAIS RESTAURADORES
Já discutimos a variabilidade da resistência à tração em seções anteriores. Como os materiais friá-
veis são muito suscetíveis aos defeitos superficiais e internos frente a tensões de tração, e em virtude
da falta de deformação plástica que reduz as concentrações de tensões, suas resistências à tração são
bem menores do que suas resistências à compressão. Por conveniência, as resistências compressi-
vas são citadas mesmo considerando que a maioria dos materiais friáveis raramente falham sob
tensões de compressão. Entretanto, quando valores de resistência à tração não estão disponíveis,
96 PARTE l « Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
valores de resistência à flexão devem ser usados, uma vez que refletem um modo de fratura por tra-
ção. Quando os dados de resistência à tração, resistência à flexão ou tenacidade à fratura não estão
disponíveis, os valores de resistência à compressão podem ser úteis nas comparações da resistência
à fratura entre materiais friáveis de classes similares, tais como os grupos de amálgamas, resinas
compostas ou os cimentos. Valores significativamente baixos indicam um risco potencialmente
maior de falha clínica, embora essa hipótese deva ser validada com dados clínicos.
Como as propriedades físicas descritas anteriormente têm sido obtidas com o uso de corpos-de-
prova com formas e tamanhos muito diferentes daqueles das restaurações dentárias, devemos, in-
tuitivamente, selecionar materiais com base na comparação dessas propriedades. Os engenheiros
aplicam um critério similar para a seleção de materiais a serem utilizados na construção das próte-
ses fixas. Eles têm uma vantagem sobre os dentistas nesse aspecto, pois sabem de antemão a ten-
são "média" máxima que as estruturas irão suportar antes que a fratura ocorra. Além disso, os
valores esperados da tensão são multiplicados por um "fator de segurança" para assegurar que a es-
trutura poderá ser capaz de suportar uma certa intensidade de excesso de tensões. Entretanto, os va-
lores de resistência à tração encontrados na literatura para os materiais restauradores representam
valores de tensão média abaixo dos quais 50% dos corpos-de-prova sofreram fratura e acima dos
quais 50% deles resistiram. Como este é um índice de falha inaceitável na odontologia restaura-
dora, a faixa dos valores medidos deve ser informada. Sob um ponto de vista ultraconservador, os
valores mais baixos de resistência, e não os valores médios, devem ser utilizados para comparar os
materiais e também desenhar uma prótese para resistir à fratura com alto nível de confiança.
É lamentável que as magnitudes das forças mastigatórias não sejam conhecidas de qualquer
paciente, para que o dentista possa predizer as tensões que irão ser induzidas nos aparelhos res-
tauradores. Entretanto, o conhecimento das propriedades dos materiais restauradores, os quais
sabe-se que exibem um bom desempenho de sobrevivência a longo prazo, é reforçado pela expe-
riência clínica. Como é verdade no campo da engenharia, a profissão odontológica está também
ciente de que o melhor teste de um próspero material restaurador é o teste do tempo sob condi-
ções clínicas reais.
Quando dados de sobrevivência clínica, após um período de três anos ou mais, não são conhe-
cidos para um material restaurador, devemos, primeiro, investigar se os dados clínicos disponí-
veis em observações de curto prazo (menos de 3 anos) são confiáveis. Na ausência desses dados
um novo material deve ser avaliado, verificando se ele cumpre os requisitos mínimos identifica-
dos nas especificações e nos padrões dos materiais dentários, tais como aqueles que foram desen-
volvidos pela ADA e pela ISO (International Organization for Standardization). Se um novo material
cumprir os requisitos, os dentistas poderão confiar de modo razoável que o material terá desem-
penho satisfatório se utilizado da maneira adequada.
LEITURA SELECIONADA
Frechette VD: Failure Analysis of Brittle Materials, 1990,
Westerville, OH, The American Ceramic Society.
Este livro-texto clássico sobre análise de superfície de fratura for-
nece uma excelente visão geral, ilustrando as técnicas básicas de
fmctografia. Uma vez que muitos materiais, dentários são friáveis
por natureza, a identificação dos padrões de fratura e a origem da
trinca pode ser útil para identificar os principais locais de iniciação
da trinca.
Guinness Book of Records, 1994 edition, New York, Facts on
File, p. 168.
Este livro cita a maior força de mordida em um humano.
Metals Handbook, Desk Edition, Sixth Printing, 1991, Metals
Park, OH, American Society for Metals.
Iniciando com glossário de mais de 3.000 termos de engenharia,
este livro fornece uma visão geral abrangente e resumida dos metais e
tecnologia do metal, incluindo propriedades e critérios de seleção, in-
formação de processamento e guias de teste, e inspeção sobre análise
da fratura, testes mecânicos, testes não destrutivos, metalografia, frac-
tografia e controle de qualidade.
CTBrien WJ: Dental Materials: Properties and Selection.
Chicago, IL, Quintessence, 1989.
O apêndice contém uma listagem completa de valores tabulados de pro-
priedades fisicas e mecânicas dos materiais dentários e estruturas dentais.
CTBrien WJ: University of Michigan: Biomaterials Properties
Database, http://ummi. lib. umich. edu/dentlib/DentalJtables/,
University of Michigan, Ann Arbor, Ml
Esta base de dados fornece uma referência eletrônica para as se-
guintes propriedades dos materiais dentários: resistência à união entre
materiais restauradores e estruturas dentais, número de dureza
Brinell, coeficiente de fricção, coeficiente de expansão térmica, faixa
de cor dos dentes naturais, guias de cores de tonalidades dentais, ân-
gulo de contato, creep do amálgama, tensão superficial crítica, densi-
dade, módulo dinâmico, módulo elástico, escoamento, calor de fusão,
Propriedades Mecânicas dos Materiais Dentários » CAPÍTULO 4 97
calor de reação, resistência ao impacto Izod, índice de refração, nú-
mero de dureza Knoop, temperaturas e faixas de fusão, dureza de
Moh, coeficiente de penetração, alongamento percentual, deformação
permanente, coeficiente de Poisson, limite de proporcionalidade, resis-
tência ao cisalhamento, dureza Shore A, solubilidade e desintegração
em água, calor específico, deformação em compressão, energia livre de
superfície, tensão superficial, energia de rasgamento, resistência ao
rasgamento, condutividade térmica, difusividade térmica, resistência
transversa, resistência máxima à compressão, resistência máxima à
tração, pressão de vapor, durem Vickers, sorção de água, ao limite de
escoamento e potencial zeta.
Stanford JW, Weigel KV, Paffenbarger GD, and Sweeney WT:
Compressive properties of hard tooth tissue. J Am Dent
Assoe 60:746, 1960.
Emboraeste estudo tenha sido publicado em 1960, ele permanece
ainda como uma das mais importantes referências sobre as proprieda-
des mecânicas da estrutura dental.
Van Vlack LH: Elements of Materials Science and Engineering,
Sth ed. Reading, MA, Addison-Wesley, 1985.
Este livro-texto foi também citado no Capítulo 2 como um dos
melhores livros de referência sobre a estrutura da matéria, proprieda-
des dos materiais e engenharia.
Solidificação e
Microestrutura dos Metais
William A. Brantley
TÓPICOS CONSULTA
Metais
Ligações Metálicas
Ligas
Solidificação dos Metais
TERMOS-CHAVE
Fase - Uma região homogénea, fisicamente distinta e mecanicamente separável de uma microes-
trutura metálica.
Grão - Um cristal único em nível microscópico na microestrutura de um material metálico.
Liga - Uma substância cristalina com propriedades metálicas, composta de dois ou mais elementos
químicos, dos quais pelo menos um é metal.
Metal - Um elemento ou liga cuja estrutura atómica cede facilmente elétrons para formar íons po-
sitivamente carregados, e que apresenta ligações metálicas (por meio de uma extensão espacial
dos elétrons de valência), opacidade, boa reflexão da luz, quando a superfície está polida, e alta
condutividade térmica e elétrica.
Microestrutura - Aspecto estrutural revelado pela imagem microscópica de uma superfície metá-
lica plana, polida e tratada química e eletroliticamente.
Microestrutura de grãos equiaxiais - Uma microestrutura de liga fundida na qual todos os grãos
apresentam as suas dimensões semelhantes.
Microestrutura dendrítica - Uma microestrutura de liga fundida que consiste em cristais muito
alongados com morfologia ramificada, diferente das estruturas dos grãos equiaxiais.
Nucleação heterogénea - Formação do núcleo sólido nas paredes do molde ou nas partículas no
interior do metal fundido.
Nucleação homogénea - Formação do núcleo sólido que ocorre em posições aleatórias no interior
de um metal fundido super-resfriado em um recipiente limpo e inerte.
Núcleo - Agrupamento estável de átomos de uma nova fase que se forma dentro de uma matriz,
como o que ocorre na solidificação de um metal.
Os capítulos 5, 6, 12 e 19 apresentam uma introdução aos metais e ligas para fundição e à
metalurgia física. Embora o uso de metais fundidos tenha diminuído nos últimos anos, em
virtude do aumento na procura por materiais mais estéticos do que duráveis, um conheci-
mento sobre a estrutura e as propriedades dos metais e ligas para fundição é essencial, para as-
segurar a manipulação apropriada desses materiais na prática clínica, assim como para
diagnosticar fracassos clínicos de restaurações fundidas que podem ocorrer. Além disso, os
metais fundidos são usadas como casquetes metálicos (copings) ou subestruturas de restaura-
ções metalocerâmicas, o tipo mais comumente empregado para prótese fixa parcial e unitária,
99
100 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
e o mais durável de todas as restaurações estéticas, especialmente quando usado para restau-
rar dentes posteriores. Neste capítulo, são apresentados os princípios de formação de fase em
equilíbrio durante a solidificação dos metais fundidos. Observe atentamente os termos-chave
para este capítulo, pois eles facilitarão a compreensão das transformações de fase das ligas me-
tálicas fundidas usadas em odontologia.
f
* Por que os metais que apresentam propriedades semelhantes são encontrados na mesma região na tabela
periódica? Quais são os metais em transição que são importantes componentes de ligas odontológicas?
METAIS
Em Odontologia, os metais representam uma das quatro principais classes de materiais usa-
dos para a reconstrução de tecidos orais danificados ou perdidos. Embora os metais sejam fa-
cilmente distinguidos das cerâmicas, dos polímeros e das resinas compostas, não é fácil
definir a palavra metal, em virtude da grande variação nas propriedades dos materiais metáli-
cos. O Metals Handbook (1992) define um metal como "uma substância química opaca bri-
lhante, boa condutora de calor e eletricidade e, quando polida, boa refletora de luz". Uma liga
é uma substância com propriedades metálicas, constituída de dois ou mais elementos quími-
cos, dos quais pelo menos um é metálico. O gálio e o mercúrio, elementos comumente usa-
dos em ligas odontológicas, são líquidos à temperatura corporal. Entretanto, todos os metais
e ligas usados em odontologia são sólidos cristalinos. Os metais também podem ser descritos
em relação às suas propriedades qualitativas e quantitativas, tais como brilho, maleabilidade,
ductilidade, condutividades elétrica e térmica, gravidade específica e capacidade de emitir som
quando tocado.
Com exceção do ouro puro em folha, do titânio puro comercial (CP) e dos cones de
prata endodônticos, os metais utilizados em Odontologia para restaurações, estruturas de
próteses parciais, fios ortodônticos e instrumentos endodônticos são ligas metálicas. Uma
grande variedade de composições de ligas odontológicas complexas são descritas nos Capí-
tulos 6, 17, 19 e 20 e consistem em (1) amálgamas dentais que contêm principalmente
mercúrio, prata, estanho e cobre; (2) ligas de metais nobres cujos principais elementos são
combinações de ouro, paládio e prata, com elementos secundários importantes, como o
cobre, platina, estanho, índio e gálio; e (3) ligas de metais básicos cujos os elementos prin-
cipais são níquel, cobalto, ferro ou titânio, e muitos outros elementos secundários também
são encontrados na composição da liga. Além disso, o titânio CP, que é classificado em qua-
tro diferentes categorias, tecnicamente também pode ser considerado uma liga, uma vez
que são permitidas pequenas porcentagens de outros elementos como impurezas, de
acordo com as especificações da American Society for Testing and Materials (ASTM) para
cada categoria.
Uma superfície metálica limpa exibe um brilho difícil de ser reproduzido em outros tipos
de materiais sólidos. Muitos metais emitem um som metálico quando tocados, embora cer-
tos componentes de sílica possam ter a capacidade de emitir som semelhante. Uma caracte-
rística particular dos metais é que são bons condutores térmicos e elétricos. Comparados com
cerâmicas, polímeros e resinas compostas, os metais têm uma alta tenacidade à fratura (K[C),
que é a capacidade de absorver energia e impedir a propagação de trincas quando submetidos
a um aumento das tensões de tração. Esta propriedade é uma medida da resistência de um
material à propagação de trincas. Por exemplo, a KIC para muitos metais varia de 25 a 60 MPa.m1/2, ao
passo que para as cerâmicas odontológicas o intervalo de variação é de 0,75 a 5,0 MPa.m'/2.
Geralmente, os metais sólidos são mais resistentes e mais densos que os outros elementos
químicos não-metálicos. Muitos metais também são mais dúcteis e maleáveis que os não-me-
tais, que, em geral, são friáveis. Poucos metais (ferro, níquel e cobalto) componentes de ligas
odontológicas podem ser magnetizados, muito embora eles também possam ser produzidos
em um estado não-magnético.
Solidificação e Microestrutura dos Metais CAPITULO 5 101
Muitos metais são resistentes ao ataque químico no ar à temperatura ambiente; todavia, al-
guns metais necessitam de elementos de liga para resistir ao manchamento e à corrosão no
meio bucal. Por exemplo, o cromo é necessário como componente de liga em ligas à base de
ferro, níquel ou cobalto, para proporcionar a passividade da liga para a formação de uma fina
camada de óxido de cromo. Metais nobres (ouro, irídio, ósmio, paládio, platina, ródio e ru-
tênio) são altamente resistentes à corrosão e à oxidação, não necessitando de outros compo-
nentes para essa finalidade. Contudo, metais nobres puros precisam de elementos de liga para
fornecer resistência suficiente à deformação e à fratura quando usados para restaurações fun-
didas. Pequenas quantidades de elementos oxidáveis (p. ex., ferro, estanho e índio] são adi-
cionadas aos metais nobres usados para próteses metalocerâmicas, para proporcionar a união
entre afaceta de cerâmica e o óxido metálico na superfície do metal.
Dos 115 elementos atualmente listados em recentes versões da tabela periódica dos ele-
mentos, cerca de 81 podem ser classificados como metais. (Outros elementos que têm sido
criados por meio de reações nucleares apresentam meia-vida curta). É interessante, do ponto
de vista científico, observar que estes elementos metálicos podem ser agrupados de acordo
com sua densidade, ductilidade, ponto de fusão e nobreza. Isso indica que as propriedades
dos metais estão intimamente relacionadas com a configuração de seus elétrons de valência.
O grupamento dos elementos metálicos puros pode serviste na Figura 5-1, a tabela periódica
dos elementos. Diversos metais de importância para a Odontologia são elementos em transição,
nos quais os elétrons ocupam as subcamadas mais externas antes de ocuparem as subcama-
das interiores. Recomenda-se que o estudante procure as várias séries de elementos em tran-
sição nos livros-texto de química.
Para o químico e para o físico, todos os elementos metálicos têm uma característica em
comum: os elétrons da camada mais externa ao redor de um átomo neutro apresentam ligações
fracas. Por exemplo, os químicos sabem que os átomos de sódio, zinco e de alumínio tendem a
perder seus elétrons de valência para se tornar íons positivos em solução. Eles sabem também
que, se dois metais diferentes são eletrodos de uma célula galvânica, o metal mais facilmente oxi-
dável se toma o ânodo e fornece elétrons para um circuito externo.
Muitos metais apresentam uma aparência "branca" (p. ex., alumínio, prata, níquel, palá-
dio, estanho e zinco). Entretanto, existem ligeiras diferenças de croma e matiz entre os metais
brancos. Existem dois metais que não são brancos na tabela periódica e que são componen-
tes importantes de ligas odontológicas; o ouro e o cobre.
As propriedades dos elementos puros não mudam abruptamente da natureza metálica para
a não-metálica à medida que se movem para o lado direito da tabela periódica (Fig. 5-1). Ao
contrário, o limite entre metais e não-metais é até certo ponto arbitrário, e os elementos pró-
ximos a este limite exibem características de ambos, metais e não-metais. Os elementos car-
bono, boro e silício são frequentemente combinados com metais para formar materiais de
engenharia importantes comercialmente. O silício e o germânio são chamados semicondutores
pelo fato de sua condutividade elétrica ser intermediária entre a de um metal e a de um iso-
lante. Esses dois elementos formam a base para muitos dispositivos eletrônicos. Mas, em
Odontologia, as ligas fundidas mais comumente empregadas para próteses e dispositivos
odontológicos combinam os seguintes elementos: cobalto, ouro, ferro, níquel, paládio, prata
e titânio.
Por que as, propriedades físicas e mecânicas dos materiais metálicos usados em Odontologia são diferen-
tes das propriedades dos materiais cerâmicos e polimérícos?
LIGAÇÕES METÁLICAS
Além das ligações iônicas e covalentes, os átomos em um sólido podem ser mantidos unidos
também por meio de uma interação atómica primária, conhecida como ligação metálica. Uma
102 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
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Solidificação e Microestrutura dos Metais • CAPÍTULO 5 103
das principais características de um metal refere-se à sua capacidade de conduzir calor e eletri-
cidade, que está associada à mobilidade dos elétrons livres presentes nesses materiais.
Uma vez que os elétrons de valência da camada mais externa podem ser facilmente remo-
vidos dos átomos dos metais, o núcleo que contém os elétrons ligados em equilíbrio forma
um núcleo iônico carregado positivamente. Os elétrons livres de valência ou não unidos for-
mam uma "nuvem" ou "gás" de elétrons, resultando na atração eletrostática entre essa nuvem
de elétrons livres e os núcleos iônicos carregados positivamente. A repulsão produzida pelos
elétrons das camadas mais externas dos núcleos iônicos balanceia esta força atrativa levando
o espaço interatômico ao equilíbrio. Ao contrário das ligações metálicas, as ligações covalen-
tes e iônicas têm os elétrons de valência localizadas próximo aos átomos vizinhos.
Os elétrons livres agem como condutores tanto de energia térmica quanto de eletricidade.
Eles transferem energia pela pronta movimentação de áreas de alta energia para áreas de baixa
energia, sob a influência tanto de um gradiente térmico como de um campo elétrico (gra-
diente potencial). A ligação metálica é também responsável pelo brilho, ou refletividade, dos
metais polidos e pela sua típica capacidade de sofrer deformações permanentes significativas
(associada às propriedades de ductilidade e maleabilidade) sob altas tensões mecânicas. Estas
características não são encontradas em materiais cerâmicos ou poliméricos, nos quais a união
entre átomos ocorre por meio de ligações iônicas ou covalentes. A formação de íons positivos
(cátions) a partir de metais em solução é uma consequência dos núcleos iônicos presentes
que estão associados a ligações metálicas.
LIGAS
O uso de metais puros em Odontologia é muito limitado. Os metais puros também têm uso
limitado em aplicações de Engenharia, uma vez que podem ser amolecidos facilmente, e,
como o ferro, muitos deles tendem a sofrer corrosão rapidamente. Os metais mais úteis para
a civilização, com algumas de suas constantes físicas, estão listados na Tabela 5-1. É interes-
sante que os elementos metálicos mantenham seu comportamento metálico mesmo quando
não estão puros, e que possam tolerar uma adição considerável de outros elementos durante
a solidificação.
Para melhorar as propriedades, muitos dos metais comumente usados em Engenharia e
Odontologia são misturas de dois ou mais elementos metálicos ou, em alguns casos, um ou
mais metais e/ou não-metais. Embora tais compostos possam ser produzidos de várias ma-
neiras, em geral, são produzidos pela fusão de elementos acima de seus pontos de fusão. Um
material sólido formado pela combinação de um metal com um ou mais metais, ou com um
ou mais não-metais, é denominado liga. Por exemplo, uma pequena quantidade de carbono
é adicionada ao ferro para formar o aço. Uma certa quantidade de cromo é adicionada ao
ferro, ao carbono e a outros elementos para formar o aço inoxidável, uma liga altamente re-
sistente à corrosão. Como mencionado anteriormente, o cromo também é usado para confe-
rir resistência à corrosão às ligas de níquel ou cobalto, que envolvem os dois dos principais
grupos de ligas de metais básicos usadas em Odontologia. O cromo produz a resistência à cor-
rosão pela formação de uma fina camada de óxido que se adere à superfície, impedindo a di-
fusão de oxigénio e de outros agentes corrosivos para o núcleo metálico subjacente. Embora
o ouro puro também seja altamente resistente à corrosão, adiciona-se cobre às ligas de ouro
odontológicas para aumentar sua resistência à deformação plástica. As ligas inicialmente uti-
lizadas em Engenharia e Odontologia foram desenvolvidas empiricamente, por meio de pro-
cessos de tentativa e erro; todavia, as ligas para fins especiais, atualmente usadas, são o
resultado de avanços tecnológicos.
Neste capítulo, o termo metal é usado de modo abrangente, incluindo ligas e metais puros.
Se o conceito discutido não se aplicar aos metais puros e às ligas, uma distinção será clara-
mente estabelecida. Nos Capítulos 19 e 20, as propriedadesde Próteses
Totais 708
Controle de Infecção 709
Reações Alérgicas 709
Toxicologia 709
Dentes de Resina para Aplicação em Prótese 710
Materiais para Prótese Maxilofacial 711
Látex 711
Plastisóis Vinílicos 711
Borrachas de Silicone 712
Polímeros de Poliuretano 712
23 Implantes Dentários
Josephine Esquivel-Upshaw
História dos Implantes Dentários
Classificação dos Implantes
Tipos de Implantes
Propriedades dos Implantes
Métodos de Conexões
Componentes dos Implantes
715
716
717
717
720
721
721
Sucesso Clínico dos Implantes Dentários 723
Materiais dos Implantes 724
Implantes Metálicos 724
Cerâmicas e Sistemas de Implante
Revestidos com Cerâmicas 726
Polímeros 728
Outros Materiais para Implantes 728
Seleção do Material para Implante 729
Biocompatibilidade dos Implantes 732
Biomecânica 733
Resumo 736
Apêndice 739
índice 741
f C
Sc
1 Espectro da luz visível na faixa de comprimentos de onda de 400 nm (violeta) até 700 nm (vermelho). A região visivelmente mais per-
ceptível, com espectros de energias iguais, nas condições da luz do dia, está entre os comprimentos de onda de 540 nm e 570 nm,
com o valor máximo de percepção visual de 555 nm.
2 Sólido de cores utilizado para descrever as três dimensões das cores. A
luminosidade aumenta do preto, na região central inferior, para o branco,
na região centrai superior. O croma aumenta do centro para fora, e a al-
teração do matiz ocorre em direção circunferencial. (Cortesia da Minolta
Corporation, Divisão de Sistemas de Instrumentos, Ramsey, NJ.)
(Amarelo)
+b*
60
(Verde) -60
+a*
60 (Vermelho)
-60
(Azul)
(Amarelo)
+b*
Croma C*
Ângulo do matiz
hab
+a* (Vermelho)
3 Gráfico de cores L*a*b* mostrando a cor vermelha de uma maçã no ponto A (superior e inferior). Para este
gráfico, a aparência é expressa por L* (luminosidade) = 42,83; a* (eixo vermelho-verde) = 45,04; e b* (eixo
amarelo-azul) = 9,52. Em contraste, a cor A2 da porcelana pode ser descrita por L* = 72,99; a* = 1,00; e b* =
14,41. (Cortesia de Minolta Corporation, Divisão de Sistemas de Instrumentos, Ramsey, NJ.)
4 Escala de cores dentais da Vita Lumin organizada em ordem decrescente de luminosidade (do mais claro para o
mais escuro). As cervicais das escalas de cores em forma de dentes foram removidas para facilitar a seleção das
cores dos dentes.
5 A, Duas próteses unitárias metalocerâmicas dos incisivos centrais com margens em porcelana. A luminosidade
(L*) destas próteses é maior que a dos incisivos laterais adjacentes. B, Detalhe das próteses metalocerâmicas do
lado esquerdo.
6 Exemplo de processo inflamatório (região central do molar e distai do pré-molar) tanto no metal de uma prótese
fixa como na restauração temporária em uma paciente com 30 anos de idade. A causa da inflamação é
desconhecida; pode dever-se à resposta alérgica ou inflamatória não-específica. As causas das reações deste tipo
são difíceis de serem determinadas com exatidão. Em alguns casos, a resposta é causada pela liberação de agen-
tes pelo material para os tecidos adjacentes. Sempre há suspeita de que as reações desse tipo contribuem para as
inflamações periodontais causadas por placas, mas isso é difícil de se comprovar. (Cortesia do Dr Kevin Frazier,
Medicai College of Georgia School of Dentistry.)
7 Exemplo de alergia ao níquel em região circunvizinha às próteses unitárias metalocerâmicas em paciente do
sexo feminino. Um processo inflamatório significativo está presente na região da gengiva palatina, especialmente
em volta dos dentes número 6 (l 3), 7 (12), 10 (22) e 11 (23). A reação alérgica, quando ocorre, na maioria das
vezes se deve à presença de ligas de níquel, mesmo estando quase toda recoberta com porcelana. Esta liga libera
níquel para os tecidos adjacentes. Reações alérgicas como esta normalmente são difíceis de serem diferenciadas
da gengivite, doença periodontal ou irritação generalizada causada por toxidade. (Cortesia do Dr Michael Myers,
Medicai College of Georgia School of Dentistry.)
8 A, Tensões induzidas por uma força de flexão (F) em uma prótese fixa de três elementos. B, Tensões induzidas em uma prótese fixa
em cantiléver de dois elementos. Observe que a tensão de tração é desenvolvida no lado gengival da prótese fixa de três elementos
e na porção de oclusão da prótese fixa em cantiléver.
9 Ilustração esquemática de um procedimento para fechar uma margem aberta de uma prótese unitária metálica (superior, es-
querda) por meio do brunimento com instrumento rotatório (superior, direita). Observe que, após a remoção da pedra rotatória (in-
ferior), a deformação elástica foi recuperada e permanece uma discreta discrepância marginal.
s
Força sobre um material
parcialmente polimerizado
Compressão da
moldagem
*'
rl^S
Troquei mais
estreito e curto
Recuperação
elástica
10 Acima, à esquerda, moldeira com material de moldagem elastomérico assentada tardiamente após ter desenvolvido alguma
elasticidade. Acima, à direita, aumento na força de assentamento da moldeira. Abaixo, à esquerda, a distorção ocorre em virtude da
recuperação da deformação elástica excessiva. Abaixo, à direita, o troquei obtido de uma moldagem imprecisa é estreito e curto.
11 Esquerda, material de moldagem polimerizado dentro do sulco gengival. Direita, o material de moldagem rasgou-se durante a
remoção da moldagem.
12 A resina composta híbrida apresenta resistência suficiente para restaurar
bordos incisais fraturados. (Cortesia do Dr. William Rose.)
13 Restauração de Classe IV feita com resina composta híbrida. (Cortesia do
Dr. William Rose.)
14 A dificuldade de acesso e a manipulação inadequada da resina composta
normalmente resultam, em confecção de restaurações de Classe II, na falta de
contatos interproximais (superfície proximal do segundo pré-molar). Esta
deficiência torna o dente suscetível à impactação alimentar e ao trauma
gengival.
15 A resina composta permite a confecção de preparos conservadores na
área posterior de um segundo pré-molar.
16 O uso de uma banda de matriz parcial é ideal para a restauração de
contatos proximais com as resinas compostas.
F£OfRAL
CURSO DE ODONTOLOGIA
BIBLIOTECA PROF. DR. FRANCISCO G, ÁLVARO
CONSULTA
17 Restauração Classe II em resina composta (DO do segundo pré-molar).
18 Diagrama do mecanismo sugerido, pelo qual o cimento proporciona retenção mecânica de uma restauração inlay de ouro. O
cimento penetra nas irregularidades da estrutura dentária e da fundição e, ao tomar presa, ajuda na retenção da restauração no
local. A ampliação mostra a fratura dessas projeções mínimas de cimento e a perda de retenção, resultando, possivelmente, no
deslocamento da inlay. (De Phillips RW, Swartz ML and Norman RD: Materials for the Practicing Dentist. St Louis, Mosby, 1969.)
19 Perda de cimento na área marginal, resultante da exposição aos fluidos
orais.
Tensão de
tração
circunferência!
20 Tensão residual na faceta de porcelana de uma prótese unitária metalocerâmica em um caso
no qual o coeficiente de contração térmica da porcelana é maior do que o coeficiente do
metal.
21 Alergia às ligas de níquel. A, Eczema, tipo de reação ao fecho metálico do relógio. B,
Potencial alérgico de ligas à base de níquel utilizadas em coroas metalocerâmicas de próteses
fixas (B e C) e próteses unitárias (D).
Porcelana
cervical
Corante de
superfície
Porcelana
de corpo
Porcelana
Casquete
metálico
(cop/ng)
Porcelana
opaca
Porcelana
-transparente
22 Seção transversal de uma prótese unitária metalocerâmica.
23 Condensação da pasta de porcelana aplicada à infra-estrutura metálica de uma prótese parcial
fixa (PPF) de quatro elementos.
24 Uma PPF metalocerâmica de 13
elementos.
*•
CAPTEK™
25 Próteses unitárias metalocerâmicas
Captek™.
,Fratura
P = Porcelana
l = Zona de interação
M = Metal
26 Seção transversal dos três tipos principais de zonas de fratura interfaciais.
0,5 mm
NF/NV
CIMENTO R
O. (MPa)
í,»
27 Distribuição das tensões resultantes da aplicação de cargas (próximas à crista marginal) da
superfície oclusal de uma prótese de vidro ceramizado Dicor comfísicas e químicas das ligas são
discutidas com alguns detalhes. Entretanto, antes da abordagem das ligas, é necessário dis-
cutir os princípios fundamentais que envolvem a formação de um sólido a partir do estado
fundido (líquido).
104 PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiiis Dentários
TABELA 5-1. Constantes Físicas dos Elementos Formadores de Liga
Elemento
Alumínio
Antimônio
Bismuto
Cádmio
Carbono
Chumbo
Cromo
Cobalto
Cobre
Estanho
Ferro
índio
Irídio
Magnésio
Mercúrio
Molibdênio
Níquel
Ouro
Paládio
Platina
Prata
Ródio
Silício
Tântalo
Titânio
Tungsténio
Zinco
Símbolo
Al
Sb
Bi
Cd
C
Pb
Cr
Co
Cu
Sn
Fe
In
Ir
Mg
Hg
Mo
Ni
Au
Pd
Pt
Ag
Rh
Si
Ta
Ti
W
Zn
Peso
atómico
26,98
121,75
208,98
112,40
12,01
207,19
52,00
58,93
63,54
118,69
55,85
114,82
192,2
24,31
200,59
95,94
58,71
196,97
106,4
1 95,09
107,87
102,91
28,09
180,95
47,90
183,85
65,37
Ponto de
fusão (°C)
660,2
630,5
271,3
320,9
3.700,0
327,4
1.875,0
1.495,0
1.083,0
231,9
1.527,0
156,2
2.454,0
650,0
-38,87
2.610,0
1.453,0
1.063,0
1.552,0
1.769,0
960,8
1.966,0
1.410,0
2.996,0
1.668,0
3.410,0
420,0
Ponto de
ebulição (°C)
2.450
1.380
1.560
765
4.830
1.725
2.665
2.900
2.595
2.270
3.000
2.000
5.300
1.107
357
5.560
2.730
2.970
3.980
4.530
2.216
4.500
2.480
5.425
3.260
5.930
906
.-*'0,5 mm de espessura
modelada para elemento finito. A tensão de tração principal e máxima está localizada
diretamente abaixo do ponto de carga oclusal na superfície interna da prótese adjacente à
•gamada de 50 [im de espessura do cimento resinoso (seta).
Porcelana para
pigmentação de
esmalte Dicor
Cimento resinoso
de dupla ativação
Corantes de
superfície
Vidro ceramizado de
fluórmica tetrassilídca
Conformação realizada pelo
processo da cera perdida
28 Seção transversal de uma prótese unitária de vidro ceramizado Dicor.
29 Superfície altamente glazeada de uma PPF de três elementos confeccionada sobre núcleo
cerâmico à base de dissilicato de lítio.
30 Uma PPF cerâmica de três elementos (dentes números 19-21; e dentes números 34-36 pela
FDI) confeccionada sobre núcleo cerâmico à base de dissilicato de lítio.
31 Uma PPF ântero-posterior confeccionada sobre núcleo cerâmico de dissilicato de Iftio. Para
aumentar a resistência à fratura, nenhuma cerâmica de cobertura foi usada neste caso. Observe
o tamanho relativamente grande do conector (4 mm de altura) que é necessário para reduzir o
risco de fraturas na região posterior.
Porcelana opaca
de dentina
Porcelana de.
esmalte
Núcleo cerâmico
infiltrado por vidro
Porcelana de dentina
32 Seção transversal de uma prótese unitária In-Ceram (núcleo infiltrado por vidro).
Carga oclusal de 250N no
centro do pôntico
DMX = .006856
SMN = -96.745
SMX = 157.097
._™ -96.745
j -68 54
rjj-j -40.336
gn -12.131
UB! 44.278
C^3 72.483
^ 100-687
"̂ 128.892
157.097
33 Principal tensão de tração máxima baseada na análise do elemento finito da área da ameia
gengival do conector de um modelo de uma prótese parcial fixa de três elementos submetida a
uma carga oclusal de 250 N. (Modificado de Oh W, Gõtzen N, and Anusavice KJ: Influence of
connector design on fracture probability of ceramic fixed-partial dentures. J Dent Rés 81 (9):623-
627, 2002.)
7
l
34 Infra-estrutura cerâmica de Cercon zircônia durante o início da usinagem da cerâmica no
estado de pré-sinterização. (Cortesia da Dentsply Ceramco, Burlington, NJ.)
35 PPF de Cercon sendo colocada no forno. (Cortesia da Dentsply Ceramco, Burlington, NJ.)
36 Acabamento da infra-estrutura cerâmica de Cercon zircônia. (Cortesia da Dentsply Ceramco,
Burlington, NJ.)
y
0600
*11
i-
O
37 Infra-estrutura cerâmica finalizada, feita com núcleo cerâmico Cercon colocado sobre os
dentes. (Cortesia da Dentsply Ceramco, Burlington, NJ.)
38 PPF finalizada de Cercon com cerâmica de cobertura e caracterização com pigmentação.
(Cortesia da Dentsply Ceramco, Burlington, NJ.)
•
t
\9 Passos na preparação do molde (técnica de modelagem por compressão). A, Montagem completa dos
dentes para o processo de inclusão. B, Modelo mestre embebido na mufla por meio de um gesso apropriado.
C, As superfícies oclusais e incisais dos dentes da prótese são expostas para facilitar a exclusão. D, Prótese total
superior totalmente incluída na mufla. E, Separação das partes da mufla durante o processo de eliminação da
cera. F, Aplicação do agente isolante à base de alginato.
uNIVhHSIDADE Fcr-HRA! • " ' \RA
CURSO DE ODONTOLOÒíA
iiBUOTECA PROf. 08. FRANCISCO & ÁLVARO
CONSULTA
\0 Passos na condensação da resina (técnica da modelagem por compressão). A, A resina
misturada adequadamente é encurvada em forma de ferradura e colocada no molde. B, A mufla
é colocada sob pressão em uma prensa. C, O excesso de material é removido cuidadosamente
da mufla. D, A mufla é transferida para a prensa individual e mantida sob pressão durante o
processo de polimerização.
41 Passos na preparação do molde (técnica de modelagem por injeção). A, Colocação dos pinos
formadores do canal de alimentação (sprues) para introdução da resina. B, As superfícies oclusais
e incisais dos dentes protéticos são expostas para facilitar a retirada da prótese total. C, Separação
das partes da mufla durante o processo de eliminação da cera. D, Injeção da resina e colocação
do conjunto no banho de água.
42 Passos na preparação do molde (técnica da resina de baixa viscosidade). A, Completado o
posicionamento dos dentes, o modelo é colocado na mufla. B, Remoção do modelo com os
dentes posicionados do revestimento de hidrocolóide. C, Preparação dos condutos formadores
dos canais de alimentação e áreas de saídas de gases. D, Reposição dos dentes da prótese e do
modelo mestre. E, Introdução da resina de baixa viscosidade. F, Remoção da prótese.
Termicamente ativada (microondas)
Termicamente ativada (injeçao)Termicamente ativada (compressão)
D
43 Alterações dimensionais como resultado da polimerização. A, Resina quimicamente ativada (técnica de
vazamento). B, Resina de microondas (técnica de modelagem por compressão). C, Resina convencional
termicamente ativada (técnica de modelagem por compressão). D, Resina termicamente ativada (técnica de
modelagem por injeçao).
44 Falha do implante laminado com a prótese fixada em dentes naturais. (Cortesia do Dr.
Mickey Calverley).
45 Implantes endósteos colocados diretamente no osso, imitando a forma da raiz e a
localização dos dentes no osso.
46 A, Implante subperiosteal posicionado embaixo do periósteo. Frequentemente a impressão requer uma
técnica cirúrgica difícil. B, Superestrutura para implante subperiosteal para permitir a união da prótese. C,
Prótese total para implante subperiosteal. (Cortesia do Dr. Joseph Cain e Dr. Richard Seals).
47 Conexão do tipo transmucosa para implante transósteo, o qual permite a colocação da
prótese total. (Cortesia do Dr. Joseph Cain e Dr. Richard Seals).
48 Diagrama dos componentes do implante. A, Fixador
do implante (endósteo com forma da raiz). B, Pilar
transmucoso que serve como ligação entre o implante
propriamente dito e a prótese. C, Prótese que pode ser
cimentada, parafusada ou fixada por deformação.
49 Acredita-se que o elemento intramóvel atue
internamente como absorvedor de choque.
Qualidade 1 Qualidade 2 Qualidade 3 Qualidade 4
50 Quatro tipos de osso variando de compacto homogéneo até osso trabecular de baixa
densidade.
51 A, Prótese híbrida original de Branemark projetada para ser acomodada em uma mandíbula
acentuadamente atrófica. B, A prótese híbrida normalmente requer quatro a seis implantes. C,
Superestrutura correspondente que foi parafusada no implante.
T Categorias Gerais
e Propriedades
dos Materiais Dentários
1 Panorama dos Materiais para Aplicação Dentária, 3
2 Estrutura da Matéria e Princípios de Adesão, 19
3 Propriedades Físicas dos Materiais Dentários, 39
4 Propriedades Mecânicas dos Materiais Dentários, 69
5 Solidificação e Microestrutura dos Metais, 99
6 Equilíbrio de Fases das Ligas Fundidas, 113
7 Polímeros Odontológicos, 135
8 Biocompatibilidade dos Materiais Dentários, 161
v
l Panorama dos Materiais
para Aplicação Dentária
Kenneth J. Anusavice
TÓPICOS
O Que São Materiais Dentários?
Emprego Histórico dos Materiais Restauradores
Especificações para Materiais Dentários
Programa de Aceitação da ADA
Provisões Gerais para Aceitação da ADA
Regulamentos da Food and Drug Administration dos Estados Unidos
Especificações Internacionais
Especificações da ISO, Subcomitês e Grupos de trabalho
Outras Organizações de Especificações Odontológicas
Quão Seguros São os Materiais Dentários Restauradores?
TERMOS-CHAVE
Materiais dentários auxiliares - Substâncias usadas na construção de uma prótese dentária, mas que
não se tornam parte da sua estrutura.
Materiais dentários preventivos - Cimentas, vernizes e materiais restauradores, que selam sulcos e fis-
suras ou que agem como agente terapêutico, tal como fluoretos e clorexidina, para prevenir ou con-
ter a desmineralização da estrutura dentária.
Materiais restauradores - Substâncias metálicas, cerâmicas, metalocerâmicas ou de base resinosa, usa-
das para repor, reparar ou reconstruir dentes, e/ou realçar a estética.
Materiais restauradores diretos - Cimento, metal ou resina composta, colocados e intra-oralmente for-
mados para restaurar dentes ou realçar a estética.
Materiais restauradoresindiretos - Cerâmica, metal, metalocerâmica ou resina composta, usados
extra-oralmente para confecção de próteses, que irão repor dentes perdidos, realçar a estética e/ou
restaurar dentes destruídos.
Materiais restauradores temporários - Cimentes ou resinas compostas, usadas por um curto período
(dias ou meses) para restaurar ou repor dentes ou estruturas dentárias perdidas, até que a prótese
ou restauração definitiva possa ser confeccionada.
f «C3
* Quais são as diferenças entre materiais dentários preventivos, restauradores, restauradores/preventivos
e auxiliares, utilizados para confecção de uma prótese parcial fixa (ponte)?
PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
O QUE SÃO MATERIAIS DENTÁRIOS?
O principal objetivo da odontologia é manter ou melhorar a qualidade de vida do paciente. Este
objetivo pode ser alcançado pela prevenção de doenças, pelo alívio da dor, aperfeiçoamento da
eficiência mastigatória, aprimoramento da fonética e pela melhora da aparência. Em virtude de
muitos desses objetivos requererem a reposição ou alteração da estrutura dentária existente, há
séculos, o principal desafio tem sido o desenvolvimento e a seleção de materiais biocompatíveis
e duráveis para restaurações dentárias de preenchimento direto e materiais protéticos processa-
dos, indiretamente capazes de suportar as condições adversas do ecossistema oral. A Figura 1-1
é o esquema de um corte transversal de um dente natural e seus tecidos de suporte. Em condi-
ções saudáveis, a parte do dente que se encontra acima do tecido gengival adjacente é chamada
de coroa clínica, e a que está abaixo da gengiva é chamada de raiz dentária. A coroa de um dente
é coberta por esmalte. A raiz é coberta por cemento e contém dentina e tecidos, com um ou mais
canais radiculares.
Historicamente, uma grande variedade de materiais tem sido empregada para substituição de
dentes naturais, incluindo osso, dentes de animais, dentes humanos, marfim, conchas marinhas,
cerâmicas e metais. Os materiais restauradores para substituição de estruturas dentárias perdidas
evoluíram muito lentamente durante os séculos passados.
Os quatro grupos de materiais empregados em odontologia hoje são: metais, cerâmicas, polí-
meros e resinas compostas. Apesar de recentes aperfeiçoamentos nas propriedades físicas desses
materiais, nenhum deles são permanentes. Dentistas e pesquisadores continuarão no século XXI
à procura de um material restaurador ideal. Um material restaurador ideal deve: (1) ser biocom-
patível, (2) ter adesão permanente a estruturas dentárias e ósseas, (3) igualar-se com a aparência
natural da estrutura dentária e outros tecidos visíveis, (4) exibir propriedades similares ao esmalte
dentário, dentina e outros tecidos, e (5) ser capaz de promover a reparação ou regeneração teci-
dual de tecidos perdidos ou lesionados.
Os materiais dentários podem ser classificados como materiais preventivos, materiais restauradores
ou materiais auxiliares. Entre os materiais dentários preventivos, estão os selantes de sulcos e fis-
suras, agentes seladores que previnem infiltração, materiais que são usados primariamente por seus
efeitos antibacterianos, forros, bases, cimentes e materiais restauradores que são usados principal-
Esmalte
Câmara
pulpar
Membrana
periodontal
alveolar
Osso
esponjoso
Gengiva
Dentina
Cemento
Fig. 1-1 Figura ilustrativa esquemática de um corte transversal de um dente natural anterior e seus tecidos de suporte.
Panorama dos Materiais para Aplicação Dentária CAPÍTULO 1
mente por liberarem flúor (compômero, ionômero híbrido, cimento de ionômero de vidro, ci-
mento de silicofosfato de zinco), dorexidina ou outros agentes terapêuticos usados para prevenir
ou inibir a progressão da cárie dentária. A Tabela 1-1 resume os tipos de materiais preventivos e res-
tauradores, suas aplicações e seus potenciais de durabilidade. Em alguns casos, o material preven-
tivo pode também servir como material restaurador que pode ser usado por um curto tempo de
aplicação (por alguns meses), por um moderado período (um a quatro anos) ou por longos pe-
ríodos (cinco anos ou mais). Materiais restauradores que têm pouco ou nenhum benefício tera-
pêutico podem, ser usados por um curto período (temporário), ou indicados para os casos que
requerem moderada durabilidade. Por exemplo, materiais restauradores que não contêm fluore-
tos podem ser usados por pacientes que possuem baixo risco de cárie.
Os materiais dentários restauradores consistem em todos os componentes sintéticos que
podem ser utilizados para reparar ou substituir a estrutura dentária, incluindo primers, agentes
adesivos, cimentos para base e forro, amálgamas, resinas compostas, compômeros, ionômeros hí-
bridos, ligas metálicas, metalocerâmicas, cerâmicas e polímeros para dentaduras. Estes também
podem ser empregados como materiais designados para liberação controlada de agentes terapêu-
ticos ou diagnósticos. Materiais restauradores podem ser usados temporariamente, por curto in-
tervalo de tempo (tais como cimentos provisórios e próteses unitárias e parciais fixas em resinas
acrílicas), ou por um longo período de aplicação [agentes adesivos dentinários, inlays (incrustra-
ções), onlays (restaurações com cobertura de cúspide), próteses unitárias, próteses removíveis, pró-
teses fixas e aparelhos ortodônticos]. Materiais restauradores podem ser melhor classificados
como materiais restauradores diretos ou materiais restauradores indiretos, na dependência de
eles serem utilizados (1) intra-oralmente, para confeccionar restaurações ou próteses diretamente
nos dentes ou nos tecidos, ou (2) extra-oralmente, em que os materiais são utilizados indireta-
mente em fundições ou outras réplicas de dente ou tecidos. Os materiais dentários auxiliares são
substâncias utilizadas no processo de fabricação de próteses dentárias ou aparelhos que não
fazem parte destes itens. Entre eles estão as soluções de condicionamento ácido, materiais de mol-
dagem, revestimentos para fundição, gessos para fundição e confecções de modelos, próteses uni-
tárias dentais, resmas acrílicas usadas para confecção de moldeiras individuais para
TABELA 1-1 Comparação da Durabilidade e Aplicação dos Materiais Dentários Restauradores e Preventivos
Tipo de material Aplicação do material Potencial preventivo benéfico Durabilidade
Adesivo resinoso
Selante resinoso
Cimento resinoso
Compômero
Ionômero de vidro híbrido
Ionômero de vidro convencional
Ionômero de vidro modificado
por partículas metálicas
Óxido de zinco-eugenol
Fosfato de zinco
Policarboxilato de zinco
Silicofosfato de zinco
Resina composta
Amálgama
Cerâmica
Metalocerâmica
Metaloplástica (metal/resina)
Resina acrílica (de uso temporário)
Acrílico para próteses totais
Metal fundido
Metal forjado
A
S
C
B, C, R
B, Q R
A, B, C, R, S
R
B, C, T
B, C
B, C
B, C
R
R
R
R
R
T
R
R
R
F (alguns produtos)
S
F (alguns produtos)
F
F
F, S
F
F
F (alguns produtos)
M
M
M
M
M
B, M
B, M
B, M
M
M
M
A
A
A
A
M, A
B
A
A
A
Aplicação: A, adesiva; B, base; C, agente cimentante; S, seíante de sulcos e fissuras; R, restaurador; T, restaurador temporário.
Potencial preventivo benéfico: F, materiais que liberam fluoretos; S, agentes selantes.
Durabilidade: B, baixa; M, moderada; A, alta.
PARTE l • Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
procedimentos de moldagem e moldeiras de dareamento, resinas acrílicas utilizadas para confec-
ção de protetor bucal e placas de oclusão, e abrasivos de acabamento e polimento.
Os materiais restauradores provisórios são uma subcategoria de materiais restauradores e in-
cluem produtos usados para restaurações e aparelhos dentários destinados à aplicação por um
médio ou longo período. Os exemplos incluem os cimentos provisórios usados para cimentação
ou outros materiais restauradores usados para preenchimento, fios ortodônticos e resinas acrí-
licas usadas para inlays (incrustrações), onlays (restaurações com cobertura de cúspide) e próteses
unitárias provisórias, e próteses parciais fixas provisórias.Que avanços tecnológicos levaram ao desenvolvimento de uma maior precisão na adaptação de próte-
ses confeccionadas indiretamente?
EMPREGO HISTÓRICO DOS MATERIAIS RESTAURADORES
Acredita-se que a odontologia como especialidade surgiu por volta de 3.000 a.C. Bandas e fios de
ouro foram utilizados pelos Fenícios (após 2.500 a.C.). Por volta de 700 a.C., os etruscos escul-
piam dentes em marfim para construção de próteses parciais, que eram fixadas aos dentes na-
turais por meio de bandas e fios de ouro. As bandas de ouro eram utilizadas para posicionar den-
tes extraídos em lugar de dentes ausentes.
Embora inscrições em tumbas egípcias indiquem que os doutores em dente eram indicados es-
pecialistas médicos, eles não tinham conhecimento para desempenhar a odontologia restaura-
dora. Contudo, transplantes de dentes humanos e implantes de dentes esculpidos em marfim
foram encontrados em múmias egípcias. A mais antiga evidência documentada de materiais uti-
lizados como implantes dentários é atribuída aos etruscos por volta de 700 a.C. Por volta de 600
d.C., os maias utilizaram implante constituído de segmentos de conchas marinhas, que eram co-
locadas em alvéolos de dentes anteriores. Inlays de ouro marteladas e inlays de pedras e minerais
eram utilizadas por razões estéticas ou por tradição ornamental pelos maias e, posteriormente,
pelos astecas. Os inças também realizaram mutilações dentárias utilizando ouro martelado, mas
o material não era colocado com finalidade decorativa.
A restauração ou reconstrução de cavidades em dentes data desde os tempos antigos ao século
XVIII, com uma variedade de materiais, incluindo lascas de pedras, cortiça, marfim, dente hu-
mano, resinas oleosas, borrachas e folhas de metal (chumbo e estanho). Mais recentemente, guta-
percha, cimentos, cimentos modificados por metal, resinas sintéticas sem carga, compósitos,
outros metais (folhas de ouro, amálgama e uma variedade de metais fundidos e ligas), cerâmicas
e metalocerâmicas têm sido utilizados em restaurações dentárias. Pare (1509-1590), um cirurgião
famoso, utilizava chumbo ou cortiça para preenchimento de dentes. A rainha Elizabeth I (1533-
1603) utilizava pedaços de tecidos para preencher cavidades em seus dentes. Fauchard (1678-
1761), o pai da odontologia moderna, utilizava folhas de estanho ou cilindros de chumbo para
preencher cavidades dentárias. Pacientes ricos preferiam ter dentes feitos de ágate, pérolas, prata
ou ouro. A odontologia moderna começou em 1728, quando Fauchard publicou um tratado que
descrevia vários tipos de restaurações dentárias, incluindo até um método para confecção dê den-
taduras feitas em marfim.
O ouro em folha também foi um material utilizado em restaurações dentárias. Pfaff (1715-
1767), dentista de "Frederico, o Grande", da Prússia, utilizava ouro em folha para capear câmara
pulpar. Buli iniciou produzindo ouro batido em conexões para aplicações dentárias em 1812.
Arculanus recomendava o uso de folhas de ouro para obturações de cavidades dentárias em 1848.
Esponjas de ouro foram introduzidas em 1853, nos Estados Unidos e na Inglaterra, para substi-
tuir o ouro em folha. Em 1855, Arthur promoveu a utilização do ouro coesivo nos Estados
Unidos. Philbrook, em 1897, descreveu a utilização de obturações de metais feitos a partir de pa-
drões de cera que tinham a configuração do desenho da cavidade dentária.
Taveau, em 1816, por meio da utilização de moedas de prata misturadas com mercúrio, empre-
gadas em obturações dentárias, desenvolveu na França o que é chamado de o primeiro amálgama
dental. Os irmãos Crawcour, que emigraram da França para os Estados Unidos, introduziram, em
Panorama dos Materiais para Aplicação Dentária « CAPÍTULO 1 7
1833, nos Estados Unidos, as obturações de amálgama dental utilizadas porTaveau; contudo, gra-
duados da Universidade de Odontologia de Baltimore subsequentemente fizeram um juramento
que não utilizariam o amálgama em seus trabalhos. Muitos dentistas criticavam a baixa qualidade
das recentes restaurações de amálgama. Essa controvérsia levou à "guerra do amálgama", de 1840
a 1850, período durante o qual ocorreram fervorosos debates sobre os benefícios e malefícios do
amálgama. Pesquisas voltadas para a composição do amálgama, no período de 1860 a 1890, pro-
moveram grande melhoria nas propriedades de manipulação do material e na performance clínica
das obturações de amálgama. Em 1895, Black propôs uma classificação dos preparos cavitários e
do processo de fabricação para os produtos de amálgama dental.
Próteses unitárias de ouro foram descritas por Mouton, em 1746, mas só foram patenteadas
por Beers, em 1873. Em 1885, Logan patenteou uma prótese unitária de porcelana fusionada a
um pino de platina, substituindo os insatisfatórios pinos de madeira anteriormente utilizados
para reconstruir áreas intra-radiculares (dentro da raiz dentária). Em 1907, foram introduzidos os
sistemas de pinos e coroas isoladas, que eram mais facilmente ajustados.
Em 1756, Pfaff descreveu um método para se fazer moldagens da boca com cera, por meio da
qual ele confeccionava um modelo com gesso comum ou Paris. Essa técnica permitia aos dentis-
tas realizar moldagens de pacientes edentados. Duchateau, um farmacêutico francês, e de
Chemant, um dentista, patentearam um processo, em 1774, para produção de próteses de porce-
lana à prova de cárie. Em 1789, de Chemant patenteou uma versão aperfeiçoada dessa porcelana
dental. As inlays em porcelana foram introduzidas logo em seguida, no início do século XIX.
Contudo, as restaurações de porcelana aderidas ao metal não eram tão aprimoradas quanto as
próteses metalocerâmicas de meados do século XX.
As dentaduras de George Washington (1732-1799) não eram bem-adaptadas, e ele sofreu ter-
rivelmente durante sua presidência (1789-1797). Washington nunca usou dente de madeira,
como havia sido erroneamente publicado; ele usava próteses totais feitas de alguns de seus pró-
prios dentes, de dentes bovinos ou de hipopótamo, marfim ou chumbo. Antes do seu primeiro
mandato como presidente, ele tinha usado próteses totais parciais adaptadas a seus dentes rema-
nescentes. Durante o início de seu primeiro mandato como presidente (1789), Washington tinha
apenas um dente natural remanescente e usou a sua primeira prótese total feita por John
Greenwood. A base desta prótese era feita de marfim de hipopótamo esculpido e adaptado ao re-
bordo mandibular. A prótese superior continha dentes de marfim, e a inferior consistia em oito
dentes humanos adaptados à base da prótese por parafusos de ouro atarraxados. As duas próte-
ses eram unidas entre si por molas espirais.
Em 1808, Fonzi, um dentista italiano, desenvolveu dentes individuais em porcelana, que eram
colocados com pino de platina cravado. Planteau, dentista francês, foi o primeiro a introduzir
dentes de porcelana nos Estados Unidos, em 1817. Em 1822, Charles Peale, artista, trouxe dentes
minerais para Filadélfia, e Samuel Stockton, logo em seguida, em 1825, iniciou a produção co-
mercial de dentes de porcelana. Ash, em 1837, desenvolveu dentes de porcelana mais aprimo-
rados, na Inglaterra.
Em 1836, Evans refinou o método de se fazer medidas precisas na boca. Contudo, foi em 1839
que Charles Goodyear inventou um método de baixo custo, usando borracha vulcanizada, que
permitiu que as próteses fossem moldadas mais precisamente e fossem mais bem-adaptadas à
boca. O aparecimento de bases de próteses totais feitas de borracha vulcanizada, que suportavam
os dentes de uma prótese, acelerou a demanda por materiais para próteses com uma adaptação
mais precisa e a um custo razoavelmente mais baixo. Desde 1839, materiais utilizados como base
de próteses tiveram um avanço em relação à sua qualidade, até chegarem à utilização das resinas
acrílicas e metais fundidos. Em 1935, introduziu-se a resina acrílica polimerizada como material
para base de prótese total para suporte de dentes artificiais.
Até então, focamos prioritariamente a evolução histórica dos materiais obturadores diretos e
alguns materiaisindiretos grosseiros. Antes do século XX, por causa da inadequada tecnologia e
da falta de eletricidade, as restaurações eram pobres em qualidade e não tinham uma boa adap-
tação ao dente. Contudo, em 1907, Taggert desenvolveu um método mais aprimorado para a con-
fecção de inlays fundidas. Mais tarde, no século XX, as ligas fundidas foram introduzidas,
desenvolvendo essa tecnologia. O titânio puro comercial (Ti CP), ligas nobres e ligas metálicas à
base de níquel-cromo, cromo-cobalto ou níquel-cromo-cobalto estão disponíveis para utilização
de inlays, onlays, próteses unitárias, estrutura de próteses metálicas ou próteses metalocerâmicas,
PARTE l Categorias Gerais e Propriedades dos Materiais Dentários
e armação de próteses removíveis. Poucas melhorias ocorreram na construção de próteses parciais
fixas (ponte) até o início do século XX. Mason desenvolveu uma faceta destacável a uma prótese
unitária para segurar um dente artificial que estivesse substituindo um dente perdido adjacente.
Thomas Steele (1904), graduado de Mason, introduziu facetas intercambiáveis que resolviam o
problema das fraturas das facetas utilizadas anteriormente.
Embora a prática odontológica anteceda a era cristã, comparativamente, poucos dados histó-
ricos existem na ciência dos materiais dentários. O emprego de fluoretos para prevenção da des-
mineralização dental originou-se de observações, em 1915, dos baixos índices de cárie da
população nas áreas do Colorado, cujo reservatório de água continha significativas concentrações
de fluoreto. A fluoretação controlada da água (l ppm) para reduzir a cárie dental (desminerali-
zação) começou em 1944, e a incidência de cárie dental em crianças que tiveram acesso à água
fluoretada tem reduzido desde então, em tomo de 50%. O emprego recente de selantes de sulcos
e fissuras e materiais restauradores que liberam flúor tem reduzido ainda mais a incidência de cárie.
Até recentemente, pouca informação científica a respeito dos materiais dentários restauradores
estava disponível. Seu emprego era inteiramente artesanal, e o único teste laboratorial era a boca
do paciente. Hoje em dia, mesmo diante da disponibilidade de equipamentos sofisticados e do
desenvolvimento da padronização dos métodos de testes para avaliar a biocompatibilidade de
materiais restauradores e preventivos, o teste dos materiais ocorrem dentro da boca do paciente.
As razões para essa situação são diversas. Em alguns casos, produtos são aprovados para utili-
zação em humanos sem serem testados em cobaias animais ou humanas. Em outras situações, ci-
rurgiões-dentistas utilizam materiais para propósitos que não são recomendados pelo fabricante;
por exemplo, empregam um produto cerâmico para próteses parciais fixas (PPFs) posteriores,
quando o produto foi recomendado apenas para inlays, onlays, próteses unitárias e PPFs anteriores
de três elementos.
O primeiro importante despertar de interesse científico ocorreu no meio do século XIX,
quando começaram os estudos do amálgama dental. Nessa época, surgiram algumas publicações
na literatura de estudos da porcelana e do ouro em folha. Esses progressos esporádicos em conhe-
cimento finalmente culminaram nas investigações de G.V. Black, que iniciou seus estudos de pes-
quisa em 1895. Dificilmente existiu uma especialidade da odontologia que não tivesse sido
explorada e obtido progressos por esse pioneiro da odontologia restauradora.
ESPECIFICAÇÕES PARA MATERIAIS DENTÁRIOS
O seguinte grande avanço no conhecimento dos materiais dentários e sua manipulação começou
em 1919. Durante aquele ano, o exército americano requereu ao National Bureau of Standards
[atualmente conhecido como National Institute ofStandars and Technology (NIST)] que estabele-
cesse especificações para avaliação e seleção de amálgamas dentários para uso no serviço federal.
Essa pesquisa foi realizada sob a liderança de Wilmer Souder, e um excelente relatório desse es-
tudo foi publicado em 1920.
As informações contidas nesse relatório foram recebidas com entusiasmo pelos profissionais
odontológicos e, a partir daí, informações que seguissem a mesma linha foram solicitadas para
outros materiais dentários existentes. Naquele tempo, o governo dos Estados Unidos não podia
alocar fundos suficientes para dar continuidade ao trabalho; assim, foi criada uma associação
mantida pelo Weinstein Research Laboratories. Esse tipo de arranjo permitiu ao patrocinador pagar
o salário dos pesquisadores associados e fornecer uma certa quantidade de equipamentos e su-
primentos necessários. Os pesquisadores associados trabalhavam no National Bureau of Standards
sob a direção de seus membros. Eles se constituíram, então, para todos os propósitos e finalidade,
em membros da equipe e passaram a ser mantidos pela iniciativa privada. Todos os achados eram
publicados e tomaram-se propriedade comum deste grupo em particular. Trabalhando sob a di-
reção do Dr. Souder, vários pesquisadores associados investigaram as propriedades do ouro tra-
balhado mecanicamente e, também, do ouro utilizado para fundições, além dos materiais
acessórios utilizados no processo de fundição. Essa fase do trabalho resultou na publicação de um
relatório de pesquisa extenso e de grande validade.
Em 1928, a Dental Research Fellowship do National Bureau of Standards foi encampada pela
American Dental Association (ADA). Os estudos conduzidos pelos pesquisadores associados da
L
Panorama dos Materiais para Aplicação Dentária « CAPÍTULO 1 9
ADA, em conjunto com os membros da equipe do NIST, têm sido de valor inestimável para a pro-
fissão odontológica e outorgaram a este grupo uma reputação internacional. Pesquisadores como
Wilmer Souder, George C. Paffenbarger e William T. Sweeney serão, sem dúvida, historicamente
lembrados como pesquisadores pioneiros, cujos trabalhos iniciaram uma era de pesquisa intensa
no campo dos materiais dentários. O entusiasmo desses homens propiciou a organização dos pri-
meiros cursos académicos em materiais dentários lecionados nas faculdades de odontologia ame-
ricanas e do exterior.
Qual é a principal proposta das especificações e padronizações para materiais dentários?
PROGRAMA DE ACEITAÇÃO DA ADA
O trabalho na ADA está dividido em várias categorias, incluindo a mensuração das propriedades
físicas e químicas de relevância clínica dos materiais dentários, além do desenvolvimento de
novos materiais, instrumentos e metodologias para testes. Até 1965, um dos principais objetivos
do NIST era formular especificações ou padrões para materiais dentários. Entretanto, em 1966,
quando foi criado o Council on Dental Materials and Devices da ADA (agora conhecido como
Council on Scientific Affairs), ele passou a assumir a responsabilidade de desenvolvimento de es-
pecificações e iniciou a certificação de produtos que satisfazem os requisitos dessas especificações.
Estas são padrões pelos quais a qualidade e as propriedades dos materiais dentários podem ser
aferidos. Esses padrões identificam os requisitos para propriedades físicas e químicas de um ma-
terial, de modo a assegurar um desempenho satisfatório do material quando este é adequada-
mente empregado pelo técnico do laboratório e pelo dentista. O Programa de Aceitação do
Council on Scientific Affairs incorporou essas especificações na avaliação de produtos odontológi-
cos, e os produtos são testados para verificar se eles cumprem os requisitos da especificação.
Quando um produto é classificado como Aceito, o fabricante tem permissão para anexar ao rótulo
do produto a notação "Aceito pela ADA".
A ADA também é patrocinadora administrativa de dois comités de formulações de padrões
que opera sob a direção do American National Standards Institute (ANSI), que é uma instituição de
conselho subordinada à ADA. O Standards Committee for Dental Products (SCDP) da ADA desen-
volve especificações para todos os materiais odontológicos, instrumentos, equipamentos, com ex-
ceção de medicamentos e películas para radiografia. O Council on Scientific Affairs (CSA) é
também o responsável pela avaliação