ads:
UNIVERSIDADE DE TAUBATE
Evandro Petri
AVALIAÇÃO IN VITRO DO GALVANISMO
ENTRE IMPLANTES DENTÁRIOS E SISTEMAS
METÁLICOS UTILIZADOS PARA
REABILITAÇÃO MAXILO-MANDIBULAR
Taubaté – SP
2006
ads:
Livros Grátis
http://www.livrosgratis.com.br
Milhares de livros grátis para download.
UNIVERSIDADE DE TAUBATE
Evandro Petri
AVALIAÇÃO IN VITRO DO GALVANISMO
ENTRE IMPLANTES DENTÁRIOS E SISTEMAS
METÁLICOS UTILIZADOS PARA
REABILITAÇÃO MAXILO-MANDIBULAR
Dissertação apresentada para obtenção do
Título de Mestre pelo Programa de Mestrado
em Odontologia do Departamento de
Odontologia da Universidade de Taubaté.
Área de concentração: Prótese Dentária
Orientadora: Profa. Dra. Ana Paula Rosifini
Alves
Taubaté – SP
2006
ads:
Petri, Evandro
Avaliação in vitro do galvanismo entre implantes dentários e sistemas
metálicos utilizados para reabilitação maxilo-mandibular/ Evandro Petri.
Taubaté: Unitau, 2006.
46 f.: il.
Orientadora : Ana Paula Rosifini Alves
Dissertação de Mestrado – Universidade de Taubaté,
Departamento de Odontologia, 2006.
1.Corrosão sob tensão 2. Supra-estrutura 3. Implante dentário
4. Prótese mandibular – Dissertação. I.
Universidade de Taubaté. Departamento de Odontologia. II. Título.
Dedico este trabalho à minha mulher, Márcia, que me acompanhou durante
todo o período me ajudando e incentivando.
Aos meus pais, José Luiz e Doroti, por toda a ajuda prestada, e por serem
exemplo para minha forma de viver.
AGRADECIMENTOS
À Profa. Dra. Ana Paula Rosifini Alves pela simplicidade e auxilio no
desenvolvimento e orientação do trabalho.
Aos técnicos do Departamento de Engenharia José Arauto Ribeiro e Flávio Pereira
pelo apoio prestado.
Ao Prof. Dr. Durval Rodrigues Junior, Faenquil (Faculdade de engenharia química de
Lorena), pela realização das análises em Microscópio Eletrônico de Varredura.
À Dra. Elizabeth Soneko Dantas, do IPEN (Instituto de pesquisas energética e
Nucleares), pela análise química das soluções.
À Unitau (Universidade de Taubaté).
Aos Professores Dr. Sigmar de Mello Rhode, coordenador da área de prótese, e Dr.
Antônio Olavo Cardoso Jorge, coordenador geral do programa de mestrado em
odontologia da Universidade de Taubaté, pela chance de realizar este curso.
As situações não fazem o homem, elas apenas o revelam.
Autor desconhecido
RESUMO
A prototipagem rápida é uma tecnologia indicada para várias situações na
área da saúde, dentre as quais destaca-se a confecção de próteses mandibulares. A
interação entre as diferentes ligas para reconstituição mandibular e reabilitação oral
pode determinar corrosão das mesmas, provocando efeitos indesejáveis biológicos,
funcionais e estéticos. Além disso, no processo de corrosão íons metálicos são
liberados e podem entrar em contato com células e tecidos no meio imediato, ou
serem distribuídos pelo corpo, principalmente no canal intestinal. Se esses íons não
são biocompatíveis, e absorvidos pelo organismo em grande quantidade, podem
ocorrer danos. O objetivo do presente estudo foi avaliar a corrosão sob tensão em
fadiga dos materiais, Ti cp. Ni-Cr e Co-Cr utilizados para reabilitação oral e
reconstituição mandibular e investigar seu comportamento corrosivo. Uma máquina
de ensaio de fadiga simulando a mastigação foi especialmente desenvolvida para
este trabalho. Os corpos-de-prova foram submetidos a dois milhões de ciclos, com
20 N em meio fluoretado a 37 ºC e freqüência de 5 Hz. Os meios de imersão foram
analisados com auxílio de espectroscopia de emissão atômica e as superfícies em
microscópio de luz e eletrônico. Após o ensaio de fadiga, pites e desgaste na
superfície dos corpos-de-prova não foram observados no implante de titânio nem na
infraestrutura de Ni-Cr da coroa metalocerâmica. Os resultados indicaram liberação
de íons para as ligas Ni-Cr e Co-Cr.
Palavras-chave: Corrosão sob tensão. Supra-estrutura. Implante dentário. Prótese
mandibular.
ABSTRACT
The rapid prototyping is a tecnology used to may cases, like mandibular
prothesis. The interaction between many kinds of dental alloys may result in
biological, functional and aesthetic effects of which the biological effects. Besides, in
corrosion process metal ions are released and may come into contact with cells and
tissues in the immediate enviroment, or be distributed throughout the body, mainly to
the intestine canal. If these ions are not biocompatible, and if they are absorbed in
great quantity by organism may be injured . The aim of the present study was to
evaluate fretting corrosion in many materials, Ti cp, NiCr and CoCr for mandibular
and oral rehabilitation and investigate their corrosion behaviour. Fatigue testing
machine simuling mastication was specially designed. The specimens were loaded
with 20 N in fluoride media at 37ºC. The loading frequency was 5 Hz and the
maximum cycle number was two million or the approximate equivalent of two years in
vivo mastigation. The immersion media were analyzed with inductively coupled
plasma-atomic emission spectroscopy (ICP-AES) and surfaces observed in light and
eletronical microscopy. After testing, pites and wear wasn’t observed on surface of
titanium or NiCr. The results indicated ionic release from Ni-Cr and Co-Cr
suprastructures.
Key-words: Fretting corrosion. Suprastructures. Dental implants. Mandibular
prothesis.
LISTA DE FIGURAS
Figura 1 -
Metal simulando prótese mandibular com resina de
embutimento
25
Figura 2 -
Tratamento da superfície metálica após jato de óxido de
alumínio
27
Figura 3 -
Aplicação de camada cerâmica
28
Figura 4 - Cerâmica após cocção 28
Figura 5 - Corpo-de-prova finalizado 29
Figura 6 -
Equipamento projetado para realização dos ensaios de
fadiga
30
Figura 7 -
Plataforma do implante controle em MEV com aumento de
40 X
34
Figura 8 - EDS geral da plataforma do implante controle
34
Figura 9 -
Superfície do implante do grupo Ti cp.
35
Figura 10 -
Hexágono interno do UCLA, grupo de Ti cp. após ensaio de
fadiga
36
Figura 11 -
Hexágono interno do UCLA, grupo Co-CR, após ensaio de
fadiga
36
Figura 12 -
Deposição de cristais de sal no implante de Ti cp. 39
LISTA DE TABELAS
Tabela 1 Desprendimento de íons para a solução 33
SUMÁRIO
1 INTRODUÇÃO
11
2 REVISÃO DA LITERATURA
14
3 PROPOSIÇÃO
24
4 MATERIAL E MÉTODO
25
4.1 Corpo-de-prova 25
4.1.1 Metal para reconstrução facial
25
4.1.2 Implantes
25
4.1.3 Enceramento e sobrefundição dos pilares protéticos
26
4.1.4 Aplicação da cerâmica
27
4.1.5 Montagem do conjunto metal/implante/coroa
29
4.2 Ensaio de fadiga em solução eletrolítica 30
4.3 Análise em microscopia 31
4.4 Análise Química 32
5 RESULTADOS
33
5.1 Liberação de íons 33
5.2 Microscopia 33
6 DISCUSSÃO
37
7 CONCLUSÕES
41
REFERÊNCIAS
42
11
1 INTRODUÇÃO
Existem fatalidades que atingem o ser humano que podem levar a problemas
na sua qualidade de vida. Dentre estas situações está a perda de parte da
mandíbula, devido à presença de traumas, acidentes, agressões, tumores e
infecções, gerando severas deformidades que quase sempre dificultam a
alimentação e fonação.
Para reparar essas deformidades têm surgido várias técnicas auxiliares, como
a prototipagem rápida, um conjunto de tecnologia usado para a fabricação de
objetos diretamente a partir de fontes de dados gerados por um sistema de projeto
auxiliado por computadores (MEURER; SILVA; MEURER, 2004). Com a técnica de
prototipagem rápida, modelos podem ser usados para simulação cirúrgica
associados ao seu estudo em articulador. Quando utilizados na reconstrução da
mandíbula após ressecção tumoral, podem reduzir as complicações pós-operatórias
e alterações de posição da articulação temporomandibular. Em implantodontia,
fornecem informações sobre tamanho, direção e localização dos implantes, e
também anatômicas, podendo ser utilizados na reconstituição de defeitos
craniofaciais (CHOI et al., 2002).
As reconstruções da mandíbula têm sido realizadas com materiais metálicos
como Co-Cr e titânio, devido às propriedades que esses materiais apresentam como
excelente resistência mecânica e biocompatibilidade (EUFINGER; WEHMOLLER;
MACHTENS, 1997). No entanto para proporcionar o efeito estético desejado,
implantes dentários devem ser fixados às mesmas. Os implantes têm como função e
12
objetivo a restauração da saúde e funcionalidade da cavidade oral, sendo mais
utilizados os implantes, parcialmente submergidos no osso (ANUSAVICE, 2005).
Em conjunto com implantes e para promover a reabilitação oral, a porcelana
associada a estruturas metálicas fundidas constituem um material clássico na
substituição de dentes perdidos, proporcionando reabilitações protéticas com
excelente estética e bons resultados em termos oclusais.(FRANCISCHONE;
VASCONCELOS, 1998; MEZZOMO, 1999). A associação dos elementos que
constituem o conjunto prótese mandibular/implante/coroa metalocerâmica
proporciona uma combinação de metais diferentes que podem provocar um efeito
conhecido como galvanismo.
A Sociedade Americana de Materiais para Testes define par galvânico como
um par de condutores diferentes, comumente metais, em contato elétrico. Assim, a
diferença entre os metais forma o par galvânico. Por outro lado, galvanismo também
pode ser definido como a geração de corrente elétrica, em que o paciente poderá ou
não sentir desconforto ou dor, ocorrendo uma diferença de potências entre os
diferentes tipos de restaurações metálicas em dentes adjacentes ou antagônicos.
Isto acontece em virtude do contato entre o metal e a saliva ou serum que funciona
como uma célula elétrica, produzindo corrente. O contato entre diferentes tipos de
metais na cavidade oral provoca uma geração de potencial que por meio da corrente
elétrica produz dor. Outro fator que influencia o galvanismo é a composição metálica
e a área de superfície (RECLARU; MEYER, 1994; GRAIG; POWERS, 2004).
Em relação à associação entre prótese mandibular e implantes, a saliva se
infiltra entre os componentes protéticos em contato com diferentes metais,
promovendo a criação de uma célula galvânica, que influi diretamente no processo
de corrosão (OH; KIM, 2004). A corrosão promove liberação de íons, os quais
13
podem entrar em contato com células e tecidos circunvizinhos, ou mesmo
sistemicamente, se alojando principalmente no canal intestinal. Assim, se os íons
não forem biocompatíveis e absorvidos em grande quantidade, o organismo pode
apresentar intoxicação (GIL et al., 1999).
O presente trabalho avaliou in vitro a presença de corrosão galvânica e
liberação de íons de um conjunto implante/coroa metalocerâmica, quando estes
estão associados a uma liga para reconstituição facial.
14
2 REVISÃO DE LITERATURA
Eufinger, Wehmoller e Machtens (1997), em estudo sobre próteses individuais
e recessão padrão para reconstituição mandibular, avaliaram quatro casos, onde
todos possuíam tomografia computadorizada helicoidal. Os dados foram transmitidos
para um computador com programa CAD/CAM. As próteses foram confeccionadas
em tamanho máximo de 20x10 mm, em titânio, e com loja para colocação de
implantes futuramente. Houve um acompanhamento por um período de sete meses.
Concluíram que o plano de tratamento deve ser planejado antes para não inviabilizar
futuramente este processo de reabilitação, sendo que este método mostrou-se um
método rápido e seguro para a reconstituição facial.
Dieter (1984) relatou que a ação simultânea de tensões cíclicas e ataque
químico é conhecida como fadiga por corrosão. O ataque corrosivo sem tensão
imposta produz, muitas vezes, o aparecimento de pites nas superfícies dos metais.
Os pites atuam como entalhes e causam a redução da resistência à fadiga. No
entanto, ressalta que quando o ataque corrosivo ocorre simultaneamente com o
carregamento em fadiga, há uma redução acentuada das propriedades em fadiga,
redução esta que é maior do que a produzida pela corrosão da superfície. Quando a
corrosão e fadiga atuam simultaneamente, o ataque químico acelera muito a taxa da
propagação das trincas em fadiga. Os materiais que apresentam um limite de fadiga
definido quando ensaiados ao ar na temperatura ambiente não apresentam
indicação do limite de fadiga quando o ensaio é realizado em meio corrosivo. Uma
vez que o ataque corrosivo é um fenômeno que depende do tempo, sugere que
quanto mais rápido for o ensaio, menor será o dano devido à corrosão. Afirma ainda
15
que a ação da carga cíclica causa uma destruição localizada do filme do óxido
superficial, permitindo que possa ser produzidos pites. Os fundos dos pites são mais
anódicos do que o resto do metal e, desta forma, a corrosão prossegue para o seu
interior. Quando o pite se torna pontiagudo o bastante para produzir uma grande
concentração de tensões, a trinca é nucleada. É muito maior o número de pites
produzidos na fadiga por corrosão do que num ataque corrosivo sem a ação de
tensões. Outro efeito da tensão cíclica é remover ou desalojar produtos da corrosão
que poderiam impedir o avanço da corrosão.
Reclaru e Meyer (1994) estudaram a corrosão entre implantes de titânio e
ligas odontológicas, utilizaram discos de diâmetro de onze milímetros, em quinze
pares entre o titânio e ligas (áuricas, prata, não preciosas com alto teor de ferro, Ni-
Cr e Pd) em imersão em saliva artificial mantida a 37 °C, com pH 5,0 por 24 horas;
gravando a variação da corrente galvânica e potencial comum por cinco horas. As
correntes galvânicas mensuradas são de mesma magnitude, exceto pela
combinação de titânio e liga não preciosa 20 (Fe-Cr-Ni-Mo), mais fraca, e as
superfícies submetidas a microscópio eletrônico de varredura. Concluíram que as
correntes mensuradas são de mesma intensidade, exceção à liga Ti/20. As ligas
preciosas são mais resistentes ao fenômeno de corrosão galvânica, ligas de titânio e
ouro causam mínimo galvanismo, e não possuem risco de corrosão, assim como
ligas de titânio-paládio; já ligas de titânio e metais não preciosos possuem alto risco
de galvanismo e corrosão.
Hulterström e Nilsson (1999) avaliaram ligas de Co-Cr como uma estrutura em
prótese fixa implanto suportada, em três anos de avaliação. Onde 66 pacientes com
próteses implantossuportadas com estrutura de Co-Cr, divididos em três grupos:
cilindros de ouro com conexão da liga de Co-Cr com resina autopolimerizável,
16
cilindros de ouro parcialmente soldados com resina autopolimerizável e cilindros de
ouro completamente soldados com resina autopolimerizável, as avaliações de uma
semana, seis meses, um, dois e três anos. Os autores concluíram que após três
anos não houve complicação na estrutura de Co-Cr.
Ravnholt (1996) realizou experimento para avaliar a corrente de corrosão e a
elevação do pH ao redor do par titânio/ligas odontológicas. Neste estudo utilizou
titânio comercialmente puro e cinco ligas odontológicas: ouro, Co-Cr, aço inoxidável,
amálgama e amálgama melhorado (high cooper amalgam). Com cilindros de 3 a 4
mm de diâmetro colocados em celular com NaCl a 1% e 37 °C durante vinte dias.
Após este período houve exame com difrator de raio x, foi demonstrado que houve
corrente de corrosão galvânica e elevação do pH da solução. Afirma que o ouro não
é afetado pela corrosão em virtude da sua estabilidade termodinâmica, e que as
ligas de Co-Cr possuem níveis de corrosão menor devido à passividade do óxido de
cromo. Por fim, ressalta que a presença de corrosão e também o valor do pH do
meio devem ser levados em consideração ao se combinar o titânio com outros tipos
de metais in vivo.
Em um estudo do efeito dos pares galvânicos entre ligas de titânio e ligas
para restauração dental em culturas de células, Bumgardner e Johansson (1997),
utilizaram quatro tipos de amálgama, em cilindros de 6 mm de diâmetro por 4 mm de
altura simulando condições orais, ou seja, 37 ºC, 5% CO² e 90% de umidade relativa
do ar. Estes foram colocados em culturas com fibroblastos gengivais humanos, por
um período de contato de 24 horas. A mensuração da resposta celular foi pela
mudança na viabilidade celular, proliferação e produção de colágeno. E também
utilizaram teste de absorção atômica para aferimento da quantidade de íons
liberados e contaminação celular. Concluindo que ligas Ti/Amálgama promovem
17
uma corrosão de trincas, ao passo que as ligas de gálio possuem alto potencial
corrosivo. Bem com reposta citotóxica elevada quando em combinação com o
titânio.
Ao entrarem em contato, dois materiais, seus potenciais de corrosão
convergem para um potencial comum, sendo verdadeiro principalmente onde um
dos componentes é polarizado. Assim, Venugopalan e Lucas (1998) avaliaram ligas
restauradoras e implantes de titânio em par galvânico, dentre as ligas restauradoras,
utilizaram ligas áuricas, Ag/Pd, Ni-Cr, Co-Cr, 316L SS, Ag/Sn (amálgama), em
discos de 16 mm de diâmetro e 2 a 3 mm de espessura. Os corpos-de-prova foram
mantidos em uma célula de corrosão com saliva artificial e exposição de 01 cm² ao
eletrólito. Concluindo que os casos em que ocorre fissura apresentam substancial
redução da concentração de 0², em associação de Ti/Ticonium ocorre acelerada
corrosão galvânica.
Strietzel et al. (1998) estudaram in vitro a corrosão do titânio, para isto
utilizaram dez corpos-de-prova de titânio puro em teste de imersão estática em
diferentes soluções durante quatro semanas. A liberação de íons foi determinada por
espectrofotômetro de absorção atômica. Concluíram que a liberação de íons foi
baixa e a corrosão somente superficial.
A corrosão galvânica é um fenômeno complexo de seis fatores básicos:
potencial, polarização área do eletrodo, eletrólito, resistência a corrente galvânica,
aeração, difusão e agitação do eletrólito. Por isso, Gorsgogeat et al. (1999)
mensuraram e avaliaram a corrosão galvânica entre implantes de titânio/Ti6Al4V e
ligas odontológicas por técnica eletroquímica e espectrometria. Utilizaram corpos-de-
prova em forma de cilindros com 5 mm de diâmetro por 15 mm de altura colocados
em anel de politetrafluoretileno para sua melhor adaptação ao eletrodo. As ligas
18
associadas aos implantes de titânio foram: preciosa áuricas, paládio e de prata, ligas
não preciosas de cobalto/cromo. Dois tipos de soluções de saliva artificial, dês-
aerada com pH de 5,0 e não dês-aerada com pH de 6,7. Os dados dos corpos-de-
prova foram mensurados através de técnica de eletrodo rotacional a 500 rpm. Após
o período de experimento, houve análise em microscopia eletrônica de varredura e
espectrofotômetro. Concluíram que o processo de corrosão é baixo na associação
entre Ti/ligas preciosas e Ti6Al4V/ligas preciosas, ocorrendo situação desfavorável
se o catodo for grande e o anodo pequeno. Outra conclusão é que as características
biológicas de cada indivíduo representam uma variável que não pode ser facilmente
reproduzida in vitro. A combinação mais favorável é a qual ocorre resistência à
condição externa que pode ser encontrada na cavidade oral.
Por outro lado, Ravnholt e Jensen (1999), investigando a corrosão de
matérias para supraestrutura de implantes unidos a implantes de titânio,
convencionaram que como material de referência o titânio puro comercialmente.
Selas de 4 mm de diâmetro foram confeccionadas em dois materiais: resina acrílica
e ouro. Em uma célula de corrosão com NaCl a 1%, simulando ambiente oral a 37
°C por vinte dias, concluíram que os materiais investigad os são compatíveis com o
titânio.
Gil et al. (1999) avaliaram o comportamento in vitro da corrosão e liberação
de íons de diferentes ligas protéticas, utilizaram cinco corpos-de-prova em forma de
cilindro de 2 mm de diâmetro e 3 mm de altura, par os seguintes materiais: Ti, Au-
Ag-Pd, Ag-Au-Pd, Pd, Ag-Pd, Ni-Cr. Em um recipiente com saliva artificial com pH de
6,7 e 37 °C de temperatura constante, sendo mudado pa ra cada corpo-de-prova,
mantidos em imersão por 250 minutos. Concluíram que a baixa liberação de íons de
titânio é devido à passividade do filme de óxido de titânio com redução da difusão de
19
íons metálicos para o exterior. O Ni-Cr produz grande quantidade de íons liberados,
mas estabiliza com o passar das horas, sendo que a grande quantidade de íons
liberada é justificada pela presença de menor resistência à corrosão, e assim grande
quantidade de produtos liberados pela corrosão.
Cortada et al. (2000) avaliaram o comportamento da corrosão galvânica de
implantes metálicos interligados a ligas odontológicas, utilizou cinco corpos-de-prova
em cilindros de 2 mm de diâmetro por 3 mm de altura para cada material estudado.
Os metais ficaram imersos em saliva artificial a 37°C e p H de 6,7. A célula de
corrosão foi saturada com Ag-Cl como referência. A corrente versus o tempo, nos
pares galvânicos, foi controlada por potenciostato, e a variação de potencial por
multímetro e digitalizador. O período do experimento foi de 250 minutos. A
microestrutura foi observada em microscópio ótico, e a corrosão foi analisada por
microscópio eletrônico. A microanálise por raios-X de energia dispersiva foi utilizada
para determinar a composição química dos locais mais propensos à corrosão.
Concluíram que o titânio é um dos materiais mais resistentes à corrosão, e a
liberação de íons observada foi pequena. Mas o Cr-Ni libera grande quantidade de
íons.
Analisando a resistência à corrosão de titânio puro em ácidos orgânicos,
Koike e Fujii (2001) utilizaram modelos de 15x20x1 mm de titânio puro em soluções
de acido lático e fórmico com água destilada, variando o pH em 1, 4, 5, 5, 7 e 8,5,
com temperatura de 37°C, durante três semanas. Após este período os íons
metálicos foram medidos. Concluíram que as corrosões por oxigênio e hidroxila
podem atingir a superfície do titânio, mas as propriedades corrosivas são
dependentes do pH para a solução com ácido fórmico, e menos dependente para o
ácido lático.
20
Gratton, Aquilino e Stanford (2001) utilizaram fadiga dinâmica no conjunto
implante-pilar protético para avaliar o efeito de diferentes torques aplicados em
parafusos de ouro em relação a micromovimentação, simulando condições clínicas.
Utilizaram 15 pilares UCLA pré-usinados em ouro, que foram sobrefundidos com liga
com alto teor de paládio (Pd 79.0%, Au 2.0%) e divididos aleatoriamente em três
grupos (A, B e C). Após a fase laboratorial, os pilares foram conectados a implantes
de 3.75 X 15 mm, onde os parafusos em ouro do grupo A receberam torque de 32
N.cm (controle), os do grupo B de16 N.cm e os do grupo C de 48 N.cm. Após o
torque os implantes foram fixados em um dispositivo com um calibrador para
avaliação da micromovimentação e posicionados em uma máquina de ensaio de
fadiga. Foi aplicada carga axial sobre os pilares de 20 a 130 N, a uma freqüência de
6Hz com ciclos acima de cem mil. As medidas da micromovimentação da interface
pilar/implante foram submetidas a análise estatística e comparados a dados de base
(implantes/abutment com parafusos sem receber torque). Os autores concluíram que
há diferença significativa quando os parafusos são submetidos a diferentes torques,
entretanto não há diferença na micromovimentação em relação ao número de ciclos
produzidos. Sugerem que este último ocorreu por que foi aplicada uma carga
máxima de 130 N, menor que a força máxima produzida durante a mastigação que
varia de 200 a 2440N, além de não ter sido aplicado no estudo, forças laterais que é
sugerido ser de 20 N em condições clínicas, além de que no estudo o número de
ciclos foi limitado não sendo suficiente para causar fadiga e deterioração do
parafuso.
Sedarat et al. (2001) avaliaram a cinética in vitro da biodegradação das ligas
de titânio. Amostras de titânio puro e várias ligas de titânio foram colocadas em
tubos de ensaio com solução de NaCl a 0,9% e cerume humano. Esta solução foi
21
trocada no primeiro e terceiro dias, depois a cada três dias, e mantidos em
temperatura constante de 37 °C e pH de 7,2. Concluíram que o titânio puro parece
apresentar propriedades mecânicas e biológicas com risco mínimo de efeitos locais
e sistêmicos.
He, Zhang e Wu (2002) avaliaram o comportamento do desgaste e corrosão
galvânica e mecanismos de ligas de Co-Cr-Mo e Ti-6Al-4V. Utilizaram as ligas em
solução salina. O potencial galvânico e a corrente gerada foram monitorados por
quarenta e cinco dias. Concluíram que não houve corrosão se usados juntos em
condições estáticas, também não há susceptibilidade a corrosão galvânica quando
simultaneamente usados em uma condição de equilíbrio, mas as superfícies de
desgaste apresentam-se mais vulneráveis à corrosão galvânica.
Em estudo sobre o comportamento da corrosão galvânica de supraestruturas
de implantes de ligas odontológicas, Taher e Al Jabab (2003) avaliaram vinte e
quatro corpos-de-prova preparados sobre encaixe de implantes de titânio. Oito
diferentes ligas odontológicas foram utilizadas, três espécimes para cada liga.
Montados em anel com resina acrílica e colocados em célula galvânica com ponte
de agar-agar. O meio utilizado foi saliva artificial com pH de 7,2, mantidos na solução
por 24 horas. A corrente geralmente durou seis horas, e houve as seguintes
conclusões: ouro foi excelente – sem galvanismo, Ag-Pd teve corrosão galvânica
aceitável, Co-Cr teve bom desempenho, enquanto ligas de Ni-Cr foi instável, e as
ligas de titânio comercialmente puro e SS-Ti apresentou inesperada corrosão.
Em avaliação do comportamento in vitro da corrosão de biocerâmica, metal,
biocerâmica metálica revestindo implantes dentais de aço inoxidável, Fathi et al.
(2003) utilizaram o titânio comercialmente puro e aço inoxidável 316L nos corpos-de-
prova. Através técnica de difração por raios-X, analisaram a estrutura cristalina e as
22
fases presentes nos revestimento. O teste de célula de polarização de corrosão
eletroquímica em solução fisiológica – Ringer e NaCl 0,9% - a 37°C, repetidos cinco
vezes para cada grupo de espécimes, foi utilizado para coleta de dados. Concluíram
que a dupla camada de titânio-hidroxiapatita tem efeito benéfico e desejado no
comportamento da corrosão do aço inoxidável, e diminuiu a densidade da corrosão,
corrente e preveniu a liberação de íons.
Oh e Kim (2004) estudaram as propriedades eletroquímicas de pares
galvânicos de supra-estruturas para implantes de titânio. Foi realizado teste de
corrosão com potenciostato e saliva artificial a 37 °C. Houve corrente galvânica que
reduziu a concentração de O² e elevou a concentração de íons metálicos. Para ligas
de Co-Cr e Ni-Cr houve destruição da camada de óxido levando a corrosão
localizada, mas sem risco de galvanismo no meio oral. Os autores concluíram que a
seleção da liga é importante para evitar corrosão e galvanismo.
Denizoglu, Duymus e Akayaçin (2004) avaliaram a liberação de íons de dois
tipos de ligas com base metálica em vários níveis de pH. Assim, utilizou um modelo
mestre de 5 mm de diâmetro por 3 mm de espessura para confeccionar trinta
corpos-de-prova, 15 de Co-Cr e 15 de Ni-Cr. Cada espécime fora colocado em um
recipiente plástico com 15 ml de saliva artificial e com três diferentes valores de pH:
4, 5 e 7; mantidos por um mês a temperatura de 37 °C. A quantidade de íons
liberados foi determinada por um espectrofotômetro de absorção óptica. E
concluíram que o Ni apresenta altos níveis de liberação de íons enquanto o Cr é
menor. O tipo de liga, pH e a interação destes dois fatores afetam diretamente o
grau de liberação de íons, e para prevenir esta liberação às restaurações deveriam,
sempre que possível, serem confeccionadas em metais nobres e ligas resistentes à
corrosão.
23
Okazaki e Gotoh (2005) compararam a liberação metálica de vários
biomateriais metálicos in vitro. Dentre as ligas utilizadas destacam-se aço inoxidável,
Co-Cr-Mo, titânio cp. Estas foram colocadas em teste de imersão estática a 37°C
com várias soluções. A determinação dos íons liberados foi aferida por
espectrofotômetro. Concluíram que a quantidade de Co e Ti foi pequena, e o efeito
do pH altera a liberação de íons.
24
3 PROPOSIÇÃO
Avaliar, in vitro, através de carregamento dinâmico em meio simulando a
mastigação, a presença de corrosão galvânica e liberação de íons sobre o conjunto
formado por: metal - titânio cp. e Co-Cr (simulando prótese) / implante / coroa
metalocerâmica com infraestrutura de Ni-Cr.
25
4 MATERIAL E MÉTODO
4.1 Corpos-de-prova
Os corpos-de-prova foram montados em três partes: 1) metal (simulando a
prótese); 2) implante de titânio e 3) coroa metalocerâmica.
4.1.1 Metal para reconstrução facial
Para simular a prótese, dois tipos de metais foram avaliados: Co-Cr e titânio.
Os mesmos foram usinados na forma de cilindros com 12 mm de altura e 20 mm de
diâmetro. Na região central foi feito um perfuração, com uma furadeira de bancada
(IRBAU – São Paulo) a 390 rotações por minuto ( RPM) e refrigeração com óleo
mineral, com 3 mm de diâmetro, com broca para metal duro 12 3452 62 7892 –
Alemanha). (Figura 1)
Figura 1 – Metal simulando prótese mandibular com resina de embutimento
Metal simulando prótese
mandibular - Perfuração
para colocação do implante
26
4.1.2 Implantes
Foram dez implantes com hexágono externo nas dimensões de 8 mm de
altura por 3,8 mm de diâmetro especialmente usinados para o estudo. Os implantes
foram divididos em dois grupos de cinco corpos-de-prova, grupo 1 implante de Ti
cp./liga de Ti cp., e grupo dois com implante de Ti cp./Liga de Co-Cr.
4.1.3 Enceramento e sobrefundição dos pilares protéticos
Foram utilizados dez pilares protéticos plásticos (RAISE – Comércio de peças
protéticas Ltda – São José dos Campos - SP), que foram fundidos em Ni-Cr
(Degussa - Alemanha). Sobre os pilares do sistema UCLA, sistema desenvolvido
pela Universidade Católica de Los Angeles, Califórnia, Estados Unidos, foram
sobrefundidas infra-estruturas com a mesma composição dos pilares protéticos.
Um componente UCLA, todo em plástico (calcinável), foi parafusado ao
implante e sobre este foi encerado uma infra-estrutura compatível para um pré-molar
inferior, nas seguintes dimensões: 8 mm mesio-distal, 7 mm vestíbulo-lingual e 7 mm
ocluso-cervical. Após a aplicação da cerâmica com espessura total de 1,5 mm de
cada lado, cada unidade passou a ter as dimensões finais de 11 mm mesio-distal, 10
mm vestíbulo-lingual e 8,5 mm ocluso-cervical (ASH, 1987). A face oclusal foi
encerada reta, sem cúspides e fossas, para posterior ensaio de fadiga.
As fundições foram realizadas, segundo as instruções dos fabricantes da liga,
em forno de indução (Bego, Alemanha), a uma temperatura aproximada de 1330ºC
para a liga de Ni-Cr (Degussa). Após a fundição e o resfriamento do revestimento à
temperatura ambiente, se processou a desinclusão.
27
4.1.4 Aplicação da cerâmica
Para acabamento e tratamento da superfície metálica das amostras, as
mesmas foram polidas com pedra de óxido de alumínio, jateadas com óxido de
alumínio (50 µm com pressão de 60lb), e em seguida imersas em álcool isopropílico
em ultra-som (Vitasonic II – Vita, Alemanha) por 15 minutos (Figura 2).
Figura 2 – Tratamento da superfície metálica após jato de óxido de alumínio
Para a criação de uma camada de óxido adequada, as infra-estruturas foram
submetidas ao processo de pré-oxidação em forno para cocção de porcelana (Vita,
Alemanha) a 980 °C por um período de dez minutos, seg uindo as especificações
dos fabricantes das ligas. Foram aplicadas duas camadas de opaco, pelo sistema de
pincel e pó/liquido, a 950°C para a primeira camada, por 9 minutos de ciclo total,
sendo que a cocção propriamente dita ocorreu por um minuto em vácuo, repetindo o
tempo para as etapas posteriores, e 930°C par a segunda camada, e duas camadas
de cerâmica de corpo do sistema Vita VRM 95 (Vita, Alemanha) com aplicação
através de pincel, modelando o dente e com cocção a 930°C para as duas camadas.
28
Após a cocção foram realizados os ajustes com discos abrasivos ninja rosa G11
(Talladium do Brasil – Curitiba – PR), respeitando-se as dimensões pré-
estabelecidas, e a limpeza com jato de vapor. Concluída a aplicação das camadas
de cerâmica, a coroa metalocerâmica recebeu uma fina camada de glaze, com
cocção a 900°C, para remoção das porosidades. A programaçã o foi executada pelo
mesmo operador (Figura 3 e 4).
Figura 3 – Aplicação de camada cerâmica
Figura 4 – Cerâmica após cocção
29
4.1.5 Montagem do conjunto metal/implante/coroa
Para montagem do conjunto, inicialmente os implantes foram parafusados nos
cilindros metálicos previamente usinados e embutidos em resinas epoxi (Struers –
USA). As coroas foram parafusadas aos com componentes protéticos “UCLA” com
um torquímetro mecânico (Torque Controler – Nobel Biocare, Suécia), com torque de
32N.cm, segundo as especificações dos fabricantes (Figura 5).
Figura 5 - Corpo-de-prova finalizado
4.2 Ensaio de fadiga em solução eletrolítica
Baseados nos estudos de ciclagem mecânica na área de ortopedia
desenvolvidos por Hallab et al. (2003), desenvolveu-se a metodologia em questão.
Os ensaios de fadiga foram realizados a partir da adaptação do equipamento
desenvolvido por Guimarães, Hein e Zangrandi (2001) (Figura 6).
Coroa Metalocerâmica
Metal simulando
prótese mandibular
implante
Resina de imbutimento
30
Figura 6 – Equipamento projetado para realização dos ensaios de fadiga
Para a realização do ensaio, cada corpo-de-prova foi colocado em um
recipiente plástico contendo uma solução eletrolítica de 0,9% NaCl + 0,1% NaF e pH
6 (ALVES et al., 2004), preparada com reagentes de grau analítico e água destilada.
O mesmo foi ligado, por meio de mangueiras, a outro dispositivo contendo um
termostato para a manutenção da temperatura a 37,0 ± 0,1º C e uma bomba para
circulação do fluido.
O carregamento foi realizado por meio de um eixo excêntrico com capacidade
máxima de 600 kgf. A partir da sua movimentação o corpo de prova sofria um
deslocamento, medido por um anel graduado, sendo movimentado contra um
punção de teflon. A carga aplicada foi de 50 kgf (500N), com freqüência de 5 hz e
dois milhões de ciclos, simulando dois anos de utilização clínica (CIBIRKA et al.,
2001)
31
Após a ciclagem, as amostras foram removidas da solução e armazenadas
em água destilada. O líquido correspondente a cada ensaio foi coletado e numerado
de acordo com o corpo-de-prova para análise química.
4.3 Análise em microscopia
Nessa etapa as amostras foram avaliadas em duas condições: antes e após o
ensaio de fadiga. Para evitar a presença de impurezas, todas as amostras antes de
serem observadas foram imersas em água destilada, e limpas em ultra-som
(Ultrasonic Cleaner – USC 14000 – UNIQUE) por dez minutos e secas com ar
forçado. As coroas de cada conjunto foram submetidas a vácuo em uma câmara,
pertencente a um forno de fundição a arco voltaico (Tecnocrio, Campinas - SP-
Brasil), para remoção de toda a umidade da cerâmica. Em seguida, os componentes
foram armazenados em recipiente fechado com sílica gel para garantir a
manutenção da ausência de umidade.
A análise da superfície da plataforma e do hexágono do implante e do pilar
UCLA foram realizadas em microscópio de luz (Ephifot, Nikon - Japão) pertencente
ao Departamento de Materiais da Faculdade de Engenharia de Guaratinguetá –
Unesp, para avaliação da presença de corrosão na coroa metalocerâmica, bem
como na plataforma do implante; e em microscópio eletrônico de varredura (LEO
1450 VP, Inglaterra), para avaliação da superfície pertencente ao Departamento de
Materiais da Faculdade de Engenharia Química de Lorena (Faenquil).
aquecedor
32
4.4 Análise Química
A análise química foi realizada em um espectrofotômetro de absorção atômica
com forno de grafite (Analyst 800, Perkin Elmer, USA) pertencente ao Centro de
Química (Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares, IPEN) para avaliação do
desprendimento dos íons Ni, Cr, Co e Ti.
33
5 RESULTADOS
5.1 Liberação de íons
A análise química das soluções coletadas após o experimento, quanto à
liberação de íons é mostrado na Tabela 1, com os valores médios em µg/L (ppb) dos
elementos encontrados nas soluções após espectrometria de absorção atômica.
Observou-se a liberação de Ni, Cr, Co evidenciando a interação das ligas Ni-Cr e
Co-Cr com o meio. A liberação de Ti foi desprezível para ambos os grupos.
Tabela 1 - Desprendimento de íons para a solução
Elementos µg/L (ppb)
liga
Co Cr Ni
Liga Co-Cr 8,3 2,4 -
Liga Ni-Cr - 2,3 21,7
5.2 Microscopia eletrônica
A análise em microscópio eletrônico de varredura (MEV), de todos os corpos-
de-prova antes do ensaio (controle), não demonstrou haver diferença entre eles
(Figura 7). A superfície da plataforma se apresentava livre de sinais característicos
de corrosão de qualquer natureza. A análise em espectroscopia de energia
dispersiva (EDS) confirmou a presença dominante do titânio (Figura 8).
34
Figura 7 – Plataforma do implante controle em MEV com aumento de 40 X
Figura 8 – EDS geral da plataforma do implante controle
Após a realização dos ensaios e avaliação em microscopia da plataforma do
implante e da infraestrutura da coroa metalocerâmica em MEV, não se observou
35
para os grupos 1 e 2 a presença de pontos escuros caracterizados como pites
(Figura 9).
Figura 9 – Superfície do implante do grupo Ti cp
Com relação à análise dos pilares protéticos, tanto do grupo 1 como do grupo
2, observou-se após o ensaio deformação do hexágono (Figuras 10 e 11). A
superfície dos componentes apresentou aspecto semelhante antes e após os
ensaios, sem possibilitar a caracterização como corrosão.
Deformação
devido a
ensaio de
36
Figura 10 – Hexágono interno do UCLA, grupo de Ti cp. após ensaio de fadiga
Figura 11 – Hexágono interno do UCLA, grupo Co-CR, após ensaio de fadiga
Deformação
devido a ensaio de
fadiga
37
6 DISCUSSÃO
Em prótese bucomaxilofacial, utilizado como parte deste estudo, a
prototipagem rápida é utilizada para confecção de uma prótese mandibular. Esta
técnica apresenta excelentes resultados tanto na precisão como em relação ao
binômio custo/beneficio e também menor tempo. Com isso, permite o planejamento
de implantes na posição mais adequada ao caso.(EUFINGER; WEHMOLLER;
MACHTENS 1997; CHOI 2002).
Por outro lado, ao se deparar com o problema da corrosão sob tensão em
fadiga em implantes, caracterizada pelo desgaste associado a reações químicas,
informações sobre a corrosão no estado ativo são necessárias (GIL et al., 1999).
Para o ensaio deste estudo foi desenvolvido um dispositivo que possibilitava a
aplicação de carga cíclica em meio eletroquímico, simulando condições clínicas. Não
existe na literatura uma padronização sobre o meio que deve ser utilizado para
simular o ambiente oral. Diversos tipos de soluções com variações de composição,
pH, presença ou ausência de oxigênio e fluoretos têm sido empregadas (CORTADA
et al., 2000; GROSGOGEAT et al., 1999; RECLARU; MEYER, 1994;
VENUGOPALAN; LUCAS, 1998). Optou-se pelo uso de uma solução formada por
0,9% NaCl, 0,1% NaF com pH 6,0 e sua escolha, baseada em outros estudos
(ALVES et al., 2004), justifica-se devido a constante presença do flúor na cavidade
oral proveniente de cremes dentais, enxaguatórios bucais e pastas profiláticas
utilizadas na prevenção da cárie dental, além de estar presente na água tratada e
em diversos alimentos.
38
Para a seleção da carga aplicada no ensaio de fadiga, levou-se em
consideração o trabalho de Stanford e Brand (1999), que aborda o assunto sobre
cargas oclusais em implantes e relata poder variar de 42 a 412N a carga axial em
uma prótese fixa sobre implantes na região posterior. Nesse trabalho, simulando
uma região de segundo pré-molar, optou-se por aplicar uma carga cíclica axial de
200N (20 kgf), estabelecida como uma força oclusal média, estando de acordo com
outros estudos que utilizaram fadiga em implantes (CIBIRKA et al., 2001). A
estimativa da utilização de dois milhões de ciclos simulando um período de dois
anos em função clínica foi baseada na suposição de que um indivíduo realiza três
episódios de refeição por dia, cada um com 15 minutos de duração e numa
freqüência de mastigação de sessenta contatos ou ciclos por minuto. Isso equivale a
2.700 ciclos de mastigação por dia ou aproximadamente 10
6
(um milhão) ciclos por
ano (CIBIRKA et al., 2001).
Com relação à freqüência de repetição dos ciclos há na literatura uma
variação de 01 a 11Hz em ensaios de fadiga com implantes. Dieter (1984) afirmou
que quanto mais rápido for o ensaio menor será a influência da corrosão, uma vez
que o ataque corrosivo é um fenômeno que depende do tempo. Optou-se assim por
uma freqüência de 05 Hz, valor médio em relação aos encontrados na literatura e
semelhante ao utilizado por Gratton, Aquilino e Stanford (2001).
As alterações superficiais encontradas nos implantes de Ti cp após os
ensaios, tanto em microscópio ótico (MO), como eletrônico de varredura (MEV),
demonstraram um comportamento bastante semelhante para os dois grupos Ti cp. e
Co-Cr, não possuindo sinais de corrosão.
Com relação à análise das superfícies dos pilares protéticos de Ni-Cr em
MEV, não se observou alterações significativas possíveis de se caracterizar como
39
formação de corrosão, nem sinais de corrosão por fresta ou galvânica. Alguns
trabalhos relatam uma maior susceptibilidade à corrosão galvânica com Ti quando a
liga de Ni-Cr possui berílio na sua composição (Ni-Cr-Be) (VENUGOPALAN;
LUCAS, 1998). Como a liga utilizada não o possui, esta poderia ser uma das
justificativas para o comportamento encontrado. Por outro lado, ainda que Cortada et
al. (2000) e Gil et al. (1999) sugerissem uma quantidade de Cr de 16 a 27% para
prover boa resistência à corrosão para as ligas à base de Ni, a liga utilizada só
possuía 13,5 % desse elemento, e isso parece não ter tido influência no resultado.
Figura 12 – Deposição de cristais de sal no implante de Ti cp
Em virtude do galvanismo, e conseqüentemente, da corrosão promovida por
este fenômeno, pode ocorrer a liberação de íons, e muitos destes podem apresentar
toxicidade às células próximas, bem como efeitos sistêmicos. O titânio possui baixa
liberação de íons, e isso é explicado por Gil et al. (1999), pela passividade do filme
de óxido de titânio da superfície da liga, o que também é embasado por estudos de
Strietzel et al. (1998), Sedarat et al. (2001) e Fathi et al. (2003). Ao passo que o Ni
40
possui grande liberação de íons segundo Cortada (2000), Denizoglu, Duymus e
Akyalçin. (2004) e Gil et al. (1999). Outros íons que podem promover uma resposta
citotóxica elevada é o gálio, de acordo com Bumgardner e Johansson (1997).
41
7 CONCLUSÕES
A partir dos resultados obtidos foi possível concluir que:
1. Por meio de microscopia eletrônica de varredura e de luz não houve
alterações superficiais na plataforma dos implantes de Ti cp.;
2. Não foi observada em análise microscopia eletrônica de varredura e de luz
alterações significativas, compatíveis com corrosão, na superfície dos
pilares UCLA;
3. Ocorreu liberação de íons de Ni, Co e Cr para a solução eletrolítica,
enquanto que a liberação de Ti foi desprezível.
42
REFERÊNCIAS
ALVES, A. P. R. et al. A study on corrosion of the Ti-10Mo experimental alloys after
different processing methods. Mater. Sci. Eng., Zurich, v. 24, p. 693-696, Nov. 2004.
ANUSAVICE, K. J. Mater. Dent. Phil. 11. ed. Rio de Janeiro: Guanabara Koogan,
2005.
ASH, M. Os molares inferiores permanentes. In: ______. Anatomia dental,
fisiologia e oclusão. São Paulo: Santos, 1987. cap.12. p. 245-246.
BUMGARDNER, J. D; JOHANSSON, B. I. Effects of titanium - dental restorative alloy
galvanic couples on cultured cells. J. Biomed. Mater Res., Hoboken, v. 43, n. 2, p.
184-191, July/Sept. 1997.
CARVALHO, J. Prototipagem rápida. Disponível em : < www.numa.org.br>. Acesso
em: 27 set. 2003.
CIBIRKA, R. Determination of the implant-abutment after fatigue testing. J. Prost.
Dent., St. Louis, v. 85, p. 268-275, Mar. 2001.
CHOI, J. Y et al. Analysis of error in medical rapid prototyping models. Inter Oral
Maxillofac Surg., Copenhagen, n. 31, p. 23-32, Feb. 2002.
CORTADA, M. et al. Galvanic corrosion behavior of titanium implants coupled to
dental alloys. J Mater. Sci: Mater in Med., Londres, n. 11, p. 287-293, May 2000.
DENIZOGLU, S.; DUYMUS, Z. Y; AKAYAÇIN, S. Evaluation of ions release from two
base-metal alloys at various pH levels. J. Int. Med. Res., Northampton, n. 32, p. 33-
38, Jan./Feb. 2004.
DIETER, G. E. (Org.) Fadiga em metais. In:______. Metalurgia mecânica. Rio de
Janeiro: Guanabara Koogan, 2. ed. 1984. cap. 12, p. 369-370.
EUFINGER, H.; WEHMOLLER, M.; MACHTENS, E. Individual prostheses and
reconstruction for mandibular resection and reconstruction. Brit. J. Oral maxillofac
Surg., Edinburgh, n. 35, p. 413-418, Dec. 1997.
43
FATHI, M. H. et al. In vitro corrosion behavior of bioceramic, metallic, and
bioceramic-metallic coated stainless steel dental implants. Dent. Mater., Tokyo,
n. 19, p. 188-198, May 2003.
FRANCISCHONE, C. E.; VASCONCELOS, L. W. Osseointegração e as próteses
unitárias. São Paulo: Artes Médicas, 1998.
GIL, F. J., et al. In vitro corrosion behavior and metallic ion release of different
prosthodontic alloys. Inte.r Dent. J., Londres, v. 49, n. 6, p.361-367, Dec. 1999.
GIORNI, A. A. Introdução a prototipagem rápida e seus processos. Disponível em:
<www.gorni.eng.br/protrap.html>. Acesso em: 19 set. 2005.
GRAIG, R. G; POWERS, J. M. Materiais dentários restauradores. 11. ed. São
Paulo: Livraria Santos, 2004.
GRATTON, D.; AQUILINO, S.; STANFORD, C. Micromotion and dynamic fatigue
properties of the dental implant-abutment interface. J. Prosth. Dent., St. Louis, v. 85,
p. 47-52, Jan. 2001.
GROSGOGEAT, B. et al. Measurement and evaluation of galvanic corrosion
between titanium/Ti6Al4V implants and dental alloys by electrochemical techniques
and auger spectrometry. Biomater., Guilford, v. 20, p. 933-941, May 1999.
GUIMARÃES, V. A; HEIN, L. R; ZANGRANDI, J. Sistema de baixo custo para
nucleação de pré-trincas por fadiga em corpos de prova de tenacidade a fratura.
Mater. Res., Pittsburg, v. 4, n. 3, p. 205-209, July 2001.
HALLAB, N. et al. Differences in the fretting corrosion of metal-metal and ceramic-
metal modular junctions of total hip replacement. J. Ortho. Pres., New York, v. 22, p.
250-259, Mar. 2003.
HE, D.; ZHANG, T.; WU, Y. Fretting and galvanic corrosion behavior and
Mechanisms of Co-Cr-Mo and Ti-6Al-4V alloys. Wear, Cambridge, n. 249, p. 883-
891, Nov. 2002.
HIEU, L. C. et al. Desing for medical rapid prototyping of cranioplasty implants.
Rapid. Protot. J., Leicestershire, v. 9, n. 3, p. 175-186, June 2003.
44
HULTERSTRÖM, W.; NILSSON, U. Cobalt-Chromium as a framework material in
implant-supported fixed prostheses: a 3-year follow-up. Inter. J. Oral Maxillofac
Impl., Lombard, v. 9, n. 4, p. 449-454, July/Aug. 1999.
KOIKE, M.; FUJII, H. The corrosion resistance of pure titanium in organic acids.
Biomater., Guilford, n. 22, p. 2931-2936, Nov. 2001.
MEZZOMO, E. et al. Reabilitação oral para o clínico. 3. ed. São Paulo: Santos.
1999.
MEURER, E.; SILVA, J. V. L; MEURER, M. I. Prototipagem rápida In: CONGRESSO
LATINO AMERICANO DE ÓRGÃOS ARTIFICIAIS E BIOMATERIAIS, 3., 2004,
Campinas, Anais...: UNICAMP, p. 285-286.
OH, K. T; KIM, K. N. Electrochemical properties of suprastructures galvanically
coupled to a titanium implant. Disponível em: <www.interescience.wiley.com>.
Acesso em: 06 abr. 2004.
OKAZAKI, Y.; GOTOH, E. Comparison of metal release from varius metallic
biomaterials in vitro. Biomater., Guilford, v. 26, p. 11-21, Jan. 2005.
RAVNHOLT, G.; JENSEN, J. Corrosion investigation of two materials for implant
supraconstructions coupled to a titanium implant. Scand. J. Dent. Res.,
Copenhagen, n. 91, p. 181-186, Apr. 1999.
RAVNHOLT, G. Corrosion current and pH rise around titanium coupled to dental
alloys. Scand. J. Dent. Res., Copenhagen, n. 96, p. 466-472, Oct. 1996.
RECLARU, L.; MEYER, J. M. Study of corrosion between a titanium implant and
dental alloys. J. Dent., n. 22, p. 159-168, June 1994.
SEDARAT, C. et al. In vitro kinetic evaluation of titanium alloys biodegradation. J.
Periodont. Res., Copenhagen, n. 36, p. 269-74, Oct. 2001.
SILVA, J. V. L; BARBARA, A. S; MEURER, E. Prototipagem rápida – Tecnologias
Associadas. Rev. Bras. Cirur. Period., Curitiba, p. 172-180, jul. 2003.
45
STANFORD, C.; BRAND, R. Toward an understanding of implant occlusion and
strain adaptive bone modeling and remodeling. J. Prosthet. Dent., St. Louis, v. 81,
p. 553-561, May 1999.
STRIETZEL, R. et al. In vitro corrosion of titanium. Biomaterials, Guilford, v. 19,
p. 1495-1499, Aug. 1998.
TAHER, N. M.; AL JABAB, A. S. Galvanic corrosion behavior of implant
suprastructure dental alloys. Dent. Mater., Tokyo, n. 19, p. 54-59, Jan. 2003.
UPCRAFT, S.; FLETCHER, R. The rapid prototyping tecnologies. Assembly
Automation., Addingham, v. 23, n. 4, p. 318-330, Oct./Dec. 2003.
VENUGOPALAN, R.; LUCAS, L. C. Evaluation of restorative and implant alloys
galvanically coupled to titanium. Dent. Mater., Tokyo, n. 14, p. 165-172, June 1998.
YEONG, W-Y. et al. Rapid prototyping in tissue engeneering: challenges and
potential. Trends in Biotechn., Amsterdam, v. 22, n. 12, p. 643-652, Dec. 2004.
Livros Grátis
( http://www.livrosgratis.com.br )
Milhares de Livros para Download:
Baixar livros de Administração
Baixar livros de Agronomia
Baixar livros de Arquitetura
Baixar livros de Artes
Baixar livros de Astronomia
Baixar livros de Biologia Geral
Baixar livros de Ciência da Computação
Baixar livros de Ciência da Informação
Baixar livros de Ciência Política
Baixar livros de Ciências da Saúde
Baixar livros de Comunicação
Baixar livros do Conselho Nacional de Educação - CNE
Baixar livros de Defesa civil
Baixar livros de Direito
Baixar livros de Direitos humanos
Baixar livros de Economia
Baixar livros de Economia Doméstica
Baixar livros de Educação
Baixar livros de Educação - Trânsito
Baixar livros de Educação Física
Baixar livros de Engenharia Aeroespacial
Baixar livros de Farmácia
Baixar livros de Filosofia
Baixar livros de Física
Baixar livros de Geociências
Baixar livros de Geografia
Baixar livros de História
Baixar livros de Línguas
Baixar livros de Literatura
Baixar livros de Literatura de Cordel
Baixar livros de Literatura Infantil
Baixar livros de Matemática
Baixar livros de Medicina
Baixar livros de Medicina Veterinária
Baixar livros de Meio Ambiente
Baixar livros de Meteorologia
Baixar Monografias e TCC
Baixar livros Multidisciplinar
Baixar livros de Música
Baixar livros de Psicologia
Baixar livros de Química
Baixar livros de Saúde Coletiva
Baixar livros de Serviço Social
Baixar livros de Sociologia
Baixar livros de Teologia
Baixar livros de Trabalho
Baixar livros de Turismo
