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UNIVERSIDADE DE SÃO PAULO
FACULDADE DE ODONTOLOGIA DE RIBEIRÃO PRETO
AVALIAÇÃO DA PRECISÃO DA ADAPTAÇÃO DE PRÓTESES SOBRE
IMPLANTES, FUNDIDAS EM MONOBLOCO, COM LIGAS DE Ni-Cr e
Co-Cr e em Ti cp, ANTES E APÓS SOLDAGEM A LASER E APÓS A
SIMULAÇÃO DA APLICAÇÃO DE CERÂMICA
RODRIGO TIOSSI
RIBEIRÃO PRETO
2006
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UNIVERSIDADE DE SÃO PAULO
FACULDADE DE ODONTOLOGIA DE RIBEIRÃO PRETO
RODRIGO TIOSSI
AVALIAÇÃO DA PRECISÃO DA ADAPTAÇÃO DE PRÓTESES SOBRE
IMPLANTES, FUNDIDAS EM MONOBLOCO, COM LIGAS DE Ni-Cr e
Co-Cr e em Ti cp, ANTES E APÓS SOLDAGEM A LASER E APÓS A
SIMULAÇÃO DA APLICAÇÃO DE CERÂMICA
Dissertação apresentada ao Curso de Pós-
Graduação da Faculdade de Odontologia de
Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo para
obtenção do título de Mestre em Odontologia, Área
de Concentração: Reabilitação Oral.
Orientador: Prof. Dr. Ricardo Faria Ribeiro
RIBEIRÃO PRETO
2006
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Autorizo a reprodução e divulgação total ou parcial deste trabalho, por qualquer meio
convencional ou eletrônico, para fins de estudo e pesquisa, desde que citada a fonte.
FICHA CATALOGRÁFICA
Tiossi, Rodrigo
Avaliação da precisão da adaptação de próteses sobre implantes,
fundidas em monobloco, com ligas de Ni-Cr e Co-Cr e em Ti cp, antes e
após soldagem a laser e após a simulação da aplicação de cerâmica.
131 p.: il.; 30 cm
Dissertação de Mestrado, apresentada à Faculdade de Odontologia de
Ribeirão Preto / USP – Depto. de Materiais Dentários e Prótese – Área
de Concentração: Reabilitação Oral.
Orientador: Ribeiro, Ricardo Faria
1. Prótese dentária fixada por implantes; 2. Ligas dentárias; 3. Soldagem
a laser.
FOLHA DE APROVAÇÃO
Rodrigo Tiossi
Avaliação da precisão da adaptação de próteses sobre implantes, fundidas em
monobloco, com ligas de Ni-Cr e Co-Cr e em Ti cp, antes e após soldagem a laser e após
a simulação da aplicação de cerâmica.
Dissertação apresentada à Faculdade de Odontologia de
Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo para obtenção
do título de Mestre.
Área de Concentração: Reabilitação Oral
Aprovado em: ____ / ____ / 2006
Banca Examinadora
Prof. Dr. _______________________________________________________________
Instituição: ______________________________ Assinatura: _____________________
Prof. Dr. _______________________________________________________________
Instituição: ______________________________ Assinatura: _____________________
Prof. Dr. _______________________________________________________________
Instituição: ______________________________ Assinatura: _____________________
Os procedimentos para obtenção dos corpos de prova, soldagem a laser e simulação
dos ciclos de queima da cerâmica deste trabalho foram executados no Laboratório de Solda
Laser e Análise de Corrosão do Departamento de Materiais Dentários e Prótese da Faculdade
de Odontologia de Ribeirão Preto – Universidade de São Paulo.
Aos meus pais, Amilton e Ângela, que me apoiaram e me guiaram por toda vida, e me
ajudaram, mesmo que indiretamente, na realização deste trabalho. Pela mão que sempre
esteve estendida a mim. Meus pais me fizeram enxergar os caminhos. Meus passos nunca
seriam os mesmos sem eles. Mesmo nas horas difíceis, em que muitas vezes relutei, eles me
mostraram o valor da vida e me conduziram ao caminho mais certo: o conhecimento é algo
que carregamos para o resto da vida e ninguém pode nos tirar.
Aos meus irmãos Renato e Vanessa cuja amizade e carinho que a mim destinam.
Agradeço ao ombro amigo, o qual posso sempre contar, e pela força que vocês me oferecem
em me fazer erguer os olhos em todas as situações e em todos os momentos.
À minha namorada Fernanda, por me acompanhar e ajudar em todos os momentos da
realização deste trabalho e por me mostrar o que é realmente importante.
À todas estas pessoas,
dedico este trabalho.
Ao Prof. Dr. Ricardo Faria Ribeiro
Cuja sabedoria me proporcionou um grande aprendizado, esta que obtive em todas
as orientações, me oferecendo tranqüilidade e habilidade para desempenhar o trabalho.
Sempre prestativo e atencioso, com sua dedicação, me ajudou a abrir um leque de
conhecimentos. Além de excelente professor, gostaria também de colocar a pessoa
maravilhosa que o Ricardo é, e que através da sua humildade e simpatia sabe ser cativante.
Posso dizer que tenho um grande amigo.
Meus agradecimentos à empresa Conexão Sistemas de Prótese, que gentilmente
cedeu os componentes com os quais foi realizado este trabalho.
Em especial à Sisleide Pejão de Souza, Roberto Terçariol e João Carlos
Meirelles, que sempre se mostraram prestativos quanto às necessidades e dificuldades
encontradas ao longo deste trabalho e prontamente se dispuseram a ajudar.
Ao meu tio José Luiz, que sempre me apoiou e torceu por mim. Ele que
acompanhou toda minha trajetória e me deu força em todos os momentos.
À toda minha família, pela amizade, dedicação e companheirismo.
À Profa. Dra. Maria da Glória Chiarello de Mattos que sempre tão bem me
acolheu e apoiou em todos os momentos e também pela orientação durante o Programa de
Aperfeiçoamento ao Ensino (PAE).
A todos os professores que contribuíram para minha formação, serei eternamente
grato a todos vocês.
Aos professores: Rossana Pereira de Almeida Antunes e Simone Cecílio Hallak
Regalo, que fizeram parte de minha banca na aula de qualificação e sempre se mostraram
dispostas a ajudar.
A todos os funcionários da FORP que sempre me atenderam muito bem, em
especial a Regiane de Cássia Tirado Damasceno, Ana Paula Xavier, Ana Paula
Macedo, Luiz Sérgio Soares, Marcelo Aparecido Vieira, Lício Firmino Júnior, José
de Godoi Filho, Fernando Schiavetto, Isabel Cristina Galino Sola, Regiane Cristina
Moi Sacilotto e Paulo Sérgio Ferreira.
Agradeço especialmente aos funcionários do Departamento de Materiais Dentários
e Prótese e da Pós-Graduação
Aos amigos de pós-graduação: Gustavo, Hilmo, Cássio, João Paulo, Rodrigo,
Adriana, Virgílio, Menani, Lílian.
O meu agradecimento!
RESUMO
TIOSSI, R. Avaliação da precisão da adaptação de próteses sobre implantes, fundidas
em monobloco, com ligas de Ni-Cr e Co-Cr e em Ti cp, antes e após soldagem a laser e
após a simulação da aplicação de cerâmica. 2006. 131p. Dissertação Mestrado, Faculdade
de Odontologia de Ribeirão Preto, Universidade de São Paulo, Ribeirão Preto.
O objetivo deste estudo foi avaliar o assentamento passivo de supra-estruturas de
próteses fixas implanto-suportadas de três elementos, fundidas em titânio comercialmente
puro e em ligas à base de Ni-Cr e Co-Cr. Para esta análise foi utilizado o método de Sheffield
(EISENMAN, 1997), e as leituras foram realizadas num microscópio óptico comparador
(Nikon, Japão). Foram utilizados dois implantes de hexágono interno Master Conect AR
(Conexão Sistemas de Prótese, Brasil). Os dados foram submetidos à análise de variância
(ANOVA) e também ao teste complementar de Tukey-Kramer. A análise dos dados permitiu
concluir que: as interfaces, quando os três grupos foram analisados em monobloco e com os
dois parafusos apertados, foram mais satisfatórias para o grupo fundido em liga de Ni-Cr
(25,00 ± 7,92μm), apesar deste grupo não ser estatisticamente diferente dos outros dois (Co-
Cr: 54,23 ± 37,10μm e Ti cp: 48,41 ± 26,69μm). No teste do parafuso único os três grupos
também foram estatisticamente iguais, com os seguintes resultados, no lado parafusado: Co-
Cr: 35,01 ± 27,76μm, Ni-Cr: 20,13 ± 7,97μm, e Ti cp: 22,28 ± 17,29μm, e no lado contrário:
Co-Cr: 118,64 ± 91,48μm, Ni-Cr: 70,66 ± 20,88μm, e Ti cp: 118,56 ± 51,35μm. Neste mesmo
estudo também se realizou a secção das peças e posterior soldagem a laser. A soldagem foi
conduzida na máquina Desktop Laser (Dentaurum, Alemanha). A análise do assentamento
passivo foi novamente realizada pelo método de Sheffield e as leituras foram feitas no
microscópio óptico comparador (Nikon). O procedimento de separação das peças em
monobloco e posterior soldagem a laser resultou em diminuição estatisticamente significante
nos níveis de desajuste quando analisadas as peças com os dois parafusos apertados para o
grupo fundido em liga de Co-Cr (21,49 ± 9,08μm). Para os outros dois grupos, liga de Ni-Cr
(13,10 ± 1,81μm) e Ti cp (17,70 ± 11,70μm), os resultados não apresentaram diferenças
estatisticamente significantes, apesar de apresentarem menores níveis de desajuste marginal.
No teste do parafuso único e leitura no lado oposto, apenas o grupo fundido em liga de Ni-Cr
(19,81 ± 7,36μm) não apresentou diferença estatisticamente significante quando comparado à
fundição em monobloco. Os grupos em liga de Co-Cr (41,02 ± 26,15μm) e em Ti cp (40,42 ±
27,14μm) apresentaram diferenças estatisticamente significantes após a soldagem a laser. Na
leitura no lado apertado os três grupos foram estatisticamente iguais. A simulação dos ciclos
de queima da cerâmica não provocou alterações significativas nas interfaces analisadas sob
todas as condições de leitura e aperto dos parafusos. Os grupos fundidos em ligas de Co-Cr e
em Ti cp, quando analisados com apenas um parafuso apertado e as leituras realizadas no lado
oposto, apresentaram diminuição dos níveis de ajuste, sendo 26,42 ± 8,67μm, após a
simulação, quando era 41,02 ± 26,15μm após soldagem a laser para o primeiro e, 40,42 ±
27,14μm e 28,05 ± 20,89μm, antes e após a simulação, para o segundo, porém sem diferenças
estatisticamente significantes.
Palavras-chave: Prótese dentária fixada por implantes; Ligas dentárias; Soldagem a laser.
ABSTRACT
TIOSSI, R. Evaluation of the precision of fit of one-piece implant-retained and supported
prostheses cast in Ni-Cr and Co-Cr alloys and Cp Ti, before and after laser welding and
after simulated porcelain firing cycles. 2006. 131p. Dissertation, Faculdade de Odontologia
de Ribeirão Preto, Universidade de São Paulo, Ribeirão Preto.
The purpose of this study was to evaluate the precision of fit of three-element implant-
retained and supported frameworks, cast in Ni-Cr- and Co-Cr alloys and commercially pure
titanium (Cp Ti). The Sheffield´s test (EISENMAN, 1997) was used to analyze the marginal
interfaces, and the readings executed in an optic microscope (Nikon, Japan). Two Master
Conect AR (Conexão Sistemas de Prótese, Brazil) internal-hexagon implant systems were
used. Data were submitted to analysis of variance (ANOVA) with complementary Tukey-
Kramer’s test. Data analysis showed that: the interfaces, when analyzed as a one-piece casting
and with both screws tightened, were better for the group cast in Ni-Cr alloy (25.00 ±
7.92μm), though not statistically different from the two other groups (Co-Cr: 54.23 ±
37.10μm e Cp Ti: 48.41 ± 26.69μm). In the single screw tightened test the three groups
showed no statistical difference, with the following results, on the tightened side: Co-Cr:
35.01 ± 27.76μm, Ni-Cr: 20.13 ± 7.97μm, and Cp Ti: 22.28 ± 17.29μm, and on the opposite
side: Co-Cr: 118.64 ± 91.48μm, Ni-Cr: 70.66 ± 20.88μm, and Cp Ti: 118.56 ± 51.35μm. On
this same study, the one-piece castings were sectioned and laser welded. The laser welding
was executed with the Desktop Laser (Dentaurum, Germany) machine. The Sheffield´s test
was used to analyze the passive fit, and the readings executed in an optic microscope (Nikon).
The procedure of sectioning the one-piece castings and its later laser welding presented
statistically significant lower levels of misfit when the castings were analyzed with both
screws tightened for the group cast in Co-Cr alloy (21.49 ± 9.08μm). For the other two
groups, Ni-Cr alloy (13.10 ± 1.81μm) and Cp Ti (17.70 ± 11.70μm), results presented no
statistically significant differences, though showed lower levels of marginal fit. In the single
screw tightened test and readings made on the opposite side, only the group cast on Ni-Cr
alloy (19.81 ± 7.36μm) didn’t present statistically significant lower levels of misfit when
compared to single-piece castings. The Co-Cr alloy (41.02 ± 26.15μm) and the Cp Ti (40.42 ±
27.14μm) groups showed statistically significant differences after laser welding. The reading
on the screwed side detected that the three groups were statistically the same. Simulation of
the porcelain firing cycles did not develop any significant differences on the analyzed
interfaces under all readings and screw tightening conditions. The groups cast in Co-Cr alloy
and Cp Ti, when analyzed with only one screw tightened and the readings executed on the
opposite side, presented lower levels of misfit, being 26.42 ± 8.67μm, after simulation, when
was 41.02 ± 26.15μm after laser welding for the first and, 40.42 ± 27.14μm and 28.05 ±
20.89μm, before and after, for the second, though not showing any statistically significant
differences.
Key-words: Implant supported dental prosthesis; Dental alloys; Laser welding.
SUMÁRIO
RESUMO
ABSTRACT
1. INTRODUÇÃO.................................................................................................. 16
2. REVISÃO DA LITERATURA. ........................................................................ 20
2.1 Estudo das ligas e sua biocompatibilidade.................................................. 21
2.2 Adaptação passiva e desajuste das próteses................................................ 24
2.3 Métodos para obter passividade.................................................................. 32
2.4 Efeitos dos ciclos de queima da cerâmica nos metais e estruturas de prótese. 45
3. PROPOSIÇÃO.................................................................................................... 52
4. MATERIAIS E MÉTODOS............................................................................... 54
4.1 Obtenção da base do corpo-de-prova.......................................................... 55
4.2 Enceramento dos corpos-de-prova.............................................................. 56
4.3 Inclusão e fundição..................................................................................... 58
4.4 Análise Radiográfica................................................................................... 60
4.5 Leituras e obtenção dos dados.................................................................... 61
4.6 Soldagem a laser das peças......................................................................... 62
4.7 Análise do assentamento passivo após a soldagem a laser......................... 63
4.8 Tratamento do metal (degaseificação)........................................................ 63
4.9 Simulação da queima da cerâmica nas peças.............................................. 64
4.10 Reavaliação do assentamento passivo das peças...................................... 65
4.11 Análise estatística...................................................................................... 65
5. RESULTADOS................................................................................................... 67
5.1 Resultados obtidos nas interfaces do lado apertado, com apenas o implante 1
parafusado...............................................................................................................
75
5.2 Resultados obtidos nas interfaces do implante 2, com o implante 1
parafusado...............................................................................................................
76
5.3 Resultados obtidos nas interfaces dos dois implantes e ambos
parafusados..............................................................................................................
77
5.4 Radiografias das estruturas metálicas antes e após os procedimentos de
soldagem......................................................................................................
79
6. DISCUSSÃO...................................................................................................... 81
7. CONCLUSÕES.................................................................................................. 91
REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS.................................................................... 94
APÊNDICE A......................................................................................................... 105
APÊNDICE B......................................................................................................... 125
1 – INTRODUÇÃO
17
Com o crescente uso das próteses implanto-suportadas, surge a intensa preocupação
com a precisão da adaptação destas próteses, uma vez que a adaptação passiva destas próteses
levará ao sucesso longitudinal dessas reabilitações protéticas. Por adaptação passiva, define-se
o contato máximo entre a base da infra-estrutura metálica e os pilares intermediários sem
gerar tensões entre estes e/ou nos parafusos de sustentação.
É de grande importância o assentamento da prótese com total passividade aos implantes
ou pilares intermediários pois, uma prótese mal adaptada, produz sobrecarga aos elementos
mecânicos do sistema, podendo resultar em perda ou fratura dos parafusos de ouro, dos parafusos
do intermediário ou até do próprio implante, podendo afetar, também, os elementos biológicos,
levando à perda da osseointegração (APARICIO, 1994). Entretanto, de acordo com a literatura
atual, um assentamento passivo absoluto não tem sido encontrado nas últimas três décadas
(SAHIN & CEHRELI, 2001).
Ainda, de acordo com JEMT et al., em 1996, adaptação passiva seria aquela onde não
ocorressem complicações clínicas ao longo dos anos, e valores inferiores a 100μm de
desadaptação seriam aceitáveis. Essa passividade pode ser mais facilmente encontrada entre
os implantes e seus intermediários, por serem componentes usinados. Entretanto, o problema
ocorre entre os intermediários e a infra-estrutura metálica, devido ao fato desta última não ser
usinada e necessitar de procedimentos de moldagem, enceramento, fundição, acabamento,
polimento e aplicação do componente estético durante sua confecção.
A distorção posicional dos cilindros durante a confecção de uma infra-estrutura
metálica está adicionada a uma resultante de distorções denominada de Equação de Distorção
(WEE et al., 1999). Sendo a soma desta equação igual a zero, um assentamento passivo é
conseguido. Os fatores que contribuem para a ocorrência dessas distorções incluem: a técnica
e o material de moldagem utilizados; a obtenção do modelo mestre; a confecção do padrão de
cera; os procedimentos de fundição realizados; a aplicação da porcelana ou resina acrílica
18
sobre a infra-estrutura e a entrega da prótese, momento onde deve ser avaliado, pelo clínico,
embora subjetivamente, o assentamento obtido.
Por outro lado, existem procedimentos que podem ser utilizados, visando minimizar
tais distorções, como a soldagem a laser, a eletroerosão sobre o modelo mestre e/ou na
confecção final da peça e a verificação da compatibilidade do modelo mestre com a situação
real.
A soldagem a laser, com o desenvolvimento de equipamentos de menor custo e de maior
simplificação técnica, permite sua utilização na soldagem de infra-estruturas de próteses parciais
fixas e, com a necessidade de um assentamento passivo das próteses sobre implantes, este tipo de
soldagem está sendo mais utilizado. Entre as suas vantagens pode-se enumerar a economia de
tempo laboratorial, devido à soldagem ser feita diretamente sobre o modelo mestre; potencialmente,
todos os metais podem ser soldados, particularmente o titânio; a resistência das uniões soldadas é
comparável à da liga de origem; pode ser realizada em regiões de difícil acesso e também após a
aplicação da resina acrílica ou porcelana, sem causar danos às mesmas (SOUZA et al., 2000;
BERTRAND et al., 2001).
A soldagem a laser também apresenta algumas desvantagens: necessidade de
atmosfera especial de gás argônio; há problemas na soldagem de materiais com alta reflexão
ao feixe e alta condutibilidade térmica; e ocorre a fragilização e formação de porosidades no
cordão de solda devido à rápida solidificação do metal após a solda (SOUZA et al., 2000).
Alguns trabalhos também mostram que a aplicação de cerâmica em próteses parciais
fixas pode provocar distorções na adaptação destas próteses, fazendo com que o ajuste
marginal inicial seja perdido após o processo de queima da cerâmica (GEMALMAZ et al.,
1998; GOOSSENS et al., 2003). As causas destas distorções incluem o tipo da liga utilizada,
formação de óxidos de metal na superfície da liga, contração de queima da cerâmica,
diferenças entre o coeficiente de expansão térmica da cerâmica e da liga utilizadas, sub-
19
estrutura dos componentes utilizados, preparo do dente ou formato da prótese e liberação de
tensões geradas na liga metálica durante sua fundição (CAMPBELL et al., 1995).
Devido à necessidade de maior documentação científica sobre a precisão de adaptação
e a ocorrência de um assentamento passivo das próteses implanto-suportadas, este estudo tem
por objetivo avaliar e comparar a precisão de adaptação das interfaces de infra-estruturas
metálicas produzidas em titânio comercialmente puro, liga de Ni-Cr e liga de Co-Cr sobre
implantes osseointegrados. E ainda, avaliar sua adaptação após a secção das peças e soldagem
a laser, e após a simulação da aplicação da cerâmica.
2 – REVISÃO DA LITERATURA
21
2.1 - Estudo das ligas e sua biocompatibilidade:
Em 1985, PARR et al. enumeraram aspectos importantes acerca do titânio e suas ligas,
que apresentam algumas propriedades mecânicas que os tornam ideais como material para
implante, como sua rápida oxidação em contato com o ar, que produz uma camada de dióxido
de titânio, fazendo com que este material seja bastante estável no ambiente fisiológico do
corpo humano. Também, a estabilidade desta camada de dióxido protege o titânio da
corrosão, quando este é usado como material de implante. Ainda, segundo os autores, o titânio
é o nono elemento mais abundante na crosta terrestre, e o quarto elemento metálico estrutural,
sendo que somente 5 a 10 % são usados na forma de metal.
Devido à sua excelente resistência à corrosão e biocompatibilidade, o titânio
comercialmente puro tornou-se um material de grande interesse na Odontologia (DONLEY &
GILLETTE, 1991), sendo sua utilização relativamente recente, a partir do advento dos
implantes osseointegrados, nos anos 60. WANG & BOYLE (1993) ainda consideraram o
baixo peso do titânio uma vantagem na escolha das ligas. A densidade do titânio é de 4,2
g/cm
3
, sendo considerado leve quando comparado às ligas de cobalto-cromo (8,9 g/cm
3
) e
ouro (19,3 g/cm
3
).
CARR & BRANTLEY, em 1993, analisaram as interfaces resultantes de fundições em
titânio pela técnica da cera perdida, utilizando dois tipos de cilindros de implante em titânio e
dois tipos de cilindros em liga nobre convencional, fundidos com ligas nobres de alta fusão
(paládio) e baixa fusão (ouro). A análise foi feita por microscopia eletrônica de varredura e
também por espectroscopia por dispersão de energia, sendo que esta análise, para os cilindros
em titânio, mostrou que a composição de um deles correspondia ao titânio comercialmente
puro e para o outro cilindro sua composição era consistente com a da liga Ti-6Al-4V. A
análise espectroscópica e a análise microscópica complementar indicaram que as interfaces
entre ambos os tipos de cilindros em titânio com as duas ligas em metal nobre utilizadas não
22
apresentavam o critério necessário para uma aceitável união metal-metal. A interface
apresentada entre os cilindros em ligas nobres e as ligas nobres fundidas sobre estes cilindros
era a de uma união aceitável entre metais. A resistência à tração nas peças, em testes também
realizados, mostrou-se maior para as interfaces produzidas entre as ligas nobres e os cilindros
em ligas nobres do que para a combinação das ligas nobres com os cilindros em titânio.
Com o intuito de encontrar uma liga composta por titânio, alternativa ao titânio
comercialmente puro, SYVERUD et al. (1995) testaram a liga Ti-6Al-4V, e chegaram à
conclusão que as margens da fundição, quando utilizou-se a liga Ti-6Al-4V, apresentaram-se
mais irregulares e incompletas que as fundições com o titânio comercialmente puro. Foram
fundidas peças de cinco elementos, formadas por duas coroas cilíndricas, com margens
definidas, e por três pônticos. A razão mais aparente é a maior formação de dendritos na liga e
consequentemente, maior resistência para uma fluência maior da liga. Ainda, os canais de
alimentação da liga, apresentaram porosidades internas, que são raras em fundições com o
titânio puro. Maiores deficiências na fundição foram observadas para a liga Ti-6Al-4V, em
comparação ao titânio puro: 1) as margens das coroas na prótese parcial fixa eram menos
completas e 2) houve uma tendência no aumento da porosidade interna, especialmente nos
canais de alimentação.
VALLITTU & LUOTIO (1996) testaram os efeitos da sobrefundição, de uma liga de
Cobalto-Cromo, na resistência à deflexão e dureza superficial de uma barra circular em titânio
grau II. O método de fundição utilizado foi o da cera perdida e sob condições normais de um
laboratório odontológico. A barra de titânio foi defletida, e o número de ciclos de carga
necessários para causar a fratura por fadiga da barra de titânio foi anotado. A dureza Vickers
da barra foi medida e a superfície fraturada foi examinada em microscopia eletrônica de
varredura e por espectroscopia por dispersão de energia. O número de ciclos de carga foi
consideravelmente menor em barras com a superfície com a liga de cobalto-cromo
23
sobrefundida, enquanto que a dureza superficial da barra de titânio com a superfície de
cobalto-cromo foi maior do que a superfície sem a sobrefundição. Os autores concluíram que
a superfície de cobalto-cromo afeta sensivelmente a resistência à fadiga do titânio
comercialmente puro, o que deve ser considerado quando próteses implanto-suportadas, feitas
de partes em titânio pré-manufaturadas, forem consideradas no planejamento.
Segundo ANUSAVICE, em 1998, as características ideais que os metais usados para
fundição em Odontologia devem apresentar são: compatibilidade com os tecidos orais,
facilidade de fusão, fundição, soldagem e polimento, pouca contração de solidificação,
mínima reatividade com o material de revestimento, boa resistência ao desgaste, alta dureza e
resistência à deflexão (ligas metalocerâmicas), e excelente resistência ao manchamento e à
corrosão.
Em 1998, VENUGOPALAN & LUCAS, avaliaram a ocorrência de corrosão entre as
ligas utilizadas para a confecção das próteses sobre implantes e o titânio presente nos
implantes dentários. Estudaram 8 (oito) ligas diferentes, colocadas em saliva artificial,
simulando a situação como ocorre na cavidade oral. O potencial de corrosão em circuito
aberto foi monitorado para cada material, assim como o potencial de corrosão quando os
materiais encontravam-se conectados, e também a corrente de densidade. Os dados foram
analisados em relação a um fator de variação ANOVA e o pós-teste de Duncan. Verificaram
que as ligas baseadas em metais nobres, Au-, Ag-, e Pd-, apresentaram-se como as menos
susceptíveis à corrosão galvânica. Já as ligas baseadas em Cr-Mo, Ni-Cr e Fe-, em
combinação ao titânio dos implantes, mostraram-se moderadamente susceptíveis à corrosão
galvânica, devido à interação mecânico-eletroquímica. A liga de Ni-Cr-Be, quando utilizada
junto ao titânio, foi a que apresentou a maior susceptibilidade à corrosão galvânica.
Devido à biocompatibilidade dos materiais dentários depender da liberação de
elementos componentes destes materiais e ainda, a composição, o pré-tratamento e a
24
manipulação influenciarem a liberação destes elementos, SJÖGREN et al. (2000) avaliaram a
citotoxicidade destes metais e de cerâmicas odontológicas, sendo que os resultados em seu
trabalho mostraram que alterações nas composições das ligas podem influenciar a
citotoxicidade das mesmas, e a liberação de Cu e Zn, pelas ligas, influenciou no efeito
citotóxico. A cerâmica apresentou boa biocompatibilidade.
2.2 - Adaptação passiva e desajuste das próteses:
A adaptação passiva de próteses sobre implantes foi definida primeiramente por
BRÅNEMARK, em 1983, afirmando que 10 micrometros era o intervalo máximo entre a base
da estrutura metálica e os pilares intermediários a fim de possibilitar a maturação e
remodelação óssea em resposta às cargas oclusais. Já JEMT, em 1991, definiu o nível de
adaptação passiva como aquele que não causasse complicações clínicas ao longo dos anos,
sugerindo que uma desadaptação de até 100 micrometros seria clinicamente aceitável.
Segundo YANASE et al. (1994), deve-se conferir a adaptação da estrutura fundida
para se verificar se uma prótese está passivamente adaptada. Primeiro deve-se verificar se os
análogos estão corretamente posicionados no modelo padrão, em seguida, gesso comum,
resina acrílica autopolimerizável ou fotopolimerizável são usadas para unir os copings ou os
segmentos. Para se verificar a adaptação passiva faz-se pressão com o dedo primeiro nos
pilares direito e esquerdo, em seqüência no pilar médio e finalmente ao mesmo tempo nas três
localizações para registrar qualquer movimento de báscula. Em seguida, parafusos são
apertados até a primeira resistência, para verificar se há desadaptação ou báscula, confirmada
visualmente pelo aperto dos parafusos na mesma seqüência de pressão pelos dedos para os
três pilares (posterior direito, posterior esquerdo e médio). A estrutura deve estar adaptada
passivamente para a realização do trabalho de fundição. Após a fundição deve-se verificar a
adaptação com a peça em posição na boca do paciente. A mesma ordem de verificação da
25
adaptação mencionada acima é seguida. O teste com os três parafusos apertados é
padronizado com um torque de 10 N.cm ou 20 N.cm. Para os autores, um outro instrumento
útil é a reação do paciente a respeito da dor, pressão ou desconforto durante o aperto dos
parafusos. Radiografias periapicais, embora nem sempre precisas, devem ser tiradas para
verificar a adaptação subgengival das próteses, componentes e elementos de ancoragem. Se
há discrepâncias clínicas que sugerem imprecisões, técnicas de secção e soldagem podem ser
aplicadas. A estrutura deve ser confirmada novamente antes da finalização das próteses.
GUICHET et al. (2000) analisaram a distribuição de tensões de próteses cimentadas e
parafusadas aos implantes. A passividade e adaptação marginal de próteses cimentadas e
parafusadas foram avaliadas através de um modelo fotoelástico de arco mandibular
parcialmente desdentado com três implantes em forma de parafuso. Desajustes por vestibular
e lingual das próteses, medidas com microscópio antes da cimentação ou do aparafusamento
das próteses, não demonstraram diferenças estatisticamente significantes de adaptação, entre
os dois tipos de prótese sobre implantes. O aparafusamento das próteses provocou uma
diminuição no intervalo de desajuste enquanto que, para as cimentadas, este intervalo
permaneceu o mesmo após a cimentação. A análise dos modelos fotoelásticos mostrou que as
próteses cimentadas apresentam melhor distribuição das tensões que as parafusadas.
DINATO et al., em 2001, disseram que o aparafusamento da prótese também pode
mascarar a falta de adaptação de uma prótese implanto suportada, pois o aperto da prótese
pode fechar o intervalo de desadaptação presente entre a prótese e o abutment protético, o que
pode gerar tensões nos implantes, podendo levar à fratura dos parafusos ou à perda óssea peri-
implantar. Em casos de próteses em elementos anteriores, onde as estruturas são localizadas
no espaço subgengival, a verificação do desajuste é limitada ao exame radiográfico. Ainda, a
passividade está comprometida na medida em que o número de implantes é aumentado e os
elementos suspensos são estendidos, sendo que a distribuição de forças nestas situações pode
26
ficar comprometida, sobrecarregando algumas áreas em detrimento de outras. DINATO et al.
também consideraram as diferenças entre próteses aparafusadas e próteses cimentadas, sendo
que as primeiras possuem a vantagem de remoção mais fácil, mas a obtenção de adaptação
passiva nestas próteses é mais crítica, o que pode provocar afrouxamentos dos parafusos,
fraturas dos componentes e outros problemas gerados pela má adaptação. Quando utilizada
uma estrutura parafusada, a direção de inserção não é tão crítica quanto para uma estrutura
cimentada. A tolerância de desajuste é maior para a estrutura cimentada e pequenos desajustes
podem ser corrigidos pela espessura do cimento. Os autores atentaram ainda para o fato que a
precisão de adaptação de casquetes metálicos confeccionados pela técnica da cera perdida é
muitas vezes menor do que a adaptação de componentes protéticos pré-fabricados.
GUICHET et al., em 2002, compararam próteses implanto-suportadas unitárias,
unitárias com diferentes graus de contato interproximal e em monobloco de três elementos
quanto à distribuição de carga para os implantes, utilizando-se modelos fotoelásticos de uma
mandíbula humana parcialmente desdentada e três implantes parafusados. Para as próteses
unitárias foram avaliados 5 níveis de contato interproximal, sendo eles: aberto, ideal (onde
uma placa de metal de 8μm atravessa o espaço sem ser rompida), fraco (ideal + 10μm), médio
(ideal + 50μm) e forte contato proximal (ideal + 90μm). Todas as próteses, unitárias e em
monobloco, foram cimentadas nos abutments protéticos. As diferenças nos esforços
provocados nos implantes e a sua distribuição nas simulações de carga (6,8 kg) e falta de
carga foram analisadas em um polariscópio. Nas simulações, as restaurações unitárias com
maior contato interproximal apresentaram uma maior tensão entre os implantes quando foi
aplicada força nestas peças. As cargas oclusais, nas peças unitárias, apresentaram ainda uma
concentração da tensão ao redor do implante onde a carga era aplicada. As próteses parciais
fixas de três elementos confeccionadas para o trabalho apresentado, dividiam a carga oclusal,
além de distribuir as tensões aplicadas mais uniformemente entre os pilares. A divisão de
27
carga nos implantes foi mais evidente no implante central, mas também foi observada nos
pilares localizados nas extremidades da prótese parcial fixa de três elementos. Concluiu-se
neste trabalho que contatos interproximais muito fortes levam a uma situação não-passiva em
próteses implanto suportadas unitárias e também que as próteses parciais fixas unidas
apresentam maior divisão da carga oclusal que as unitárias.
Já HECKMANN et al., em 2003, através de um estudo onde analisaram a ocorrência
de tensões em próteses parciais fixas implanto suportadas de três elementos, com o uso de
modelos fotoelásticos, revelou que ambos os métodos de fixação, por parafuso e por
cimentação, apresentaram altos índices de tensão nos implantes. No trabalho foram
confeccionadas dez estruturas para cada grupo estudado, sendo seis os grupos, com cada um
confeccionado de uma maneira específica. O primeiro grupo foi formado por peças
cimentadas e que foram enceradas diretamente no modelo medido, o segundo, formado
também por peças cimentadas e confeccionadas em modelos-mestres através de técnicas de
moldagem de reposicionamento e o terceiro, ainda com estruturas cimentadas, confeccionadas
em modelos-mestres através de técnicas de moldagem de transferência. Os outros três grupos
foram produzidos com componentes parafusáveis sendo, o quarto, confeccionado sobre
cilindros de fundição plásticos, o quinto, com as estruturas sobrefundidas em cilindros de
ouro e o sexto grupo, por fim, com a união da estrutura a copings pré-usinados em ouro.
Quando analisada a técnica de moldagem, as peças cimentadas que foram confeccionadas
diretamente no modelo da leitura apresentaram-se melhor e estatisticamente diferentes de
todas as outras técnicas de confecção das peças, exceto para as peças cimentadas e produzidas
pela técnica de moldagem de reposicionamento. As peças confeccionadas com os copings
plásticos não apresentaram diferenças significativas estatisticamente das sobrefundidas em
cilindros de ouro. Quando comparados os métodos de fixação, cimentação ou peças
parafusadas, apenas o grupo das peças cimentadas com a técnica de reposicionamento
28
apresentou-se significativamente menos originária de tensão do que as peças parafusadas
confeccionadas por cilindros plásticos. A última análise mostrou que as peças parafusadas, em
união aos cilindros de ouro, apresentaram significativa diminuição na tensão produzida nos
pilares a todos os outros grupos, com exceção do grupo das estruturas sobrefundidas aos
cilindros de ouro e com componentes parafusáveis.
GEBELEIN et al. (2003) estudaram as alterações dimensionais em estruturas de
próteses parciais fixas fundidas em monobloco, nas ligas de cobalto-cromo e liga nobre
(ouro), além do titânio comercialmente puro. Utilizaram para este estudo dois tipos diferentes
de modelos, um para uma peça de quatro elementos, a fim de estudar as alterações no plano
horizontal e outra de dois elementos, com o intuito de estudar alterações no plano vertical.
Este segundo modelo foi utilizado com dois tipos de formato de palato, um com raio de 16 mm
e outro com raio de 20 mm. Foram produzidos dez corpos-de-prova para cada liga e metal
utilizados, assim como para cada modelo. As fundições foram realizadas em condições
padronizadas. Os resultados apresentaram significantes mudanças dimensionais quando da
fundição das estruturas. As diferenças para as peças confeccionadas tanto para o modelo de
quatro elementos, quanto para o modelo de dois elementos, e em suas duas variações, não
tiveram diferenças entre as ligas e o titânio comercialmente puro, sendo que os três ainda
necessitam de desenvolvimento e estudo para que produzam estruturas satisfatórias e que se
assentem passivamente. Os encurtamentos de distância, entre os pilares, apresentados nas
fundições são mais extensos que a mobilidade fisiológica do dente permite.
TAKAHASHI & GUNNE, em 2003, compararam a precisão de ajuste entre os
cilindros das estruturas metálicas de próteses parciais fixas e seus respectivos abutments
protéticos. As estruturas foram produzidas pelo sistema Procera, grupo 1, e por fundição de
liga áurea, grupo 2. Foram produzidas dezenove estruturas, sendo quatorze pelo sistema
Procera e cinco por fundição de liga áurea. Foram analisados setenta implantes no total, para o
29
primeiro grupo, e vinte e cinco para o segundo grupo. Depois da fabricação das estruturas,
uma massa leve de material de impressão de silicone (Provil Novo Green; Heraeus Kulzer,
Hanau, Germany) foi aplicada no e ao redor do implante com a ajuda de uma seringa, no
modelo mestre. Em seguida, as estruturas foram assentadas nos pilares de implante do modelo
mestre e pressionadas com os quatro dedos (8 a 10 kg) na superfície oclusal. Depois da
polimerização do material de impressão, a estrutura e a película fina de material de impressão
leve, representando a discrepância entre as estruturas cilíndricas e os pilares de implante,
foram removidas do modelo mestre. Para estabilizar o material leve, material de impressão de
massa média (Provil Novo Yellow; Hercieus Kulzer) foi injetado no cilindro e ao redor da
superfície do material de impressão leve, formando uma única peça de material leve e médio.
Essa réplica foi seccionada com bisturi no sentido vestíbulo-lingual e mésio-distal, formando
quatro pedaços. Os desajustes foram analisados por microscopia óptica, com precisão de
±0,5μm e aumento de trinta vezes. As medidas no sentido vestíbulo-lingual para os dois
grupos apresentaram, para o lado vestibular, 28,1μm (DP 9,8) para o grupo confeccionado
com o sistema Procera e 42,0μm (DP 1,8) para o segundo grupo, fundido em liga áurea. Para
o lado lingual apresentou os seguintes resultados, para o primeiro grupo, 25,6μm (DP 11,2) e
51,5μm (DP 10,9), para o segundo grupo. Nas medidas nos sentidos mésio-distal as médias
foram, no lado mesial 26,6μm (DP 8,4) e 49,2μm (DP 11,4), respectivamente para o primeiro
e segundo grupos. E no lado distal, respectivamente, 27,4μm (DP 8,5) e 44,4μm (DP 6,5). A
média total para as estruturas do grupo 1 foi 26,9μm (DP 9,3) e para as estruturas do grupo 2
de 46,8μm (DP 8,8). Com estes resultados os autores concluíram que, dentro das limitações
do trabalho realizado, o ajuste para as estruturas confeccionadas pelo sistema Procera
apresentou melhores resultados do que para as estruturas confeccionadas pela fundição de liga
áurea nobre.
30
HECKER & ECKERT, em 2003, estudaram a mudança na adaptação de uma prótese
sobre implantes, a fim de quantificar as mudanças entre a relação cilindro de ouro e o
abutment protético com o passar do tempo, através de ciclos de carga. Foram produzidas
quinze estruturas implanto-suportadas, sob condições convencionais de fundição,
posicionadas sobre cinco implantes fixados em forma de arco e submetidas a três diferentes
condições de carga cíclica. Cinco peças foram carregadas em sua porção anterior, cinco com a
carga posicionada em sua parte posterior esquerda suspensa e cinco em sua parte posterior
direita, também suspensa. Uma carga cíclica de 200N foi aplicada a cada peça em sua
determinada posição por 200.000 ciclos. Foram feitas medidas lineares em micrometros do
intervalo entre o cilindro protético e o abutment protético do implante em quatro posições de
referência pré-determinadas. As medidas foram feitas antes dos ciclos de carga, após 50.000
ciclos e ao fim dos 200.000 ciclos. Concluíram que os ciclos de carga produzem uma
diminuição no intervalo de ajuste entre o cilindro protético e o abutment protético,
principalmente quando a carga era posicionada na porção anterior da peça protética. Esta
diminuição do intervalo de desajuste, segundo os autores, foi causada possivelmente por um
desgaste das duas estruturas protéticas. Quando a carga foi posicionada nas partes posteriores
da prótese não ocorreram mudanças significativas no desajuste.
KOKE et al., em 2004, avaliaram a influência da liga metálica utilizada na confecção
de uma prótese parcial fixa suportada por implantes e também o método de produção destas
próteses no desajuste apresentado pelas peças. O efeito da deficiência no assentamento das
próteses na interface entre o abutment protético e o implante também foi verificado. Foram
confeccionadas peças suportadas por dois implantes posicionados em uma base de alumínio e
tal que a distância entre os eixos dos implantes fosse de 21 mm. Foram fundidas, em
monobloco, dez peças em titânio comercialmente puro e dez em liga de cobalto-cromo. Um
terceiro grupo de dez peças foi fundido, em liga de cobalto-cromo, com os pilares separados e
31
posteriormente soldados a laser. As peças foram posicionadas e lidas em um microscópio
óptico com aumento de cento e sessenta vezes. Os resultados demonstraram, para as peças
fundidas em titânio comercialmente puro, um desajuste de 40μm (DP 11), para as peças
fundidas em liga de cobalto-cromo 72μm (DP 40) e para o terceiro grupo, soldado a laser, um
desajuste de 17μm (DP 6). A discrepância no assentamento resultou em tensões na interface
entre o implante e o abutment para todos os tipos de estruturas estudadas. Foram verificadas
mudanças no ajuste vertical das peças. No plano horizontal ocorreu uma leve tensão na
interface entre o implante e o abutment protético, indicando movimentação de um implante
em direção ao outro. Estas diferenças de tensões apresentadas pelas estruturas metálicas
avaliadas não mostrou diferenças entre os metais estudados, sendo aparentemente iguais em
ambos. A análise dos dados de desajuste mostra tendência a apresentar menor intervalo nas
peças fundidas em titânio comercialmente puro, assim como menor variação entre as peças
deste grupo, em relação ao grupo fundido em liga de cobalto-cromo. Fundindo a liga de
cobalto-cromo em duas peças, para posteriormente soldá-las a laser, levou os dados deste
grupo a valores menores de desajuste do que o titânio, assim como a variação de resultados
entre as peças. Com a intenção de se obter peças com melhor ajuste de seus elementos
protéticos e o implante, o método de fundição da peça separada e sua posterior soldagem a
laser, deve ser o de escolha em relação à fundição em monobloco.
ESKITASCIOGLU et al. (2004) verificaram em estudos tridimensionais de elementos
finitos, a influência da localização da carga oclusal nos esforços transferidos às próteses
implanto-suportadas e ao osso de suporte. Foi utilizado um modelo tridimensional feito a partir
da secção de osso mandibular com a ausência do segundo pré-molar. Para este estudo, um
implante rosqueável foi fixado no modelo. O implante e suas supra-estruturas foram simulados
utilizando um software de elemento finito. A todos os materiais presumiu-se elasticidade linear,
sendo homogêneos e isotrópicos. A carga aplicada, de 300N, foi determinada após revisão de
32
literatura, e foram aplicadas em três pontos, sendo, a ponta da cúspide vestibular (300N), a
ponta da cúspide vestibular (150N) mais a fossa distal (150N) e a ponta da cúspide vestibular
(100N) mais a fossa distal (100N) e ainda a fossa mesial (100N). Chegaram, com este estudo, às
seguintes conclusões: a simulação de diferentes cargas oclusais em um segundo pré-molar
mandibular afetou a distribuição de tensões e os valores das tensões no tecido ósseo circundante
aos implantes; a aplicação de carga em apenas um ponto apresentou maiores valores von Mises
de tensão (106,65 MPa) no osso do que aplicando a dois (99,01 MPa) ou três (102,55 MPa)
pontos de carga; aplicando a carga em apenas um ponto da prótese apresentou maiores valores
von Mises de tensão (89,99 MPa) dentro do implante do que a aplicação em dois (64,16 MPa)
ou três (67,99) pontos e, por fim, a carga em dois ou três pontos da prótese diminuiu os valores
von Mises de tensão no osso, fazendo com que essas tensões ficassem concentradas na estrutura
e na superfície oclusal da prótese.
2.3 – Métodos para obter passividade:
Entre os métodos para se obter maior passividade nas próteses sobre implante a
soldagem a laser mostra-se boa opção, como pode ser observado através de trabalhos
publicados. Alguns estudos demonstraram que a resistência à flexão de ligas metálicas
soldadas a laser é igual ou superior às estruturas fundidas em monobloco (HURSON, 1995).
O seu maior problema continua sendo o alto custo do equipamento de solda a laser. A
soldagem entre os elementos pilares pode ser realizada durante a confecção da estrutura
metálica ou ainda, após a aplicação da cerâmica. A técnica de soldagem apresenta a vantagem
de viabilizar o trabalho com segmentos de prótese permitindo, além da melhor adaptação,
uma distribuição uniforme de forças, minimizando traumas aos retentores, sejam eles dentes
naturais ou implantes (DINATO et al., 2001).
33
O laser utilizado emite raios infravermelhos, produzindo na região a ser soldada forte
concentração de calor, realizando assim, a fusão local do metal. A potência de soldagem do
aparelho a laser é regulável e determinada por dois parâmetros: tensão e duração do impulso
do raio laser. A tensão regula a energia de soldagem sendo que, quanto maior a tensão, maior
a penetração da soldagem. A duração do impulso regula o diâmetro do ponto de solda e,
quanto maior, maior será o diâmetro do ponto de soldagem. A soldagem deve ser bilateral,
utilizando uma potência de soldagem que permita a penetração de 60% do raio laser em cada
lado da peça a ser soldada. Deve-se levar em conta, também, a sobreposição de cada ponto de
solda em cerca de três quartos (LEE et al., 1997).
ROGGENSACK et al. (1993) estudaram os métodos de soldagem por laser e por
plasma no titânio comercialmente puro. Para a soldagem a laser ser conduzida corretamente,
uma base especial foi produzida a fim de manter o espaço entre os corpos-de-prova na mínima
distância possível. Anteriormente à soldagem por plasma, os corpos-de-prova foram
posicionados com um intervalo de 500μm. Utilizou-se um bastão em titânio para completar
este espaço. A avaliação da microestrutura da solda foi feita por microscopia eletrônica de
varredura (MEV) e microscopia óptica. Devido à não adição de material para a solda a laser,
uma leve constrição no ponto de solda foi observada, e os corpos-de-prova soldados por
plasma apresentaram saliências, devido à adição de material para a solda. O exame por
microscopia óptica de secções transversais das peças soldadas a laser revelou que, na zona de
soldagem, o metal não se apresentou completamente fundido, sendo que a profundidade de
solda penetrou apenas 0,7mm da superfície. Mudanças na estrutura do metal ficaram limitadas
à linha de solda, onde microgranulações não homogêneas foram encontradas. A soldagem por
plasma apresentou uma região afetada pelo calor, de espessura de 3,0 mm, no centro da
amostra e, na linha de solda, também se encontrou microgranulações em forma de agulha.
Não foram encontradas porosidades nem encolhimento da estrutura. Um aumento na dureza
34
do metal, na área de soldagem, foi verificado em ambos os métodos de soldagem. Para os
testes de resistência à fadiga, com 3x10
6
ciclos, os resultados foram de 65 N/mm
2
para o
metal sem solda, 37 N/mm
2
para a solda a laser e 40 N/mm
2
para
o titânio soldado por plasma.
Os autores concluíram que, para se obter resultados ideais para a solda a laser deve-se
escolher a energia mais adequada e também a ideal duração do impulso do laser. A grande
zona afetada pelo calor na soldagem por plasma deve-se ao longo e contínuo processo de
soldagem por este método, assim como sua difícil execução técnica. O aumento na dureza
pode ser devido a impurezas como também a mudanças na granulação e estrutura do metal.
Ambos os tipos de soldagem podem ser aplicados na Odontologia, como afirmam os autores,
sendo que a soldagem por plasma é limitada, devido à necessidade de uma extensa linha de
solda e grande alteração do metal ao redor da solda. Em trabalhos onde a profundidade de
soldagem necessária for de 1 mm, a soldagem a laser é indicada.
MCCARTNEY & DOUD (1993) propuseram uma técnica para a verificação do
modelo de trabalho e correção por meio de soldagens, unindo numa técnica intra-oral os
cilindros de ouro e os intermediários, a fim de assegurar uma acurada adaptação passiva da
prótese aos implantes de suporte. Confeccionaram uma infra-estrutura em monobloco
incorporando apenas um cilindro de ouro (o mais central), enquanto que nas regiões dos
demais cilindros eram feitos orifícios. Esta peça era então provada clinicamente com os
demais cilindros de ouro em posição, unidos à infra-estrutura com resina Duralay. Esta infra-
estrutura era usada para confecção do modelo mestre. Após as devidas correções, os cilindros
de ouro eram soldados à infra-estrutura, obtendo adaptação passiva com apenas uma solda. Os
autores, no presente trabalho, não relataram como avaliaram clinicamente esta adaptação
passiva, nem os critérios para tal análise.
BERG et al. (1995) avaliaram as propriedades mecânicas do titânio comercialmente
puro fundido e soldado a laser. Para o trabalho foram produzidos treze corpos-de-prova em
35
titânio fundido, treze em titânio forjado e ainda treze fundidos em uma liga áurea tipo IV. As
barras a serem soldadas a laser, as fundidas e as forjadas em titânio comercialmente puro,
foram fixadas de modo que ocorresse uma união entre as duas barras e para as barras a serem
soldadas por brasagem, as fundidas em liga áurea, foram fixadas a uma distância de 0,5 mm
uma da outra. Concluiu-se neste trabalho que, em termos de força da união soldada não há
diferença estatisticamente significante, tanto para o titânio fundido quanto para o forjado; o
titânio soldado demonstrou ser mais resistente do que o ouro soldado por brasagem; a
soldagem a laser do titânio e a soldagem por brasagem da liga áurea proporcionaram uma
significante redução na ductilidade de ambos os materiais e a presença de poros grandes na
união reparada parece ser o fator mais importante para controlar a força de união da solda
tanto no titânio fundido quanto no titânio forjado.
RUBENSTEIN (1995) avaliou clinicamente, por um ano, a técnica de produção de
estruturas de prótese sobre implantes pelo sistema Procera. Esta técnica elimina o
procedimento de fundição por cera perdida. O cilindro em ouro da técnica convencional é
substituído por um componente em titânio comercialmente puro, referido por “pé”, e que
possui sua superfície de ajuste usinada, sendo a mesma que os cilindros convencionais e
apresenta-se em variadas formas e tamanhos, podendo ainda ser feita a usinagem adequada
para cada caso clínico proposto, como próteses suspensas. No trabalho, o autor avaliou dez
próteses confeccionadas pelo sistema descrito acima e chegou à conclusão, depois de
decorrido este período de análise de um ano, que a técnica demonstrou resultados
clinicamente favoráveis. Não houve diferenças significantes em pacientes desdentados
parcialmente tratados com o sistema Procera dos tratados com próteses sobre implantes
convencionais, utilizando os cilindros em ouro.
LYZAK (1996) propôs que as estruturas que apresentassem qualquer espaço ou
intervalo de desadaptação fossem vedadas com cimento resinoso dual. Esse procedimento é
36
recomendado para a correção das estruturas fundidas de próteses implanto-suportadas a fim
de conseguir um assentamento passivo e eliminar a maioria dos outros procedimentos de
ajuste. A necessidade para essa correção pode surgir em 2 situações: análogos de implantes
podem ser posicionados inferiormente no modelo mestre em relação à real situação clínica,
resultando em uma diferença na estrutura quando colocada em posição na boca; análogos de
implantes podem estar posicionados numa posição superior ou com angulação incorreta e,
como resultado, a estrutura não será assentada completamente nos análogos de implantes
adjacentes. Este procedimento de correção do modelo mestre permite ao clínico produzir um
modelo no qual seja preservada a topografia tecidual do modelo mestre original e, ao mesmo
tempo, permite que o assentamento intra-oral passivo, da estrutura corrigida com cimento
resinoso, seja verificado também no modelo mestre.
MCCARTNEY & PEARSON (1997) relataram uma técnica para estabilizar uma
estrutura metálica seccionada de uma prótese sobre implante que foi reposicionada e adaptada
em uma relação passiva aos análogos dos implantes em um modelo mestre através da
confecção de um guia de transferência e com a fundição direta sobre os componentes,
eliminando a necessidade da soldagem. O processo consiste na separação dos elementos da
prótese não-passiva, posicionamento das partes nos implantes e confecção de um guia de
transferência e posterior inclusão destes elementos protéticos para fundição direta de metal,
unindo as partes em condição de passividade. Este método é vantajoso em relação à soldagem
convencional quando múltiplos segmentos são criados ou quando os cortes realizados
estiverem muito próximos aos abutments protéticos. A vantagem de uma matriz de
transferência rígida é proporcionar segurança na manipulação dos padrões e dos sprues,
durante os procedimentos de inclusão da peça a ser corrigida. Devido à necessidade de ser
usado o mesmo metal nas conexões diretas nesta técnica descrita, a não possibilidade de
determinar a liga usada para a confecção da estrutura da prótese pode ser uma desvantagem.
37
RIEDY et al., em 1997, avaliaram a precisão de adaptação de estruturas de próteses
sobre implante obtidas em titânio, através de fundições em monobloco, e outras obtidas pelo
sistema Procera, por usinagem, e posteriormente soldadas a laser. Foram produzidas cinco
peças por grupo, totalizando dez peças. O modelo utilizado possuía cinco intermediários
localizados na região anterior da mandíbula. O método utilizado para a análise foi a
videografia a laser em um programa gráfico de computador que estuda os eixos x, y e z em
relação a um ponto central. A fim de padronizar o desenho das estruturas obtidas por
usinagem, feitas pelo sistema Procera, foram dadas instruções ao laboratório como: tipo de
metal, técnica de soldagem e seqüência de acabamento a ser seguida. Para as fundições em
monobloco, um laboratório foi selecionado e instruções por escrito, detalhadas, foram feitas:
tipo de liga e revestimento, técnica de cera perdida e material, desenho do sprue, técnica de
fundição e seqüência de acabamento. Concluiu-se neste trabalho que: as peças apresentaram
diferenças estatisticamente significantes em sua precisão de ajuste em ambas as técnicas
utilizadas, seja a fundição em monobloco, seja a usinagem obtida pelo sistema Procera e
posterior soldagem a laser, quando comparadas nos abutments posicionados no modelo de
simulação do paciente; as próteses obtidas por usinagem e soldadas a laser exibiram maior
precisão de adaptação do que as obtidas pela técnica de fundição em monobloco; e as peças
obtidas por usinagem e soldadas a laser apresentaram uma média de desajuste menor que
25μm em todas as cinco estruturas estudadas.
HELLDÉN & DÉRAND, em 1998, descreveram o método para obter adaptação
passiva entre a estrutura metálica da prótese parcial fixa e os implantes, denominado Método
de Precisão Cresço Ti, que proporciona a correção de distorções na fundição de estruturas em
Titânio e também avaliaram este presente método através de técnica de medição de tensão por
fotoelasticidade. O Método de Precisão Cresço Ti é realizado através do posicionamento da
infra-estrutura da prótese em titânio em um modelo mestre, utilizando-se de dois ou três
38
parafusos que, no entanto, não são apertados, sendo mantidos em posição por cera. O
conjunto é então montado em articulador para preservar a relação vertical e horizontal entre a
estrutura e o modelo. Para isso, são apertados apenas 1 ou 2 parafusos nas réplicas que estão
mais bem posicionadas. Nos outros pontos, os cilindros são mantidos em posição com uma
fina camada de cera, e faz-se o registro. A prótese é então removida, novos cilindros em
titânio são colocados sobre as réplicas no modelo de trabalho e aparafusados. Os cilindros que
estão na peça fundida são recortados no sentido horizontal e vertical, sendo então soldados a
laser nas uniões que foram anteriormente separadas. Três implantes com 13 mm de
comprimento e 3,75 mm de diâmetro (Cresço Ti System AB) foram posicionados em um
bloco de resina para a realização do experimento de fotoelasticidade. As distâncias entre os
implantes foram 10 mm e 20 mm, respectivamente, e a porção mais superior dos implantes
não excedeu 2 mm acima da superfície mais alta do modelo. Os resultados dos experimentos
fotoelásticos mostraram uma redução na tensão na parte do modelo que corresponderia ao
osso quando posicionadas as estruturas corrigidas pelo método descrito. Quando posicionadas
as peças, sem a aplicação deste método, foi verificada uma concentração de tensões na região
que seria correspondente ao osso, em um implante posicionado na cavidade oral,
demonstrando que este método parece ser eficiente e preciso na correção das distorções em
estruturas fundidas em titânio.
SOUZA et al., em 2000, avaliaram as uniões soldadas por laser e por brasagem, ao
soldar uma liga odontológica de Au-Pd para próteses fixas. Os corpos-de-prova utilizados
apresentavam dimensões de 10 mm de comprimento, 4 mm de largura e 1,5 mm de espessura.
Para que a soldagem por brasagem fosse realizada adequadamente, os corpos-de-prova foram
fixados a uma distância de união de 0,25 mm, sendo este espaço preenchido pelo metal de
adição recomendado. A soldagem a laser foi feita sob atmosfera protetora de argônio, sendo
feito de 35 a 40 pontos de solda em cada lado da secção longitudinal da união, e a potência de
39
soldagem empregada foi suficiente para que o feixe penetrasse em cerca de 60% do sentido
transversal da união. As conclusões dos pesquisadores acerca dos métodos estudados foram:
na soldagem por brasagem da liga Au-Pd, obteve-se uma microestrutura granular de maior
dureza do que o metal-base; na soldagem a laser da liga Au-Pd, obteve-se uma microestrutura
dendrítica refinada no cordão de solda, de menor dureza que o metal-base; a microestrutura
obtida na solda a laser foi conseqüência da alta velocidade de resfriamento do cordão de solda
e na soldagem a laser, o feixe transfere menor energia ao metal-base, minimizando o tamanho
da zona afetada pelo calor e as distorções nas peças protéticas, sendo esse processo mais
adequado do que a brasagem para aplicações odontológicas.
MEJIA & TOBON (2000), analisaram a adaptação marginal de restaurações
metalocerâmicas após a realização de uma técnica padronizada de pós-solda. Foram
produzidos dez corpos-de-prova de próteses parciais fixas de três elementos, fundidos em liga
Pd-Au, separados por 0,5mm de distância para que fosse preenchida com a solda da técnica
avaliada. Após a confecção dos corpos-de-prova, os mesmos foram submetidos a uma
simulação dos procedimentos de queima de cerâmica. Os corpos-de-prova foram unidos por
resina Duralay e reposicionados em sua base de leitura, sendo feitas três medidas por pilar
(distal, mesial e lingual). A adaptação marginal, sem sobrextensão, foi anotada. Após estas
medidas preliminares dos corpos-de-prova, eles foram submetidos à técnica de pós-solda. Esta
técnica consiste na inclusão em revestimento das peças e, após a evaporação dos gases
liberados pela presa do revestimento, e da total evaporação da resina Duralay, após 5 minutos
no forno a 1000ºF, o espaço de 0,5 milímetros foi preenchido com solda de baixa fusão,
retornando ao forno até que este atinja a temperatura de 1550ºF (Taxa de 100º/min) para se
realizar a soldagem. Os resultados não apresentaram diferenças estatisticamente significantes,
na adaptação das coroas metalocerâmicas, fundidas em liga nobre de Pd-Au, sujeitas à técnica
de pós-soldagem descrita no trabalho. A abertura marginal média em ambos os copings da
40
prótese parcial fixa de três elementos antes da soldagem era de 45,9μm e após o procedimento
de soldagem apresentou uma abertura média de 48,3μm, o que é abaixo do padrão
determinado pela ADA, de 50μm.
ROMERO et al., em 2000, analisaram três técnicas corretivas, de pós-soldagem, de
barras de implantes não-passivas em relação aos seus implantes pilares. Trinta barras de
implantes foram produzidas sobre um modelo mestre de metal, composto por dois implantes
pilares em titânio, cimentados em dois orifícios no modelo metálico, e fundidas em uma liga
áurea tipo IV. Foram feitas três medidas iniciais de desajuste no pilar esquerdo da matriz. Após
estas medidas, os trinta corpos-de-prova foram divididos em três grupos iguais, para a
realização das técnicas de pós-solda de correção das barras. A primeira técnica de correção
utilizada foi a de sobrefundição das barras, que foram separadas com um espaço de 5,0mm,
utilizando-se discos com 0,45mm de espessura, fixadas com resina Pattern RC e incluídas em
revestimento para a sobrefundição com a mesma liga utilizada na confecção das barras. A
segunda técnica, de soldagem das barras separadas, utilizou os mesmos critérios para a
separação das barras e posterior fixação com resina. As barras foram incluídas em revestimento
e o espaço para a solda preenchido com solda através da utilização de chama. A última técnica
de correção foi por eletroerosão das barras de implante. Concluiu-se com o trabalho realizado,
que a técnica de soldagem apresentou os maiores valores de desajuste (72μm), e que não estão
dentro dos padrões de desajuste propostos para a produção de barras de implantes. A técnica de
sobrefundição apresentou desajuste de 15μm e a técnica de eletroerosão 7,5μm. Apenas as
barras corrigidas por eletroerosão atingiram os padrões descritos na literatura para que estas
apresentem passividade, que alguns autores afirmam ser um desajuste máximo de 10μm. Apesar
do grupo corrigido por eletroerosão apresentar os melhores resultados, não houve diferença
estatisticamente significante entre este grupo e o grupo corrigido pela técnica de sobrefundição.
A técnica de sobrefundição foi a que melhor corrigiu os desarranjos horizontais na região dos
41
copings das amostras estudadas. A técnica de soldagem foi levemente menos acurada. A
eletroerosão foi a pior técnica para correção deste tipo de erro. O desajuste horizontal não
interferiu com o processo de fixação por parafusos da barra no implante.
BERTRAND et al. (2002), avaliaram a capacidade de solda de ligas de Ni-Cr e de Co-
Cr com um equipamento de laser de Nd:Yag. Utilizaram fios fundidos em diferentes
espessuras e mediram a eficácia da solda em testes de tensão. Para diferenciar os diferentes
resultados, análises metalográficas e raios x das zonas soldadas foram comparados aos das
zonas fundidas. Todas as amostras foram soldadas usando os mesmos procedimentos, com as
configurações de tensão e duração de pulso determinadas para cada espessura de fio. Os
diâmetros estudados para os fios variavam entre 0,6 e 3,0 mm. Nos resultados, verificou-se
que uma pequena mudança na estrutura química das ligas em Ni-Cr provocou uma forte
influência na qualidade de união das peças. A liga de Co-Cr apresentou uma excelente
capacidade de soldagem. Uma mudança muito importante em sua microestrutura devido aos
efeitos provocados pelos feixes de raios laser foi observada na zona de soldagem, sendo
responsável pelo aumento da microdureza desta região. Os altos níveis de carbono e boro, em
uma das ligas de Ni-Cr, foram os responsáveis pela sua fraca capacidade de soldagem.
Contudo, para as outras ligas estudadas a profundidade máxima de soldagem mostrou ser de
2,0 mm, que é a espessura usual de componentes de próteses que comumente são soldados ou
reparados.
LIU et al., em 2002, avaliaram a força de união de junções em titânio por solda a laser,
com variados níveis de energia do feixe de laser aplicado. Dois tipos de placas foram
fabricados em titânio comercialmente puro, com dimensões de 0,5 x 3,0 x 40mm
3
e 1,0 x 3,0
x 40mm
3
, e cortadas ao meio. Foram então fixadas as duas metades de cada placa em titânio e
soldadas em diferentes níveis de energia, com incrementos de 30A, a partir de 180A até
310A. As profundidades de penetração do feixe de laser foram avaliadas sob várias condições
42
de saída de energia, duração de pulso e diâmetro de foco a fim de determinar os corretos
níveis de ajustes para estes parâmetros. Baseado na correlação entre os resultados obtidos para
a profundidade de penetração e o tamanho dos corpos-de-prova (espessura de 0,5 e 1,0 mm,
largura de 3,0mm), a duração do pulso e o diâmetro de foco utilizados neste estudo foram
10ms e 1,0mm, respectivamente. Três tiros de laser (diâmetro de foco de 1,0mm) foram
aplicados a partir de um lado dos corpos-de-prova para soldá-los em sua espessura de 3,0mm.
Os corpos-de-prova que não foram cortados serviram de controle para o trabalho. Os
resultados apresentaram, para os corpos-de-prova com 0,5mm, que a força necessária para
quebrar o ponto de solda, quando nas energias 240, 270 e 300A, não se mostrou
estatisticamente diferentes dos controles não soldados. Também não houve diferenças
estatisticamente significantes nos corpos-de-prova de espessura de 1,0mm quando a energia
do tiro de laser foi configurada a 270 e 300A, e os corpos-de-prova de controle. Concluiu-se
que, sob condições apropriadas, as forças de união dos corpos-de-prova soldados a laser não
são diferentes das alcançadas pelas superfícies não soldadas dos corpos-de-prova do grupo
controle.
SARTORI et al., em 2004, analisaram comparativamente o ajuste marginal de próteses
implanto-suportadas fundidas em liga áurea e em titânio comercialmente puro. A partir de uma
matriz metálica, na qual foram confeccionados 2 orifícios onde pudessem ser localizados dois
implantes em titânio com 10 mm de altura e 3,75 mm de diâmetro, do Sistema Conexão
(Conexão Sistemas de Prótese – São Paulo – SP – Brasil ). Sobre cada implante fixado à matriz,
foi adaptado um intermediário do tipo estético cônico, com cinta de 3 mm, do sistema conexão
(22CNB-A) e apertados com torque de 20 N.cm. As fixações foram colocadas simulando o 1º
pré-molar e o 1º molar. Sobre a base se procedeu a escultura de uma prótese de 3 elementos.
Para o grupo I foram utilizados 2 cilindros de ouro 34 CNB da empresa Conexão sobre os 2
intermediários retidos por aperto do parafuso. A união dos cilindros foi realizada com resina
43
acrílica (Duralay – Reliance Dental Co, USA) e, sobre a mesma, procedeu-se o enceramento de
uma prótese fixa de 3 elementos. Para o grupo II, dois cilindros plásticos para fundição (105
CNB) da empresa Conexão foram localizados para o enceramento de cada uma das peças. O
método foi o mesmo usado para o grupo I. Foram obtidas 5 peças para cada grupo. Nos dois
grupos as peças foram posicionadas para fundição em monobloco. As peças do grupo 1 foram
fundidas em ouro de alta fusão (Degudent U lote nº 16 175 – Degussa Dental Ltda. – Guarulhos
– SP) e para o grupo 2 foi utilizado titânio comercialmente puro (Rematitan – Dentaurum J.P.
Winkelstroeter KG – Pforzheim – Alemanha). As próteses foram provadas na base e testadas
quanto à passividade. Para as leituras foi utilizado o método de Sheffield (EISENMAN, 1997).
As leituras foram executadas em microscópio óptico comparador (Nikon, Japão). O
procedimento de eletroerosão foi realizado em um equipamento de usinagem por descarga
elétrica (TmT; Tel Med Technologies – Fort Gratiot, Miss). Após o procedimento, as peças
foram novamente analisadas ao microscópio seguindo a mesma metodologia da leitura anterior.
Após a análise dos dados, os autores chegaram às seguintes conclusões: quando as peças de
ambos os grupos, fundidas em monobloco, foram analisadas antes do procedimento de
eletroerosão, o desajuste apresentado para as peças fundidas em liga áurea apresentaram
melhores resultados (12,8 ± 1,4μm) no lado apertado, quando apenas um parafuso foi apertado,
do que para as peças fundidas em titânio comercialmente puro (29,6 ± 4,4μm). Quando o lado
oposto ao apertado foi analisado (69,2 ± 24,9μm, para o grupo da liga áurea e 94,2 ± 39,6μm,
para o grupo do titânio), não ocorreram diferenças significantes estatisticamente. O
procedimento de eletroerosão diminuiu os intervalos de desajuste para os dois grupos, em todas
as situações, fosse com os parafusos apertados ou soltos. A comparação entre os dois grupos,
após a eletroerosão, não apresentou diferenças significativas quando o lado oposto ao
parafusado foi analisado. No entanto, o grupo fundido em liga áurea, quando analisado o lado
apertado, apresentou uma melhora significativa (8,3 ± 4,2μm para o do ouro e 17,1 ± 5,3 μm
44
para o grupo do titânio) e também quando ambos os parafusos foram apertados (5,4 ± 2,4μm
para o do ouro e 16,1 ± 5,6 μm para o grupo do titânio).
BABA et al. (2004) avaliaram a resistência mecânica da liga de Co-Cr soldada a laser
e também os efeitos da energia de saída do feixe de raios laser e diferentes métodos de
soldagem para esta liga. Foram fundidas, em liga de Co-Cr, placas com dimensões de 0,5 x
3,0 x 40mm
3
e 1,0 x 3,0 x 40mm
3
e cortadas ao meio, após sua fundição. As duas partes de
cada placa separada foram posicionadas e fixadas em uma base, para proceder-se a soldagem
a laser. A duração de pulso do laser e seu diâmetro de foco foram padronizados,
respectivamente, em 10ms e 1,0mm, a todos os corpos-de-prova. A energia da saída dos
feixes de raios laser variou a partir de 180 até 310A, com aumento de 30A por grupo. Para as
placas com 0,5mm de espessura, a soldagem foi feita em apenas um lado (soldagem simples),
por toda a largura de 3,0 mm das placas. Para os corpos-de-prova com espessura de 1,0 mm
foram aplicados três tiros a um lado da placa ou três tiros a cada lado (soldagem dupla), por
toda sua largura (3,0 mm). Como controle, utilizou-se placas sem cortá-las ao meio. Para os
corpos-de-prova com 0,5 mm de espessura e soldados com tensão de 270 até 300A não
apresentaram estatisticamente diferentes dos grupos de controle. As placas de 1,0mm,
soldadas com tensão de 270A apresentaram a maior força de união da solda a laser. Os
resultados observados pelos pesquisadores também demonstraram que, para todas as tensões
estudadas, houve uma piora na força de resistência das placas soldadas a laser em relação aos
grupos controle. Várias rachaduras foram observadas nas superfícies da linha de solda antes
da fratura das peças e, para os espécimes com 1,0mm de espessura, estas rachaduras poderiam
causar uma diminuição na força de união da liga de Co-Cr soldada a laser. Para a tensão de
300A estas rachaduras eram mais numerosas que para as superfícies soldadas com 270A, o
que pode explicar a menor força de união das soldadas com 300A. Devido à maior
condutibilidade térmica do Co-Cr que do Ti cp, a solidificação do Co-Cr derretido pode
45
ocorrer mais rapidamente devido à energia da soldagem dissipar-se mais rapidamente pelo
metal circundante, fazendo com que o Co-Cr não apresente a mesma força de união que o
titânio comercialmente puro. Ainda assim, com os resultados deste trabalho, os autores
afirmam que a soldagem a laser, das ligas de Co-Cr, em condições adequadas, proporciona
bons resultados.
BABA & WATANABE (2005) analisaram a profundidade de penetração do Laser
Nd:YAG em ligas para uso odontológico, variando condições de soldagem como a voltagem (V)
e o diâmetro do foco (mm). Foram fundidos blocos, com dimensões de 3,0 x 8,0 x 50 mm, nos
seguintes metais: titânio comercialmente puro, liga Ti-6Al-4V, liga Ti-6Al-7Nb, liga de Co-
Cr e liga áurea tipo IV. Os blocos foram unidos por suas interfaces de 8,0 x 50 mm e então
soldados nas seguintes condições: voltagem a partir de 160 até 340 V, com incrementos de 20 V;
diâmetros de foco de 0,4 até 1,6mm, com incrementos de 0,2mm. A duração do pulso foi de 10ms
em todas as situações. Foram realizados três tiros de laser para cada situação experimental. As
profundidades de penetração dos raios laser foram as seguintes: titânio cp (0,29-6,45mm), liga
Ti-6Al-4V (0,32-5,24mm), liga Ti-6Al-7Nb (0,34-5,65mm), liga de Co-Cr (0,24-6,15mm) e
liga áurea tipo IV (0,12-5,22). A voltagem e o diâmetro focal do feixe de raios laser afetaram
a profundidade de penetração nos metais testados. Com o aumento da voltagem e a
diminuição do foco, a profundidade de penetração dos raios aumentou. A seleção de
condições adequadas para a soldagem a laser para se obter suficiente profundidade de
penetração para uma ideal espessura de metal é importante no procedimento de soldagem a
laser.
2.4 – Efeitos dos ciclos de queima da cerâmica nos metais e estruturas de prótese:
CAMPBELL & PELLETIER (1992) avaliaram as distorções de próteses
metalocerâmicas causadas pelos ciclos de queima da cerâmica. Utilizaram um corpo-de-prova
46
que simplificasse a geometria de um preparo dental, com uma parte representando uma parede
de 6 x 6 mm de um preparo total com um ombro em 90º (1 mm). Este desenho foi realizado a
fim de maximizar a sensibilidade das medidas, eliminando as variáveis da fundição, permitir a
direta medição da distorção de fundição e avaliar a distorção causada pelo ciclo térmico de
variadas espessuras do colar metálico. As espessuras do colar metálico avaliadas foram de
0,1, 0,4 e 0,8 mm de espessura. As peças foram fundidas em liga de Au-Pd. Antes dos ciclos
de queima dos corpos-de-prova, todos foram testados em suas bases e não apresentaram
desajustes quando vistos ao microscópio óptico. Os resultados mostraram que todos os
corpos-de-prova, em parede, distorceram durante os ciclos de queima da cerâmica e toda esta
distorção ocorreu durante o primeiro ciclo de queima da liga, o ciclo de oxidação. Foi ainda
observado que na aplicação do opaco, do corpo da porcelana e no glazeamento não eram
produzidas distorções significantes. O colar metálico de 0,8 mm apresentou uma distorção
levemente menor que os de 0,1 e 0,4 mm de espessura. Os autores atentam para o fato que
restaurações clínicas, devido a sua configuração com várias paredes, podem apresentar
diferentes resultados.
Os mesmos autores, CAMPBELL & PELLETIER, em 1992, fizeram outro trabalho no
qual avaliaram a etiologia das distorções causadas pelo ciclo de queima de cerâmica. Os
corpos-de-prova para este trabalho foram os mesmos que no trabalho anteriormente descrito.
Técnicas para minimizar estas distorções também foram analisadas. Desta vez, vários tipos de
metodologia para o acabamento do metal, antes da aplicação da cerâmica, foram testados. Os
resultados observados foram: todas as distorções significantes ocorreram durante o primeiro
ciclo de queima da liga, o ciclo de oxidação; os corpos-de-prova que foram tratados a frio e
posteriormente submetidos ao ciclo de oxidação, tiveram uma distorção significativamente
maior que qualquer outro grupo; uma significante redução na distorção foi observada quando
o ciclo térmico inicial foi completado antes que os corpos-de-prova fossem tratados a frio; a
47
causa primária da distorção pelo ciclo térmico foi a liberação de tensões da fundição da liga,
associada ao efeito sinérgico do tratamento a frio da peça; o tratamento térmico das inclusões
resultou em uma significante redução na distorção da liga causada pelo ciclo térmico, estes
corpos-de-prova não apresentaram diferenças de um grupo hipotético que não tivesse sofrido
alterações; o tratamento frio e o ciclo de queima após a oxidação inicial não resultou em
distorção adicional e por fim, a aplicação do corpo da porcelana não resultou em distorções
nas peças estudadas.
CAMPBELL et al., em 1995, analisaram os efeitos dos ciclos de queima da cerâmica e
dos acabamentos de superfície do metal na distorção de restaurações metalocerâmicas. A
adaptação apresentada pelos copings metálicos após a fundição é perdida, segundo relatos,
após os efeitos das altas temperaturas de queima da cerâmica. Métodos para minimizar a
perda desta adaptação marginal também foram analisados. Foi realizado um preparo padrão
de um dente em aço inoxidável, com 8 mm de diâmetro e 6 mm de altura, com conicidade de
8º. Uma pequena cavidade excêntrica foi realizada na superfície oclusal, para que os corpos-
de-prova fossem sempre posicionados corretamente. Os copings analisados possuíam 0,5 mm
de espessura em suas paredes, 0,4 mm de espessura no colar vestibular e 2,0 mm de espessura
no colar lingual. Os copings foram realizados de maneira que a cobertura cerâmica fosse total,
com 0,5 mm de espessura. Antes da realização dos ciclos térmicos, todos os copings foram
analisados microscopicamente e não apresentaram desajustes marginais. Com os resultados,
os autores chegaram às seguintes conclusões: a termociclagem das restaurações
metalocerâmicas resultou num aumento das aberturas marginais; os maiores aumentos
marginais ocorreram durante o primeiro ciclo térmico da liga; as peças que sofreram
tratamento térmico a frio e posteriormente foram oxidadas, apresentaram os maiores níveis de
desajuste marginal apresentados; a realização de um ciclo térmico inicial, antes do tratamento
a frio na superfície da liga, resultou em uma melhora substancial na adaptação marginal das
48
restaurações metalocerâmicas; e nenhuma perda adicional de adaptação marginal ocorreu
após tratamento a frio e subseqüente termociclagem quando estes passos foram realizados
posteriormente ao tratamento térmico inicial.
GEMALMAZ et al., 1998, analisaram as distorções causadas pelos ciclos de queima
da cerâmica em próteses parciais fixas metalocerâmicas de três elementos, em diferentes
estágios de queima. Foi utilizado um modelo inferior com a perda do primeiro molar. Foram
produzidas dez peças, cinco em liga de Ni-Cr e cinco em liga de Pd-Cu. As distorções na
estrutura foram avaliadas através de mudanças internas de ajuste, medidas horizontais lineares
do comprimento da estrutura e mudanças no ajuste vertical em cada pilar da prótese. As
medidas foram realizadas inicialmente, após o ciclo de degaseificação e após o ciclo de
glazeamento. Foram observadas distorções nas estruturas estudadas, tanto as em Ni-Cr quanto
nas em Pd-Cu, após o ciclo de condicionamento do metal e também após a aplicação da
cerâmica, e isso causou uma perda no ajuste vertical das estruturas estudadas em relação a
seus pilares. A distorção horizontal da estrutura metálica encontrada foi principalmente após o
ciclo de degaseificação do metal, que foi atribuída à liberação de tensões residuais durante
este primeiro ciclo térmico. Contrastante com esta observação, a magnitude de perda do ajuste
vertical foi maior após os ciclos de queima realizados para a aplicação da cerâmica. Concluiu-
se que, a maior perda de ajuste, observada após este estágio de aplicação da cerâmica, é
devido à contaminação interna dos copings com porcelana e à redução da resiliência do metal,
considerando a rigidez da cerâmica. Os efeitos múltiplos destes dois fatores mudam a
magnitude de distorção em estruturas de próteses parciais fixas quando comparadas a coroas
simples ou em folhas metálicas.
LAKHANI et al. (2002) analisaram a influência do tratamento térmico e do frio, na
adaptação de próteses parciais fixas metalocerâmicas implanto suportadas. Foram produzidas
quinze estruturas, suportadas por três implantes, e divididas em três grupos, que receberam os
49
seguintes tratamentos: grupo 1, tratamento a frio e oxidação térmica; grupo 2, tratamento
térmico irrestrito, frio e oxidação do metal e grupo 3, tratamento térmico aplicado com um
material revestindo as peças, para que as distorções fossem limitadas, tratamento a frio e
oxidação do metal. Após os tratamentos aplicados às peças, foi feita a aplicação da cerâmica.
As medidas foram realizadas a cada passo e comparadas às medidas realizadas imediatamente
após as fundições. Concluiu-se que a aplicação de calor antes do tratamento frio não reduziu a
distorção verificada, após a aplicação da cerâmica, nas estruturas estudadas, mas os diferentes
tratamentos de calor alteraram a direção e quando ocorreram estas alterações. Foi então
sugerido que, se o propósito do tratamento térmico é permitir a liberação de tensões
produzidas durante a fundição e cristalização da liga com o mínimo de distorção, que se
selecione um material restritivo diferente do descrito neste trabalho.
FONSECA et al., em 2003, estudaram a influência da liberação de tensões e o ciclo de
queima da cerâmica na adaptação marginal de copings fabricados em titânio comercialmente
puro e em liga de titânio-alumínio-vanádio. Prepararam-se cinqüenta molares bovinos para
confecção de uma coroa metalocerâmica e, a partir de um modelo em gesso, os copings foram
encerados. As fundições e tratamentos para os grupos foram as seguintes, com dez peças em
cada grupo: liga Ti-6Al-4V não tratada, liga Ti-6Al-4V tratada, Ti cp não tratado, Ti cp
tratado e liga de Pd-Ag. O tratamento realizado nos grupos designados foi um tratamento de
calor para liberar as tensões do processo de fundição. As medidas foram realizadas assim que
as peças saíram da fundição e a cada procedimento de queima da cerâmica recomendado pelo
fabricante, e comparados à liga de Pd-Ag submetida ao protocolo de queima da cerâmica
recomendado pelo fabricante. As medidas realizadas imediatamente após a fundição
apresentaram os seguintes resultados de desajuste: para a liga Ti-6Al-4V não tratada 84,43 μm,
para a liga Ti-6Al-4V tratada 76,35 μm, para o Ti cp não tratado 86,09 μm, e quando tratado
97,66 μm e para a liga de Pd-Ag 58,11 μm. Todos os grupos analisados apresentaram
50
diferenças estatisticamente significantes nos valores da adaptação marginal quando a
condição imediata foi comparada à após os ciclos de queima da cerâmica recomendados,
apresentando uma perda significante da adaptação marginal. Não houve diferenças entre os
grupos tratados termicamente dos não-tratados.
KARL et al., em 2005, analisaram a carga estática provocada ao implante, por
estruturas de prótese, imediatamente após sua desinclusão e após a cobertura cerâmica. Os
autores utilizaram 3 implantes maxilares, A, B e C, com 4,1 mm de diâmetro e 12 mm de
profundidade óssea, arranjados no modelo de medidas, consistindo de um bloco em resina
epóxi, com propriedades mecânicas similares àquelas do osso trabeculado. Medidores de
tensão (Strain gauges -SG) foram posicionados no modelo, mesial e distalmente, adjacentes
aos implantes, com seus elementos sensíveis na direção mésio-distal. Quatro grupos de
próteses parciais fixas de 5 elementos fundidas em liga nobre, usando diferentes tipos de
pilares, parafusados ou cimentados, e com diferentes técnicas de moldagem e produção das
peças foram utilizados. A mesma cerâmica foi aplicada em todos os grupos. As próteses
retidas por parafusos usando cilindros de fundição plásticos e próteses fabricadas com
cilindros de ouro para fundição não apresentaram diferenças estatísticas no desenvolvimento
de tensão. As próteses retidas por parafuso cimentadas em cilindros de ouro nos modelos de
medição mostraram menor produção de tensão que todos os outros grupos testados. Depois de
coberta com cerâmica, apenas uma diferença significante estatisticamente foi observada. Para
2 tipos de estruturas retidas por parafuso, fabricadas convencionalmente, aumento significante
de desenvolvimento de tensão foi mostrado depois da cobertura com cerâmica. Para as
cimentadas em cilindros de ouro, diminuição significante de tensão foi encontrada depois da
cobertura com cerâmica. Concluíram que há evidências, neste trabalho, que não apenas
próteses parciais fixas cimentadas e retidas por parafuso, mas também que as próteses
fabricadas por estruturas fundidas e cimentadas separadamente em componentes pré-
51
fabricados mostraram níveis de tensão mensuráveis. Observou-se que a cobertura em
cerâmica é um fator adicional, que contribui para o desenvolvimento de tensão nas estruturas
de próteses implanto-suportadas e pode ser um fator que prejudique, não apenas a
osseointegração, mas também a estabilidade em longo prazo de restaurações cobertas por
cerâmica.
3 – PROPOSIÇÃO
53
Considerando a importância do desenvolvimento técnico para o uso da solda a laser
nas reabilitações orais e a necessidade de avaliação do titânio comercialmente puro na
confecção de próteses parciais fixas suportadas por implantes e sua comparação com as ligas
de Ni-Cr e Co-Cr, mais comumente usadas, e também suas capacidades de soldagem
utilizando o laser. Ainda, com a necessidade de avaliação da influência dos ciclos de queima
utilizados para a aplicação de cerâmica nestas próteses, propõe-se um trabalho que estude:
3.1 – a adaptação entre estruturas de próteses fixas de três elementos e os componentes
intermediários, suportadas por dois implantes, quando fundidas em monobloco e obtidas pela
técnica de cera perdida, utilizando cilindros plásticos para sua fundição, com estruturas
fundidas em titânio comercialmente puro, ligas de Co-Cr e Ni-Cr, sob condições de parafusos
apertados e não apertados.
3.2 – os resultados de adaptação encontrados para os três grupos estudados.
3.3 – a melhora na precisão da adaptação que pode ser obtida com o procedimento de
separação das peças fundidas em monobloco e sua posterior soldagem a laser.
3.4 – os resultados, após a soldagem a laser, dos grupos e a sua comparação entre si.
3.5 – os efeitos da simulação dos ciclos de queima para aplicação da cerâmica nas
estruturas e a comparação entre os grupos estudados.
4 – MATERIAIS E MÉTODOS
55
4.1 - Obtenção da base do corpo-de-prova:
Partindo de um modelo de gesso de um paciente que recebeu dois implantes nas regiões
correspondentes ao segundo pré-molar e segundo molar superior esquerdos, recortado nas
formas apropriadas para a execução das leituras de desajuste das peças no microscópio
comparador, foi usinada uma cópia em metal do mesmo. Foram preparados dois orifícios, nas
mesmas posições das réplicas produzidas em gesso, onde foram posicionados e fixados dois
implantes de hexágono interno Master Conect AR, com 11,5 mm de altura e 3,75 mm de
diâmetro do sistema Conexão (Conexão Sistemas de Prótese – São Paulo – SP - Brasil). A
união dos implantes à base foi realizada com cola à base de cianoacrilato (Super Bonder,
Henkel Loctite Adesivos Ltda; Brasil). Sobre cada fixação, foi adaptado um intermediário do
tipo mini-pilar cônico com cinta de 3 mm, do sistema Conexão (22CNB-A-Conect-AR -
Conexão Sistemas de Prótese – São Paulo – SP - Brasil), e apertados com torque de 20N.cm,
executado com as chaves e torquímetros Conexão (Conexão Sistemas de Prótese – São Paulo –
SP - Brasil). O conjunto completou a base do corpo-de-prova (Figura 1).
Figura 1 – Base do corpo-de-prova com os intermediários posicionados.
56
4.2 Enceramento dos corpos-de-prova:
Sobre a base foi confeccionada a escultura de uma prótese de três elementos.
Foram localizados dois copings mini-pilar cônico da empresa Conexão (Conexão Sistemas
de Prótese – São Paulo – SP - Brasil) sobre os dois intermediários, retidos através de aperto dos
parafusos de trabalho em titânio 011004 CNB (Conexão Sistemas de Prótese – São Paulo – SP –
Brasil). Para o enceramento, foram utilizados os copings mini-pilar cônico em plástico (105001
CNB) da empresa Conexão (Conexão Sistemas de Prótese – São Paulo – SP – Brasil).
A união dos cilindros foi realizada com resina acrílica vermelha (Pattern Resin LS –
GC America Inc. - USA) e, sobre a mesma, foi feito o enceramento com cera para
enceramento de incrustações (Kota Indústria e Comércio – São Paulo – SP), de uma infra-
estrutura de prótese fixa parafusada, de três elementos, apoiada e retida em dois implantes.
Sobre esse primeiro enceramento, foi confeccionada uma matriz em silicone, a qual
possibilitou a confecção das demais peças protéticas com as mesmas dimensões. A matriz em
silicone foi seccionada ao meio, onde esta se relacionava com a base do corpo-de-prova e, por
um orifício em sua parte superior, era gotejada a cera plastificada (Figura 2). Para a
plastificação da cera foi utilizado um plastificador de cera com regulagem digital da
temperatura de fusão da mesma (Hotty LED, Renfert GmbH, Hilzigen, Alemanha).
Figura 2 – Cilindros acrílicos posicionados e unidos com resina acrílica e
matriz em silicone em posição para permitir o enceramento.
57
Uma vez concluído o enceramento (Figura 3), foi realizado o teste de passividade, que
consistiu em apertar apenas um dos parafusos, examinando a adaptação da prótese do outro
lado e, depois, apertando o parafuso contrário e procedendo da mesma forma, com a
finalidade de visualizar distorções que possam ter ocorrido durante o enceramento. Não houve
necessidade de correções nas peças.
Figura 3 – Enceramento: vistas vestibular (A) e lingual (B).
Em todos os grupos, as peças foram posicionadas para fundição em monobloco
(Figura 4). Para as fundições foram utilizadas ligas de Ni-Cr (VeraBond II – Aalba Dent. Inc.
– Cordelia – CA - USA), de Co-Cr (Remanium® 2000 - Dentaurum J.P. Winkelstroeter KG –
Pforzheim – Alemanha), e o metal Ti cp (Tritan, grau I, Dentaurum, Alemanha).
Figura 4 – Peça em posição para inclusão e fundição em monobloco.
Para cada material de fundição foram produzidas 6 (seis) peças, totalizando 18
(dezoito) corpos-de-prova.
58
4.3 - Inclusão e fundição:
4.3.1 - Inclusão:
Para as peças fundidas em ligas de Ni-Cr e Co-Cr foi utilizado revestimento fosfatado,
de ciclo rápido, Castorit Super C (Dentaurum, Alemanha). Para as peças fundidas em Ti cp
foi utilizado revestimento especial Rematitan Plus (Dentaurum, Alemanha).
Ambos os revestimentos foram proporcionados segundo as especificações dos
fabricantes e espatulados mecanicamente a vácuo por 60 segundos em espatulador elétrico
(Turbomix - EDG Equipamentos e Controles Ltda., Brasil). Ao final da manipulação, a massa
foi vazada sob vibração até o preenchimento do anel e deixada à temperatura ambiente por 10
minutos.
4.3.2 – Fundição:
a) Fundição em titânio: o ciclo térmico utilizado foi o representado a seguir:
0
100
200
300
400
500
600
700
800
900
1000
1100
0 30 120 140 230 380 440 554 674
Tempo (min.)
Temp. (
o
C )
Velocidade de aquecimento: 5
o
C/min.
Figura 5 - Ciclo térmico de expansão do revestimento e eliminação da cera para fundição em titânio.
59
b) Fundições em ligas de Ni-Cr e Co-Cr: para estes corpos-de-prova foi utilizado o
ciclo térmico representado no gráfico:
0
200
400
600
800
1000
0 50 110 240 300
Tempo (min.)
Temp. (
o
C )
Velocidade de aquecimento: 5
o
C/min.
Figura 6 - Ciclo térmico de expansão do revestimento e eliminação da cera.
As fundições foram realizadas na máquina Discovery Plasma (EDG Equipamentos e
Controles Ltda., Brasil) que promove a fusão com arco voltaico de corrente contínua através
de eletrodo de tungstênio, a vácuo, e sob atmosfera inerte de argônio, sobre crisol (cadinho)
especial de cobre. Essa máquina tem a unidade de fundição formada por duas câmaras ligadas
entre si. A pastilha da liga fica posicionada sobre o crisol de cobre e é fundida pela corrente
elétrica gerada pelo arco voltaico. Depois de fundido, a liga é injetada no molde, posicionado
na câmara inferior, por ação do vácuo aplicado a ambas as câmaras da máquina de fundição, e
da pressão de argônio aplicada à câmara superior. O processo de fundição é totalmente
automático.
Depois de fundidos, os corpos-de-prova obtidos foram desincluídos e jateados com
óxido de alumínio (Polidental Ind. e Com. Ltda, Brasil), granulação de 100μm, sob pressão de
80lib/pol
2
(5,62kgf/cm
2
), e os lastros de fundição cortados.
60
4.4 - Análise Radiográfica:
Todos os corpos-de-prova foram submetidos a exame radiográfico para detecção de
possíveis defeitos de fundição. Para a tomada radiográfica foi utilizada a unidade laboratorial
X-Control (Dentaurum, Pforzheim, Alemanha), com tensão de 70 kv, corrente de 8mA e
distância de trabalho de 200 mm. Foi utilizado filme branco e preto Polapan 57 (Polaroid
Corp. - EUA), de tamanho 9 X 12 cm, e tempo de exposição de 2,0 segundos. Após a
exposição o filme foi auto-processado por 15 segundos à temperatura de 21º C. Junto aos
corpos-de-prova foi posicionado um verificador escalonado de raios X para radiografias de
titânio (Dentaurum, Alemanha) (Figura 7).
Figura 7 – Máquina X-Control para tomada radiográfica e corpos-de-prova e verificador escalonado em posição.
61
4.5 - Leituras e obtenção dos dados:
As próteses foram provadas na base e testadas quanto à passividade. Para as leituras, foi
utilizado o método de Sheffield (EISENMAN, 1997) que consiste em executar as leituras com
apenas um dos lados parafusados. Para isso foi localizado apenas um dos parafusos em ouro do
tipo hexágono (011002-Ouro) da empresa Conexão (Conexão Sistemas de Prótese – São Paulo
– SP – Brasil), apertado manualmente até o ponto de se sentir apenas a primeira fixação do
parafuso na rosca. Nessa condição a peça foi levada para a primeira leitura onde se mediu e
anotou-se o espaço existente entre o intermediário e a prótese nos dois lados, no implante 1
(Pré-Molar) e no implante 2 (Molar), sendo os mesmos denominados: lado apertado e lado
contrário. Para a segunda leitura, os dois parafusos foram posicionados e apertados com torque
calibrado em 10 N.cm utilizando chaves e torquímetros (Conexão Sistemas de Prótese, Brasil)
(Figura 8). As leituras foram executadas em um microscópio óptico comparador (Nikon, Japão),
no Laboratório de Materiais Dentários da Faculdade de Odontologia de Ribeirão Preto – USP
(Figura 9). Foram lidas as faces vestibulares, linguais e proximais para cada condição. Para cada
face foram executadas 3 (três) leituras, perfazendo um total de 12 (doze) pontos lidos em cada
cilindro para cada condição de leitura. A base do corpo-de-prova foi projetada de forma a
permitir as leituras das faces proximais nas duas fixações (Figura 10).
62
Figura 8 – Peças posicionadas para leitura pelo método de Sheffield.
Figura 9 – Microscópio Figura 10 – Leitura dos corpos-de-prova
4.6 - Soldagem a laser das peças:
Posteriormente à análise da interface de adaptação, as peças obtidas foram seccionadas
utilizando-se discos de carburundum com 23,8mm de diâmetro e 0,6mm de espessura
(Dentorium – NY – USA), e realizou-se a soldagem a laser.
Para o procedimento de soldagem a laser, a estrutura metálica foi posicionada sobre a base
do corpo de prova. Os componentes foram, então, parafusados com um torque de 10N.cm e fixados
com resina acrílica vermelha (Pattern Resin LS – GC America Inc. - USA). Esta foi levada ao
63
interior da máquina de soldagem a laser (Desktop Laser – Dentaurum – Alemanha) e procedeu-se à
soldagem, com a máquina programada entre 270V e 310V, pulso de 9,0ms e freqüência de foco
variável entre -4 e +8.
4.7 - Análise do assentamento passivo após a soldagem a laser:
Utilizando novamente o método de Sheffield (EISENMAN, 1997), onde primeiro um
lado é parafusado, depois o outro lado é parafusado e, por fim, ambos os lados são
parafusados, foi feita a análise do assentamento passivo das estruturas depois de realizada a
soldagem a laser, sendo que as leituras das peças foram executadas no microscópio óptico
comparador (Nikon, Japão), no Laboratório de Materiais Dentários da Faculdade de
Odontologia de Ribeirão Preto – USP seguindo a mesma metodologia descrita anteriormente
à soldagem.
4.8 - Tratamento do metal (degaseificação):
Antes da simulação da aplicação das cerâmicas foi feito o tratamento das peças
fundidas. Para este procedimento as peças foram usinadas com pedra de óxido de alumínio
para remover nódulos e irregularidades e novamente jateadas com pó de óxido de alumínio
(100μm) à pressão de 40psi. As peças foram, então, levadas ao ultra-som para limpeza e
remoção de impurezas onde permaneceram por 10 minutos em álcool isopropílico. Após este
tratamento, as peças em Ti cp foram levadas ao forno à temperatura de 500
o
a 800
o
C,
permanecendo por 3 minutos a 800
o
C e com vácuo, para a pré-oxidação do metal, de acordo
com instruções do fabricante da cerâmica Ti 22.
64
4.9 – Simulação da queima da cerâmica nas peças:
Foi então realizada a simulação dos ciclos de queima da cerâmica sobre as estruturas
metálicas. Para as peças fundidas em liga de Ni-Cr e em liga de Co-Cr, foi utilizado o ciclo de
queima preconizado para a cerâmica Noritake EX3 (Noritake – Japão), realizado no forno
para cerâmica Solaris 50P Platinium (Futura Brasil, São Carlos, SP, Brasil). Para as peças
fundidas em Titânio comercialmente puro, o ciclo utilizado foi o recomendado para a
cerâmica Noritake Ti22 (Noritake – Japão), realizado no forno Jelenko Jelfire VPF (Jelenko
Dental Health Products, NY, USA).
4.9.1 - Ciclo de queima da cerâmica Noritake EX3:
Na tabela a seguir é descrito o ciclo térmico de queima da cerâmica Noritake EX3:
Tabela de queima da cerâmica Noritake EX3:
Adesivo
1ª camada
opaco
2ª camada
opaco
1ª camada
dentina
2ª camada
dentina
Tempo de secagem
- 3 min 3 min 6 min 6 min
Temperatura inicial
- 550
o
C 550
o
C 580
o
C 580
o
C
Início do vácuo
- 550
o
C 550
o
C 580
o
C 580
o
C
Taxa de aquecimento
- 55
o
C/min 55
o
C/min 55
o
C/min 55
o
C/min
Nível de vácuo
- 72 cm/Hg 72 cm/Hg 72 cm/Hg 72 cm/Hg
Liberação do vácuo
- 980
o
C 970
o
C 920
o
C 9200
o
C
Tempo de permanência
- 1 min s/vácuo 1 min s/vácuo 1 min s/vácuo 1 min s/vácuo
Temperatura final
- 980
o
C 970
o
C 910
o
C 910
o
C
Tempo de resfriamento
- 10 seg. 10 seg. 10 seg. 10 seg.
65
4.9.2 - Ciclo de queima da cerâmica Noritake Ti22:
Na tabela seguinte está descrito o ciclo de queima que foi utilizado para a cerâmica
Noritake Ti22.
Tabela de queima da cerâmica Noritake Ti22:
Adesivo
1ª camada
opaco
2ª camada
opaco
1ª camada
dentina
2ª camada
dentina
Tempo de secagem 5 min 5 min 5 min 7 min 7 min
Temperatura inicial 500
o
C 500
o
C 500
o
C 500
o
C 500
o
C
Início do vácuo 500
o
C 500
o
C 500
o
C 500
o
C 500
o
C
Taxa de aquecimento 50
o
C/min 50
o
C/min 50
o
C/min 40
o
C/min 40
o
C/min
Nível de vácuo 72 cm/Hg 72 cm/Hg 72 cm/Hg 72 cm/Hg 72 cm/Hg
Liberação do vácuo 790
o
C 770
o
C 770
o
C 750
o
C 750
o
C
Tempo de permanência _ _ _ _ _
Temperatura final 800
o
C 780
o
C 780
o
C 760
o
C 760
o
C
Tempo de resfriamento 0 0 0 0 0
4.10 - Reavaliação do assentamento passivo das peças:
Foi feita, por fim, a análise do assentamento passivo das próteses sobre os implantes,
após todos os procedimentos de queima da cerâmica, utilizando o método de Sheffield
(EISENMAN, 1997), anteriormente descrito.
4.11 – Análise estatística:
Os dados obtidos da avaliação do assentamento passivo das estruturas, em todas as
suas etapas, foram tabulados, com o intuito de analisá-los e compará-los estatisticamente, com
auxílio do programa JMP 5.1.2 (SAS Institute Inc. – USA).
Para cada uma das condições de medição foi aplicada a análise de variância (ANOVA)
a dois critérios (material e tratamento) para verificação de homogeneidade dos grupos. Após a
66
análise de variância dos grupos, foi utilizado o teste complementar de Tukey-Kramer para as
comparações individuais.
5 – RESULTADOS
68
A Tabela 5.1 a seguir contém as médias de todas as mensurações executadas em cada
cilindro, com cada condição de aperto dos parafusos e com as condições experimentais
propostas no trabalho executado, sendo que foram feitas leituras imediatamente após a
fundição de cada peça, após a separação e posterior soldagem a laser e após a simulação dos
ciclos de queima da cerâmica.
Com base nesta tabela foram calculadas as seguintes médias de interfaces:
- com o implante 1 (Pré-Molar) apertado, com leitura no mesmo implante, sendo
denominado de lado apertado;
- com o implante 1 (Pré-Molar) apertado e leitura no implante 2 (Molar), oposto ao
apertado, sendo denominado de lado contrário;
- com os dois implantes apertados e leituras nas duas interfaces.
Com os resultados destas médias obteve-se a Tabela 5.2, com a qual se realizou a
análise estatística, utilizando o programa JMP 5.1.2 (SAS Institute Inc., USA).
Para cada uma das condições de medição foi aplicada a análise de variância (ANOVA)
a dois critérios (material e tratamento) para verificação de homogeneidade dos grupos. Após a
análise de variância dos grupos, foi utilizado o teste complementar de Tukey-Kramer para as
comparações individuais.
69
Tabela 5.1 – Médias das interfaces analisadas (em μm) entre cada cilindro e respectivo
intermediário sob as diversas condições de aperto dos parafusos,
imediatamente após a fundição das peças.
Condição Experimental
Imediato
Material
Estruturas
Implantes
Implante
1
apertado
Implante
2
apertado
Implantes
1 e 2
apertados
1 27,00 44,66 32,16
1
2 59,25 22,50 37,58
1 90,41 158,41 81,33
2
2 274,41 85,00 83,41
1 20,25 25,08 21,66
3
2 35,16 29,00 30,25
1 16,16 49,16 13,58
4
2 101,83 16,75 18,16
1 23,00 180,66 122,00
5
2 178,91 82,91 103,83
1 33,25 62,58 56,16
Co-Cr
6
2 62,33 37,75 50,75
1 18,66 71,66 29,75
1
2 73,66 12,58 18,25
1 13,83 112,16 16,66
2
2 66,58 36,41 26,83
1 12,58 122,08 16,41
3
2 96,50 20,00 19,50
1 34,25 189,41 25,66
4
2 79,00 24,50 52,16
1 23,83 85,58 26,08
5
2 75,00 22,25 31,91
1 17,66 28,83 17,50
Ni-Cr
6
2 33,25 18,58 19,33
1 13,66 231,08 14,91
1
2 51,25 78,41 22,91
1 10,66 37,08 44,41
2
2 76,25 19,41 25,25
1 19,08 107,41 27,91
3
2 194,58 92,66 162,25
1 20,00 19,08 19,00
4
2 132,58 28,91 59,25
1 56,83 84,83 28,41
5
2 109,66 34,33 52,83
1 13,50 40,08 21,08
Ti cp
6
2 147,08 69,00 102,75
70
Tabela 5.2 – Médias das interfaces analisadas (em μm) entre cada cilindro e respectivo
intermediário sob as diversas condições de aperto dos parafusos, após a
soldagem a laser das peças.
Condição Experimental
Após solda a laser
Material
Estruturas
Implantes
Implante
1
apertado
Implante
2
apertado
Implantes
1 e 2
apertados
1 15,75 42,25 14,08
1
2 17,58 13,50 9,00
1 11,16 62,41 10,83
2
2 90,91 21,00 20,58
1 13,25 31,91 10,50
3
2 32,75 20,25 21,91
1 11,58 21,08 19,75
4
2 17,08 11,41 23,50
1 22,91 51,41 29,25
5
2 38,33 34,41 26,33
1 34,83 32,08 34,33
Co-Cr
6
2 42,75 28,50 37,83
1 16,66 21,41 11,83
1
2 24,33 16,91 14,33
1 9,16 15,91 7,25
2
2 16,58 14,25 15,00
1 15,91 17,00 12,41
3
2 15,50 13,41 11,25
1 14,50 24,00 13,16
4
2 22,25 19,16 17,75
1 13,00 42,66 13,25
5
2 33,83 15,75 17,00
1 10,91 22,00 12,41
Ni-Cr
6
2 15,16 14,00 11,58
1 8,83 19,83 7,66
1
2 15,58 11,08 11,66
1 8,91 24,66 9,41
2
2 13,25 7,83 18,66
1 12,16 28,91 9,41
3
2 33,33 19,58 15,91
1 11,33 10,66 9,66
4
2 24,08 10,66 10,41
1 33,91 67,75 43,08
5
2 46,83 33,58 37,91
1 18,83 20,25 16,50
Ti cp
6
2 34,16 30,75 22,22
71
Tabela 5.3 – Médias das interfaces analisadas (em μm) entre cada cilindro e respectivo
intermediário sob as diversas condições de aperto dos parafusos, após a
simulação dos ciclos de queima da cerâmica.
Condição Experimental
Após simulação de aplicação da cerâmica
Material
Estruturas
Implantes
Implante
1
Apertado
Implante
2
apertado
Implantes
1 e 2
apertados
1 9,33 13,16 9,91
1
2 16,91 8,75 12,16
1 12,33 29,16 12,41
2
2 33,75 9,25 25,41
1 9,50 14,83 10,75
3
2 25,91 13,58 21,50
1 7,66 25,58 10,33
4
2 16,08 23,25 14,16
1 23,16 32,66 23,66
5
2 37,41 37,25 37,16
1 48,33 28,33 27,41
Co-Cr
6
2 28,50 39,66 36,41
1 20,41 26,08 17,50
1
2 21,66 13,50 13,16
1 15,41 12,25 8,75
2
2 19,83 9,83 12,00
1 13,25 12,58 10,25
3
2 21,75 10,5 11,00
1 17,41 25,66 12,08
4
2 41,08 12,58 20,83
1 20,41 56,00 10,41
5
2 47,58 10,66 13,58
1 11,91 17,33 13,00
Ni-Cr
6
2 19,08 12,75 13,08
1 8,00 12,58 9,41
1
2 9,83 9,66 6,83
1 8,08 21,33 10,41
2
2 8,66 9,41 10,91
1 11,58 61,33 12,83
3
2 38,75 22,25 24,25
1 10,75 15,83 10,00
4
2 10,08 15,08 11,33
1 35,91 69,00 30,83
5
2 54,41 38,41 43,33
1 14,75 19,33 14,25
Ti cp
6
2 46,58 38,75 39,00
72
Tabela 5.4 – Média das interfaces intermediários/prótese (em μm) obtidas nas diversas
condições de medição em relação aos apertos dos parafusos, imediatamente
após a fundição das peças.
Imediato
Implante 1 apertado
Material
Implante 1 Implante 2
Dois implantes
apertados
27,00 59,25 34,87
90,41 274,41 82,37
20,25 35,16 25,95
16,16 101,83 15,87
23,00 178,91 112,91
Co-Cr
33,25 62,33 53,45
18,66 73,66 24,00
13,83 66,58 21,75
12,58 96,50 17,95
34,25 79,00 38,91
23,83 75,00 28,99
Ni-Cr
17,66 33,25 18,41
13,66 51,25 18,91
10,66 76,25 34,83
19,08 194,58 95,08
20,00 132,58 39,12
56,83 109,66 40,62
Ti cp
13,50 147,08 61,91
73
Tabela 5.5 – Média das interfaces intermediários/prótese (em μm) obtidas nas diversas
condições de medição em relação aos apertos dos parafusos, após a soldagem a
laser das peças.
Após solda a laser
Implante 1 apertado
Material
Implante 1 Implante 2
Dois implantes
apertados
15,75 17,58 11,54
11,16 90,91 15,70
13,25 32,75 16,20
11,58 17,08 21,62
22,91 38,33 27,79
Co-Cr
34,83 42,75 36,08
16,66 24,33 13,08
9,16 16,58 11,12
15,91 15,50 11,83
14,50 22,25 15,45
13,00 33,83 15,12
Ni-Cr
10,91 15,16 11,99
8,83 15,58 9,66
8,91 13,25 14,03
12,16 33,33 12,66
11,33 24,08 10,03
33,91 46,83 40,49
Ti cp
18,83 34,16 19,36
74
Tabela 5.6 – Média das interfaces intermediários/prótese (em μm) obtidas nas diversas
condições de medição em relação aos apertos dos parafusos, após a simulação
dos ciclos de queima da cerâmica.
Após simulação de queima da cerâmica
Um lado apertado
Material
Lado apertado Lado oposto
Dois lados apertados
9,33 16,91 11,03
12,33 33,75 18,91
9,50 25,91 16,12
7,66 16,08 12,24
23,16 37,41 30,41
Co-Cr
48,33 28,50 31,91
20,41 21,66 15,33
15,41 19,83 10,37
13,25 21,75 10,62
17,41 41,08 16,45
20,41 47,58 11,99
Ni-Cr
11,91 19,08 13,04
8,00 9,83 8,12
8,08 8,66 10,66
11,58 38,75 18,54
10,75 10,08 10,66
35,91 54,41 37,08
Ti cp
14,75 46,58 26,62
75
5.1 Resultados obtidos nas interfaces do lado apertado, com apenas o implante 1
parafusado.
Tabela 5.7 – Análise de variância, no lado apertado.
Origem DF
Soma dos
Quadrados
Quadrado
Médio
F p
X1 8 2008,873 251,109 1,3359 0,2509
Erro 45 8458,956 187,977
C. Total 53 10467,828
Tabela 5.8 – Média e desvio padrão (em μm) e resultados do teste de Tukey-Kramer
das interfaces prótese e intermediário no implante 1, com apenas o parafuso
neste implante apertado, imediatamente, após solda a laser e após simulação
de queima da cerâmica.
Imediato Após solda laser Após simulação
Material
Média ± DP
Teste de Tukey-Kramer
Média ± DP
Teste de Tukey-Kramer
Média ± DP
Teste de Tukey-Kramer
Co-Cr
35,01 ± 27,76
A
18,24 ± 9,19
A
18,38 ± 15,69
A
Ni-Cr
20,13 ± 7,97
A
13,35 ± 2,91
A
16,46 ± 3,58
A
Ti cp
22,28 ± 17,29
A
15,66 ± 9,65
A
14,84 ± 10,61
A
Valor crítico = 3,25714; p<0,05.
Materiais com mesma letra são estatisticamente iguais.
0
20
40
60
80
100
µm
Co-Cr1 Co-Cr2 Co-Cr3 Ni-Cr1 Ni-Cr2 Ni-Cr3 Ti c p 1 Ti cp 2 Ti cp 3
Figura 11 – Representação gráfica da ANOVA e DP das interfaces intermediário/estrutura (em μm) no implante 1, com apenas
este implante parafusado, nas três condições experimentais.
76
10
15
20
25
30
35
40
45
µm
Ni-Cr
Co-Cr
Ti c p
Imediato Após Solda Após Simulação
Figura 12 – Representação gráfica das médias das interfaces intermediário/estrutura (em μm) no implante 1,
com apenas este implante parafusado, nas três condições experimentais.
5.2 Resultados obtidos nas interfaces do implante 2, com o implante 1
parafusado.
Tabela 5.9 - Análise de variância, no lado oposto.
Origem DF
Soma dos
Quadrados
Quadrado
Médio
F p
X1 8 73361,57 9170,20 6,0747 <,0001
Erro 45 67930,37 1509,56
C. Total 53 141291,94
Tabela 5.10 – Média e desvio padrão (em μm) e resultados do teste de Tukey-Kramer
das interfaces prótese e intermediário no implante 2, com apenas o parafuso
do implante 1 apertado, imediatamente, após solda a laser e após simulação
de queima da cerâmica.
Imediato Após solda laser Após simulação
Material
Média ± DP
Teste de Tukey-Kramer
Média ± DP
Teste de Tukey-Kramer
Média ± DP
Teste de Tukey-Kramer
Co-Cr
118,64 ± 91,48
A
41,02 ± 26,15
B
26,42 ± 8,67
B
Ni-Cr
70,66 ± 20,88
AB
19,81 ± 7,36
B
28,49 ± 12,47
B
Ti cp
118,56 ± 51,35
A
40,42 ± 27,14
B
28,05 ± 20,89
B
Valor crítico = 3,25714; p<0,05.
Materiais com mesma letra são estatisticamente iguais.
77
0
50
100
150
200
250
300
µm
Figura 13 – Representação gráfica da ANOVA e DP das interfaces intermediário/estrutura (em μm) no implante
2, com apenas o implante 1 parafusado, nas três condições experimentais.
20
40
60
80
100
µm
Ni-Cr
Co-Cr
Ti c p
Imediato Após Solda Após Simulação
Figura 14 – Representação gráfica das interfaces intermediário/estrutura (em μm) no implante 2,
com o implante 1 parafusado, nas três condições experimentais.
5.3 Resultados obtidos nas interfaces dos dois implantes e ambos parafusados.
Tabela 5.11 - Análise de variância, nos dois implantes.
Origem DF
Soma dos
Quadrados
Quadrado
Médio
F p
X1 8 10888,269 1361,03 4,7288 0,0003
Erro 45 12951,708 287,82
C. Total 53 23839,977
C o-C r1 C o-C r2 C o-C r3 Ni-Cr1 Ni-Cr2 Ni-Cr3 Ti c p 1 Ti cp 2 Ti cp 3
78
Tabela 5.12 – Média e desvio padrão (em μm) e resultados do teste de Tukey-Kramer
das interfaces prótese e intermediário nos dois implantes, com os dois
parafusos apertados, imediatamente, após solda a laser e após simulação de
queima da cerâmica.
Imediato Após solda laser Após simulação
Material
Média ± dp
Teste de Tukey-Kramer
Média ± dp
Teste de Tukey-Kramer
Média ± dp
Teste de Tukey-Kramer
Co-Cr
54,23 ± 37,10
A
21,49 ± 9,08
BC
20,10 ± 9,02
BC
Ni-Cr
25,00 ± 7,92
ABC
13,10 ± 1,81
C
12,97 ± 2,48
C
Ti cp
48,41 ± 26,69
AB
17,70 ± 11,70
BC
18,61 ± 11,32
BC
Valor crítico = 3,25714; p<0,05.
Materiais com mesma letra são estatisticamente iguais.
0
20
40
60
80
100
120
µm
Co-Cr1 C o-C r2 C o-C r3 Ni-Cr1 Ni-Cr2 Ni-Cr3 Ti c p 1 Ti cp 2 Ti cp 3
Figura 15 – Representação gráfica da ANOVA e DP das interfaces intermediário/estrutura (em μm) nos dois
implantes e com ambos parafusados, nas três condições experimentais.
10
20
30
40
50
60
µm
Ni-Cr
Ti c p
Co-Cr
Imediato Após Solda Após Simulação
Figura 16 – Representação gráfica das interfaces (em μm) intermediário/estrutura nos dois implantes, com os
dois parafusos apertados, nas três condições experimentais.
79
5.4 – Radiografias das estruturas metálicas antes e após os procedimentos de
soldagem:
Figura 17 – Radiografia obtida das estruturas fundidas em Co-Cr: A) antes e B) após a solda laser.
A B
Figura 18 - Radiografia obtida das estruturas fundidas em Ni-Cr: A) antes e B) após a solda laser.
A B
Figura 19 - Radiografias obtidas das estruturas fundidas em Ti cp: A) antes e B) após a solda laser.
A
B
80
A análise das radiografias das peças utilizadas no trabalho mostrou-se adequada para
todos os corpos-de-prova, com exceção dos corpos 5 e 3, fundidos em Ti cp, que indicam
possíveis falhas nos pontos de solda (setas).
6 – DISCUSSÃO
82
Quando comparada às estruturas periodontais dos dentes naturais, a interface formada
entre o implante e o tecido ósseo circundante apresenta mobilidade significativamente menor
(HUSSAINI & WONG, 1997). Devido a esses fatores, o assentamento deficiente de uma prótese
suportada por implantes e parafusada aos intermediários pode produzir tensões consideráveis no
osso circundante ao implante (CLELLAND et al., 1995). Em estudos anteriores foram
encontradas correlações entre a adaptação deficiente da estrutura metálica da prótese e a fratura ou
soltura dos parafusos de fixação (LEKHOLM et al., 1985). A boa adaptação da estrutura metálica
é um critério decisivo para o sucesso em longo prazo de implantes e das próteses suportadas por
implantes (RICHTER, 1989; EVANS, 1997; MAY et al., 1997).
A adaptação deficiente entre a estrutura e os implantes pode produzir tensões quando os
parafusos de ouro são apertados, situação que pode causar problemas clínicos futuros. O risco
de distorção está relacionado a fatores como o número de implantes, largura e curvatura do
arco, alinhamento dos implantes e mudança do sistema de pilares. Um fato real é que em
nenhuma fundição estará presente a completa adaptação passiva. Assim, técnicas clínicas para
testes de adaptação passiva de estruturas de próteses sobre implantes avaliam níveis ditos
“aceitáveis clinicamente” e intervalos de desajuste em até 100μm são toleráveis (JEMT, 1991).
A precisão da fundição de estruturas metálicas é limitada por mudanças dimensionais
durante o tratamento do metal e o processo de fabricação. As causas de erros podem ocorrer
durante os procedimentos de moldagem, na produção do modelo mestre, durante a
manipulação do material de revestimento e também durante o processo de fundição da liga
(SAAS & EAMES, 1980). O coeficiente de expansão do material de revestimento deve ser
equivalente às propriedades dimensionais da liga metálica. Contudo, devido às complexidades
individuais de uma restauração, as mudanças dimensionais inerentes aos procedimentos de
confecção de uma prótese não podem ser planejadas (KOKE et al., 2004). Neste trabalho as
83
falhas inerentes ao processo de moldagem, como a técnica ou deficiências do material, foram
eliminadas, devido à não realização destes passos.
Os cilindros pré-fabricados para a produção de estruturas de próteses sobre implantes
com utilização da técnica de sobre-fundição, permitem alta precisão de adaptação das
estruturas fundidas em liga nobre e o processo de fundição das peças sofre mínima
interferência nesta adaptação (KOKE et al., 2004). Contudo, estes cilindros de fundição pré-
fabricados só podem ser utilizados com ligas nobres, não se podendo utilizá-los com ligas
não-nobres, como as de Co-Cr e as de Ni-Cr, e também não podem ser utilizados para a
fundição do titânio comercialmente puro devido ao alto ponto de fusão destes materiais.
Portanto, para este trabalho foram utilizados cilindros de fundição plásticos que são perdidos
durante o procedimento de fundição.
Com o alto custo das próteses produzidas em ligas nobres, houve um aumento na
utilização de ligas alternativas para a realização destas próteses. A utilização do titânio
comercialmente puro para a confecção de próteses suportadas por implantes osseointegrados é
hoje considerada a grande esperança para viabilizar a possibilidade de trabalhos
biocompatíveis, resistentes, duráveis e de baixo custo. Sua excelente resistência à corrosão
devido à estabilidade (SMITH et al., 1991; ANUSAVICE, 1998); suas boas propriedades
mecânicas, como resistência, associada ao baixo peso específico (WANG & BOYLE, 1993;
LEMONS & NATIELLA, 1986); baixa condutibilidade térmica (KNABE &
HOFFMEISTER, 1998); módulo de elasticidade parecido com o módulo de elasticidade do
titânio com o qual se fabricou os implantes (RASMUSSEN, 1987) e o fato de poder
relacionar o mesmo tipo de metal e assim evitar possível galvanismo na cavidade bucal
(VENUGOPALAN & LUCAS, 1998; FOTI et al., 1999; WATAHA, 2000) são fatores que
avalizam sua utilização.
84
Os resultados de desajuste obtidos para as próteses fundidas em monobloco, quando
lidas imediatamente após os procedimentos de fundição e com os dois parafusos apertados
mostraram valores estatisticamente iguais para os três materiais estudados: Co-Cr (54,23 ±
37,10μm), Ni-Cr (25,00 ± 7,92μm) e para o Ti cp (48,41 ± 26,69μm), sendo que o Ni-Cr
apresentou os melhores valores de adaptação das peças, mesmo que sem diferenças
estatisticamente significantes. Em vários trabalhos foram encontrados níveis de desajuste
variando entre 25 e 160μm (NORTHEAST et al., 1992; HAMMERLE et al., 1994; LEONG
et al., 1994; IGLESIAS et al., 1996; SUTHERLAND, 1996). Comparados a essas
discrepâncias encontradas em diferentes tipos de coroas e próteses parciais fixas, os resultados
encontrados neste trabalho são aceitáveis.
O teste aplicado para verificar a passividade de adaptação seguiu o método preconizado
por alguns trabalhos, onde apenas um parafuso é apertado e a leitura feita no parafuso contrário
assim como no parafuso apertado (PAREL, 1994), também denominado método de
SHEFFIELD (EISENMAN, 1997). Este método tem por objetivo verificar possíveis distorções
que possam ter ocorrido durante o procedimento de fundição. A análise dos dados encontrada
neste trabalho valida a aplicação deste método pois, quando as médias do lado apertado são
comparadas às do lado contrário, é verificado o fechamento da interface quando feito o aperto
do parafuso. Isto mostra que a passividade total de uma prótese é um fator difícil de ser
conseguido e ainda corrobora os resultados encontrados por JEMT (1991) e SILVA (2001)
acerca das dificuldades de se obter um assentamento passivo completo nas próteses fundidas em
monobloco. Os resultados encontrados neste trabalho, imediatamente após os procedimentos de
fundição, com apenas um parafuso apertado, foram: Co-Cr: 35,01 ± 27,76μm, Ni-Cr: 20,13 ±
7,97μm, e Ti cp: 22,28 ± 17,29μm, quando analisado apenas o lado apertado, onde os três
grupos apresentaram-se estatisticamente iguais. Quando analisado o implante contrário ao
apertado, os resultados foram Co-Cr: 118,64 ± 91,48μm, Ni-Cr: 70,66 ± 20,88μm, e Ti cp:
85
118,56 ± 51,35μm, não apresentando diferenças estatísticas entre as peças estudadas. Com a
análise destes dados, em todas as variações de apertos, é verificado aumento expressivo no
desajuste das interfaces quando analisado o lado oposto ao parafusado, indicando a falta de
passividade da peça quando fundida em monobloco.
Os métodos descritos na literatura para a obtenção de estruturas passivas de próteses
sobre implantes são vastos. Trabalhos descrevem a utilização de cilindros cimentados às
estruturas metálicas após a fundição das mesmas (SELLERS, 1989); união dos cilindros
protéticos às estruturas fundidas por meio de soldagens a laser (ÖRTORP et al., 1999);
soldagens a laser de segmentos após o recorte dos mesmos (RIEDY et al., 1997); obtenção de
infra-estruturas através de tecnologia de usinagem de blocos em titânio (KARLSSON, 1993 e
JEMT et al., 1999); associação de usinagem externa, eletroerosão interna e solda a laser
(WALTER et al., 1999); recorte dos cilindros na região de desajuste e soldagem de novos
cilindros através de soldas a laser (HELLDÉN & DÉRAND, 1998); aplicação de eletroerosão
através de máquinas de descarga elétrica (EISENMAN, 1997; EVANS, 1997); associação de
eletroerosão e soldagens a laser (SILVA, 2001) e a substituição de próteses parafusadas por
próteses do tipo cimentadas (GUICHET et al., 2000).
Na tentativa de obter melhor precisão na adaptação e maior passividade das peças
estudadas, todas as peças de todos os grupos foram cortadas e posteriormente soldadas a laser.
A maneira mais comumente usada para a união de estruturas metálicas de próteses em
Odontologia é a soldagem. Os métodos convencionais de união utilizados, como a brasagem,
não podem ser utilizados para a soldagem do titânio, sendo necessária a soldagem a laser ou
por plasma. O uso da solda a laser tem aumentado na Odontologia nos últimos anos
(ROGGENSACK et al., 1993: BERG et al., 1995; WANG & WELSCH, 1995; CHAI &
CHOU, 1998; WANG & CHANG, 1998). Como a energia do laser pode ser concentrada em
uma pequena área, os efeitos de aquecimento e oxidação provocados pela soldagem são
86
minimizados e localizados na região próxima à área soldada (ROGGENSACK et al., 1993).
Uma vantagem da solda a laser é a possibilidade de se unir uma peça sem a necessidade de
material extra para a soldagem. Quando houver necessidade de mais material para completar
o espaço a ser unido, a mesma liga da peça a ser soldada pode ser utilizada, não provocando a
perda das características originais da liga, como diminuição da resistência à corrosão e
diminuição da força de união do ponto de solda (LIU et al., 2002).
Os fatores que afetam a resistência mecânica e a qualidade de junções soldadas a laser
são os tipos de metais soldados, o comprimento de onda do raio, energia e pico de força do
pulso, energia de saída, freqüência e duração do pulso e diâmetro focal do raio. Na maioria
das máquinas de solda a laser utilizadas na Odontologia pode-se controlar a energia de saída
(corrente ou voltagem), o diâmetro focal do raio e a duração do pulso, e a combinação destas
três variáveis também altera a profundidade de penetração do pulso de laser na área de metal a
ser soldada. A profundidade de penetração é diferente entre os metais básicos usados na
Odontologia devido às diferentes taxas de absorção dos raios laser, condutibilidade térmica e
ponto de fusão para cada metal. Pode-se dizer que quanto maior a taxa de absorção dos raios
laser e menor a condutibilidade térmica do metal, maior é a penetração do laser. Nas ligas
odontológicas, os metais base (Co, Cr, Ni, Mo e Ti) apresentam maior taxa de absorção dos
raios laser e menor condutibilidade térmica que os metais nobres (Au, Ag, Pt e Pd) sendo,
portanto, mais vantajosos para a soldagem a laser. O titânio em particular tem taxa de
condutibilidade térmica pequena, sendo aproximadamente vinte vezes menor que as do ouro e
da prata (TOGAYA & SHINOSAKI, 1999).
LIU et al. (2002) ao analisar a força de uniões soldadas a laser em titânio chegaram à
conclusão de que elas eram estatisticamente iguais ao metal sem o ponto de solda. Já BABA
et al. (2004) analisando uniões soldadas a laser em liga de Co-Cr, viram que as forças de
união foram menores que para as peças não soldadas. Os autores encontraram várias
87
rachaduras na região soldada antes ainda de realizarem a fratura da união nos ensaios. Estas
mesmas rachaduras não foram encontradas nas peças em titânio e, segundo os autores, devem-
se à maior condutibilidade térmica do cobalto e do cromo em relação ao titânio. Após a
soldagem, a solidificação da liga de Co-Cr pode ocorrer mais rapidamente que no Ti cp,
devido à difusão mais rápida do calor gerado na soldagem, causando concentração de tensões
na região soldada, criando as rachaduras. Estas rachaduras foram mais freqüentes quando a
tensão utilizada foi de 300A, sendo menos freqüentes quando a tensão foi de 270A. Ainda, os
autores relataram que, quando utilizadas corretas configurações nas máquinas de solda a laser,
a liga de Co-Cr também apresenta boas respostas à soldagem.
Devido a esses fatores, conclui-se que a soldagem a laser é um método bastante vantajoso
quando for necessária a união de peças produzidas em titânio ou em ligas de Co-Cr e Ni-Cr.
Como proposto no trabalho, após a separação das peças e sua posterior soldagem a
laser, os corpos-de-prova foram novamente levados ao microscópio óptico e realizou-se a
leitura dos desajustes. Os resultados obtidos, quando os dois parafusos foram posicionados e
apertados com torque de 10 N.cm, foram: Co-Cr (21,49 ± 9,08μm); Ni-Cr (13,10 ± 1,81μm) e
Ti cp (17,70 ± 11,70μm). O grupo da liga de Co-Cr foi o único a se apresentar
estatisticamente diferente quando comparado às medidas efetuadas antes da soldagem a laser,
no mesmo grupo. Os outros dois grupos, Ni-Cr e Ti cp, não apresentaram diferenças
estatisticamente significantes quando comparados aos resultados obtidos imediatamente após
o processo de fundição, apesar de mostrarem melhora acentuada na precisão do ajuste após a
soldagem a laser. Estes resultados estão de acordo com os obtidos por RIEDY et al., em 1997,
onde as peças soldadas a laser se mostraram com melhor adaptação que as fundidas em
monobloco.
Quando analisados estes grupos, com apenas um parafuso apertado e analisando o
implante oposto ao apertado, os resultados encontrados foram: Co-Cr (41,02 ± 26,15μm); Ni-
88
Cr (19,81 ± 7,36μm) e Ti cp (40,42 ± 27,14μm). Ainda, quando apenas um parafuso estava
apertado e o implante analisado foi o apertado, os resultados foram: Co-Cr (18,24 ± 9,19μm);
Ni-Cr (13,35 ± 2,91μm) e Ti cp (15,66 ± 9,65μm). Todos os grupos, com exceção do fundido
em liga de Ni-Cr, quando analisado o lado oposto, apresentaram diferenças estatisticamente
significantes quando comparados às peças fundidas em monobloco. A melhora significativa
no ajuste apresentado pelas estruturas, quando apenas um parafuso foi apertado e o implante
contrário analisado, mostra que a passividade das peças após a soldagem a laser, melhorou,
embora não se possa dizer que haja passividade completa, uma vez que os valores de
desajuste ainda são um pouco maiores quando comparados aos apresentados no lado apertado.
Na análise estatística realizada no lado apertado, todos os grupos encontraram-se
estatisticamente iguais.
Artigos publicados ao longo dos tempos observaram ainda que o ajuste das estruturas
metálicas de próteses parciais fixas é prejudicado ou comprometido após as peças passarem
pelos ciclos térmicos utilizados na queima da cerâmica (SHILLINGBURG et al., 1973;
BRYANT & NICHOLLS, 1979; CAMPBELL & PELLETIER, 1992; GEMALMAZ &
ALKUMRU, 1995; GEMALMAZ et al., 1996). Apesar dos estudos, ainda não há consenso
quanto às causas destas distorções provocadas nas estruturas. Baseando-se nos estudos
previamente citados, há concordância em duas áreas: (1) a maior parte das distorções ocorre
durante a fase de oxidação e pouca ou nenhuma alteração ocorre nas fases subseqüentes
(SHILLINGBURG et al., 1973; CAMPBELL & PELLETIER, 1992; GEMALMAZ &
ALKUMRU, 1995) e (2) a estrutura metálica apresenta um complexo de distorções devido à
sua configuração com várias paredes, dificultando a definição de um padrão a todas as situações
(CAMPBELL & PELLETIER, 1992; GEMALMAZ et al., 1996).
Contudo, a maioria dos casos de distorção apresentados ocorreu antes de realizados os
ciclos de queima da porcelana (CAMPBELL & PELLETIER, 1992; PAPAZOGLOU et al.,
89
2001). Apesar dos pesquisadores concordarem que ocorre deformação durante os ciclos de
queima da cerâmica, considerável controvérsia ainda existe quanto às causas reais destas
distorções. Vários trabalhos se propuseram a explicar as causas destas situações: o desenho da
estrutura metálica (BERTOLOTTI & MOFFA, 1980), contaminação da fundição, que reduz a
temperatura de fusão e causa aumento da granulação da liga, a liberação de tensões formadas
durante o processo de fundição (BRIDGER & NICHOLLS, 1981), contração da porcelana
com deformação subseqüente do metal (GEMALMAZ et al., 1996) e fluidez da liga em altas
temperaturas (TUCCILO & NIELSEN, 1967).
FONSECA et al., em 2003, viram que ocorreram distorções nas ligas estudadas após os
ciclos de queima da cerâmica, mas os desajustes encontrados ainda eram clinicamente
aceitáveis, considerando o critério de 100µm para desajuste máximo, e de acordo com trabalhos
anteriores (JEMT, 1991; GEMALMAZ et al., 1996; PAPAZOGLOU et al., 2001).
Os resultados encontrados nesse trabalho após a simulação dos ciclos de queima da
cerâmica foram os seguintes: quando ambos os parafusos, nos dois implantes foram apertados:
Co-Cr (20,10 ± 9,02μm), Ni-Cr (12,97 ± 2,48μm) e Ti cp (18,61 ± 11,32μm); quando apenas
um parafuso foi apertado e analisado o lado oposto ao parafusado: Co-Cr (26,42 ± 8,67μm), Ni-
Cr (28,49 ± 12,47μm) e Ti cp (28,05 ± 20,89μm) e quando analisado o lado parafusado, com
apenas um implante apertado: Co-Cr (18,38 ± 15,69μm), Ni-Cr (16,46 ± 3,58μm) e Ti cp (14,84
± 10,61μm).
Quando analisadas as peças, após os ciclos térmicos e com os dois parafusos
apertados, todos os grupos apresentaram-se estatisticamente iguais. A análise das peças no
lado oposto, com apenas um parafuso apertado, mostrou que, estatisticamente, os grupos não
aumentaram o intervalo de desajuste. A liga de Co-Cr quando analisada nesta situação
apresentou média de desajuste de 26,42μm após a simulação dos ciclos térmicos, sendo que
antes destes procedimentos apresentava média de 41,02μm, assim como o Ti cp que antes da
90
simulação tinha média de 40,42μm e após 28,05μm. Ao analisar o lado apertado, os grupos
apresentaram-se iguais entre si e sem mostrar alterações estatisticamente significantes após
simulação dos ciclos de queima.
Com os resultados apresentados, as ligas estudadas e o titânio comercialmente puro
mostraram-se adequados para a confecção de estruturas de próteses suportadas por implantes.
A separação e posterior soldagem a laser das peças é um método adequado para se obter
melhor adaptação destas estruturas e também maior passividade. Atualmente, este método de
soldagem encontra-se mais acessível aos profissionais da Odontologia tornando este um
método de escolha, com bons resultados e fácil realização. A simulação da queima da
cerâmica não alterou significativamente a adaptação passiva e nem o intervalo de desajuste
entre a estrutura e o pilar do implante.
7 – CONCLUSÕES
92
Com base nos dados obtidos, parece lícito concluir que:
7.1 - As interfaces, imediatamente após a fundição em monobloco, com os dois parafusos
apertados, foram mais satisfatórias para o grupo fundido em Ni-Cr (25,00 ± 7,92μm), apesar
deste grupo não ser estatisticamente diferente dos outros dois (Co-Cr: 54,23 ± 37,10μm e Ti
cp: 48,41 ± 26,69μm). No teste do parafuso único os três grupos também foram
estatisticamente iguais, com os seguintes resultados no lado parafusado Co-Cr: 35,01 ±
27,76μm, Ni-Cr: 20,13 ± 7,97μm, e Ti cp: 22,28 ± 17,29μm e, no lado contrário: Co-Cr:
118,64 ± 91,48μm, Ni-Cr: 70,66 ± 20,88μm, e Ti cp: 118,56 ± 51,35μm;
7.2 – O procedimento de separação das peças, e sua posterior soldagem a laser, produziu
melhora estatisticamente significante, quando analisadas as peças com os dois parafusos
apertados para o grupo fundido em liga de Co-Cr (21,49 ± 9,08μm). Para os outros dois
grupos, liga de Ni-Cr (13,10 ± 1,81μm) e Ti cp (17,70 ± 11,70μm), os resultados não
apresentaram diferenças estatisticamente significantes, apesar de apresentarem melhora nos
níveis de ajuste. No teste do parafuso único e leitura no lado oposto, apenas o grupo fundido
em liga de Ni-Cr (19,81 ± 7,36μm) não apresentou diferença estatisticamente significante
quando comparado à fundição em monobloco. Os grupos em liga de Co-Cr (41,02 ±
26,15μm) e em Ti cp (40,42 ± 27,14μm) apresentaram diferenças estatisticamente
significantes após a soldagem a laser. Na leitura no lado apertado os três grupos foram
estatisticamente iguais.
7.3 – A simulação dos ciclos de queima da cerâmica não provocou alterações significativas
nas interfaces analisadas, sob todas as condições de leitura e aperto dos parafusos. Os grupos
fundidos em ligas de Co-Cr e em Ti cp, quando analisados com apenas um parafuso apertado
e as leituras realizadas no lado oposto, apresentaram diminuição dos níveis de ajuste, sendo
93
26,42 ± 8,67μm, após a simulação, quando era 41,02 ± 26,15μm após soldagem a laser para o
primeiro e, 40,42 ± 27,14μm e 28,05 ± 20,89μm, antes e após a simulação, para o Ti cp,
porém sem diferenças estatisticamente significantes.
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APÊNDICE A – Dados originais obtidos nas leituras
106
Tabelas com os dados originais obtidos nas leituras.
Medidas (em μm) da interface intermediário/prótese imediatamente após os procedimentos de
fundição.
Liga de Co-Cr – Peça 1 (Imediato)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
37 22 21 38 29 60 70 22 16 34 51 19
37 34 15 27 25 54 58 45 17 52 49 16
Implante
1
22 21 21 29 30 61 58 24 18 55 44 15
Média 27,00 44,66 32,16
64 35 57 80 8 29 38 3 24 36 53 41
70 42 34 83 9 25 33 14 25 32 65 35
Implante
2
67 29 65 85 15 33 49 14 34 43 44 19
Média 59,25 22,50 37,58
Liga de Co-Cr – Peça 2 (Imediato)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
40 34 146 155 111 231 207 91 24 138 160 19
40 36 127 147 100 224 222 71 29 118 139 27
Implante
1
41 37 134 148 95 247 218 84 26 131 138 27
Média 90,41 158,41 81,33
268 255 313 301 37 157 123 16 34 147 154 19
216 245 275 327 33 156 141 11 27 140 135 18
Implante
2
226 255 303 309 51 161 120 14 34 141 138 14
Média 274,41 85,00 83,41
107
Liga de Co-Cr – Peça 3 (Imediato)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
10 15 35 19 35 26 10 28 22 36 22 31
13 11 40 21 50 9 15 29 9 23 14 22
Implante
1
17 17 36 9 37 24 17 21 16 29 10 26
Média 20,25 25,08 21,66
38 56 12 36 34 35 21 20 36 47 24 23
33 55 14 39 43 42 15 23 34 55 18 21
Implante
2
39 48 10 42 36 29 21 29 25 35 27 18
Média 35,16 29,00 30,25
Liga de Co-Cr – Peça 4 (Imediato)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
12 25 10 12 63 45 69 51 23 18 10 10
12 27 11 29 59 42 34 52 17 15 8 14
Implante
1
12 19 10 15 52 56 21 46 15 11 10 12
Média 16,16 49,16 13,58
85 101 104 131 21 17 18 12 34 8 11 31
78 73 97 138 32 12 15 12 24 11 8 23
Implante
2
95 80 102 138 21 21 7 13 31 5 11 21
Média 101,83 16,75 18,16
Liga de Co-Cr – Peça 5 (Imediato)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
14 21 29 3 161 169 175 169 114 157 138 86
12 17 31 31 151 260 162 189 93 146 150 101
Implante
1
13 40 28 37 150 243 179 160 90 140 153 96
Média 23,00 180,66 122,00
202 178 171 184 83 80 75 92 100 116 99 103
189 185 157 174 76 73 86 94 113 113 88 114
Implante
2
177 180 166 184 100 67 71 98 91 106 94 109
Média 178,91 82,91 103,83
108
Liga de Co-Cr – Peça 6 (Imediato)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
15 29 62 39 11 104 122 27 33 50 116 40
24 20 37 41 9 118 93 23 26 79 107 33
Implante
1
15 25 50 42 17 88 113 26 24 63 69 34
Média 33,25 62,58 56,16
45 111 91 84 9 56 74 18 26 75 80 32
36 44 81 53 7 55 74 37 18 113 69 42
Implante
2
32 34 37 100 8 66 25 24 26 47 46 35
Média 62,33 37,75 50,75
Liga de Ni-Cr – Peça 1 (Imediato)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
10 17 20 21 71 98 58 81 23 31 27 27
27 19 16 20 77 84 65 58 44 40 28 18
Implante
1
9 23 16 26 64 71 49 84 25 49 26 19
Média 18,66 71,66 29,75
61 73 72 81 8 8 13 25 15 20 6 34
54 82 74 101 5 10 8 29 15 22 14 22
Implante
2
52 84 78 72 20 7 10 8 19 12 12 28
Média 73,66 12,58 18,25
Liga de Ni-Cr – Peça 2 (Imediato)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
18 11 14 8 128 163 128 25 22 15 15 14
8 12 15 8 132 151 140 30 11 16 23 14
Implante
1
20 18 10 12 129 156 121 43 23 16 15 16
Média 12,83 112,16 16,66
61 63 82 66 36 47 33 24 25 7 33 41
60 59 80 67 52 38 48 17 27 19 34 31
Implante
2
55 64 75 67 32 53 43 14 18 13 39 35
Média 66,58 36,41 26,83
109
Liga de Ni-Cr – Peça 3 (Imediato)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
8 13 11 13 110 154 129 82 12 19 17 12
12 22 15 5 114 161 138 97 13 16 18 13
Implante
1
4 23 17 8 116 152 125 87 13 24 27 13
Média 12,58 122,08 16,41
104 53 100 118 31 21 11 22 23 7 24 23
120 59 116 120 31 18 19 33 21 8 28 22
Implante
2
88 71 104 105 6 17 11 20 18 7 25 28
Média 96,50 20,00 19,50
Liga de Ni-Cr – Peça 4 (Imediato)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
10 82 23 25 195 221 187 173 17 36 26 23
20 60 17 21 189 230 202 133 22 29 20 37
Implante
1
27 73 19 34 188 218 204 133 20 30 29 19
Média 34,25 189,41 25,66
110 16 90 97 34 15 27 14 55 37 51 72
104 18 85 98 29 38 22 14 42 37 58 71
Implante
2
109 27 105 89 35 21 24 21 49 30 47 77
Média 79,00 24,50 52,16
Liga de Ni-Cr – Peça 5 (Imediato)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
12 36 25 17 70 107 105 76 10 17 27 83
16 30 29 33 68 112 97 73 16 11 35 32
Implante
1
12 24 25 27 52 105 102 60 9 16 22 35
Média 23,83 85,58 26,08
75 73 55 80 33 36 10 13 39 35 10 68
70 77 34 96 17 51 8 7 9 31 10 12
Implante
2
94 74 81 91 11 47 15 19 27 35 26 81
Média 75,00 22,25 31,91
110
Liga de Ni-Cr – Peça 6 (Imediato)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
12 17 11 14 27 36 37 12 20 22 19 16
22 22 14 23 19 46 34 10 32 12 16 10
Implante
1
19 26 15 17 28 40 32 25 10 21 16 16
Média 17,66 28,83 17,50
41 45 11 25 10 22 8 18 10 17 11 43
49 44 6 46 30 27 10 20 20 12 13 20
Implante
2
38 47 13 34 14 35 10 19 17 26 22 21
Média 33,25 18,58 19,33
Ti cp – Peça 1 (Imediato)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
2 10 17 12 291 260 190 185 19 15 10 15
20 10 7 28 292 253 205 170 18 10 15 15
Implante
1
18 12 13 15 300 243 207 177 22 17 9 14
Média 13,66 231,08 14,91
38 19 85 79 42 45 202 9 9 16 40 10
30 14 77 88 35 57 203 6 13 15 40 12
Implante
2
18 15 70 82 56 64 206 16 8 45 44 23
Média 51,25 78,41 22,91
Ti cp – Peça 2 (Imediato)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
12 11 9 8 27 53 45 31 15 28 174 10
12 8 13 10 27 51 45 23 23 17 167 12
Implante
1
11 9 14 11 32 57 38 16 22 22 29 14
Média 10,66 37,08 44,41
83 71 80 77 18 31 14 17 26 17 19 47
82 66 63 77 18 34 19 15 22 24 12 19
Implante
2
101 70 65 80 12 25 16 14 34 21 25 37
Média 76,25 19,41 25,25
111
Ti cp – Peça 3 (Imediato)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
14 12 70 15 197 186 23 60 35 43 15 9
17 12 16 10 142 163 25 64 39 43 9 17
Implante
1
14 20 19 10 158 193 27 51 44 55 9 17
Média 19,08 107,41 27,91
180 176 213 195 170 115 26 68 168 164 208 166
170 183 220 205 155 108 30 78 157 146 160 156
Implante
2
174 186 229 204 161 127 14 60 169 139 158 156
Média 194,58 92,66 162,25
Ti cp – Peça 4 (Imediato)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
9 39 12 16 25 22 13 17 20 28 14 11
12 49 14 23 19 15 13 21 12 41 12 8
Implante
1
14 28 13 11 21 20 13 30 33 20 17 12
Média 20,00 19,08 19,00
134 138 122 123 35 20 32 28 48 75 57 32
138 141 138 108 21 21 52 17 52 84 67 48
Implante
2
163 152 119 115 44 21 31 25 63 75 58 52
Média 132,58 29,91 59,25
Ti cp – Peça 5 (Imediato)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
103 19 18 90 81 74 91 91 29 18 23 28
104 17 15 81 76 64 97 90 22 30 38 19
Implante
1
101 18 16 100 82 76 92 104 25 57 36 16
Média 56,83 84,83 28,41
143 57 77 164 13 41 51 34 45 40 64 55
151 65 74 149 13 50 47 29 46 50 60 65
Implante
2
135 66 73 162 8 34 58 34 32 37 80 60
Média 109,66 34,33 52,83
112
Ti cp – Peça 6 (Imediato)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
13 13 5 14 23 45 53 27 23 23 20 31
11 13 13 19 16 44 58 39 25 26 14 14
Implante
1
20 12 14 15 19 65 56 36 21 22 12 22
Média 13,50 40,08 21,08
127 169 135 154 24 94 84 87 66 127 112 91
118 213 175 144 16 100 69 13 70 122 111 151
Implante
2
135 118 127 150 37 95 96 113 72 133 120 58
Média 147,08 69,00 102,75
Medidas (em μm) da interface intermediário/prótese imediatamente após os procedimentos de
soldagem a laser das peças.
Liga de Co-Cr – Peça 1 (Após Solda)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
10 13 13 16 33 44 55 48 15 14 15 12
17 25 23 26 42 38 52 40 16 15 16 10
Implante
1
13 14 8 11 29 37 52 37 20 17 9 10
Média 15,75 42,25 14,08
17 8 8 48 6 6 14 36 6 10 10 8
22 10 13 22 9 7 16 17 13 9 5 11
Implante
2
8 6 7 42 7 8 17 19 6 8 6 16
Média 17,58 13,50 9,00
Liga de Co-Cr – Peça 2 (Após Solda)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
20 8 14 12 70 77 75 25 8 13 10 9
13 10 16 10 79 77 70 32 11 15 16 5
Implante
1
10 7 7 7 73 73 69 29 11 19 8 5
Média 11,16 62,41 10,83
57 60 111 152 8 31 36 6 10 25 48 15
66 72 107 110 9 28 27 13 10 10 38 16
Implante
2
43 55 106 152 10 38 41 5 8 23 35 9
Média 90,91 21,00 20,58
113
Liga de Co-Cr – Peça 3 (Após Solda)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
22 16 5 20 36 44 15 17 19 7 11 10
17 17 7 20 50 50 16 16 10 11 5 8
Implante
1
10 9 9 7 50 45 21 23 19 11 7 8
Média 13,25 31,91 10,50
50 47 15 22 34 46 17 9 26 21 11 41
43 49 20 27 41 5 23 12 39 19 6 31
Implante
2
34 37 34 15 31 9 9 7 26 12 11 20
Média 32,75 20,25 21,91
Liga de Co-Cr – Peça 4 (Após Solda)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
15 9 11 15 25 19 7 40 12 8 13 73
15 6 12 15 16 14 6 40 20 8 21 19
Implante
1
19 6 9 7 28 16 8 34 16 14 22 11
Média 11,58 21,08 19,75
9 18 19 27 13 8 16 16 26 31 21 21
19 16 7 25 8 6 7 17 28 29 25 23
Implante
2
17 11 10 27 16 10 7 13 13 18 20 27
Média 17,08 11,41 23,50
Liga de Co-Cr – Peça 5 (Após Solda)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
15 8 12 80 99 13 19 108 21 11 38 53
17 8 31 42 55 18 13 126 15 10 41 53
Implante
1
16 14 15 17 45 10 14 97 12 18 38 41
Média 22,91 51,41 29,25
21 58 32 33 43 35 19 37 17 52 25 22
33 52 39 46 43 25 18 47 12 45 28 17
Implante
2
26 56 24 40 42 32 28 44 11 45 24 18
Média 38,33 34,41 26,33
114
Liga de Co-Cr – Peça 6 (Após Solda)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
8 18 43 69 16 16 36 48 13 18 51 56
5 41 49 51 15 50 29 65 18 46 58 34
Implante
1
7 7 69 51 10 25 46 29 9 12 71 26
Média 34,83 32,08 34,33
6 110 48 11 14 77 19 8 13 83 56 12
16 97 80 12 7 89 10 9 6 86 65 20
Implante
2
11 105 9 8 7 81 6 15 8 80 14 11
Média 42,75 28,50 37,83
Liga de Ni-Cr – Peça 1 (Após Solda)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
20 22 8 39 7 13 27 33 7 8 8 16
16 15 9 27 11 21 23 30 6 2 29 12
Implante
1
6 10 8 20 31 7 24 30 6 7 26 15
Média 16,66 21,41 11,83
3 54 29 26 10 45 14 6 4 19 15 8
6 47 32 20 10 40 12 12 16 35 20 11
Implante
2
8 45 16 6 12 27 8 7 8 19 9 8
Média 24,33 16,91 14,33
Liga de Ni-Cr – Peça 2 (Após Solda)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
6 6 6 11 22 10 20 8 4 11 5 6
14 11 6 14 13 15 25 9 9 5 16 8
Implante
1
7 6 11 12 19 13 29 8 7 5 7 4
Média 9,16 15,91 7,25
33 16 5 23 27 14 5 6 40 6 4 10
17 9 10 20 20 9 16 17 25 6 8 24
Implante
2
17 20 5 24 27 9 7 14 25 15 7 10
Média 16,58 14,25 15,00
115
Liga de Ni-Cr – Peça 3 (Após Solda)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
5 3 45 13 32 9 20 14 6 9 11 8
10 16 26 9 18 10 15 14 5 17 25 11
Implante
1
8 11 35 10 26 20 16 10 8 9 28 12
Média 15,91 17,00 12,41
19 10 9 15 25 4 9 16 16 9 6 13
19 11 16 34 13 22 10 19 8 9 16 13
Implante
2
11 17 11 14 16 4 9 14 13 9 11 12
Média 15,50 13,41 11,25
Liga de Ni-Cr – Peça 4 (Após Solda)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
8 6 26 8 18 36 33 9 11 38 9 10
14 16 21 13 10 37 31 12 7 21 8 6
Implante
1
9 17 25 11 18 33 37 14 8 13 14 13
Média 14,50 24,00 13,16
37 6 20 34 32 17 20 15 49 5 5 8
43 8 15 28 30 19 9 15 37 17 15 11
Implante
2
44 7 7 18 26 15 11 21 28 18 10 10
Média 22,25 19,16 17,75
Liga de Ni-Cr – Peça 5 (Após Solda)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
6 9 26 6 32 56 32 46 7 18 7 16
7 16 17 9 37 65 45 50 15 23 6 13
Implante
1
4 12 25 19 28 54 38 29 13 10 23 8
Média 13,00 42,66 13,25
45 45 29 16 38 13 5 6 14 16 6 12
22 47 33 21 15 26 8 11 20 36 17 34
Implante
2
34 41 42 31 12 18 22 15 11 19 8 11
Média 33,83 15,75 17,00
116
Liga de Ni-Cr – Peça 6 (Após Solda)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
8 13 8 8 32 17 12 36 21 15 4 8
11 17 4 10 22 19 14 28 11 18 7 7
Implante
1
13 13 9 17 26 16 18 24 16 23 9 10
Média 10,91 22,00 12,41
29 17 3 9 27 23 6 14 31 13 6 13
22 23 11 13 9 17 12 15 10 14 7 10
Implante
2
20 22 7 6 9 8 10 18 6 20 3 6
Média 15,16 14,00 11,58
Ti cp – Peça 1 (Após Solda)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
8 8 5 9 47 18 10 10 11 7 5 5
4 8 10 7 36 21 11 7 8 7 6 6
Implante
1
9 11 12 15 41 18 8 11 13 7 6 11
Média 8,83 19,83 7,66
26 4 23 8 8 10 9 15 13 12 12 12
11 8 27 11 14 9 12 11 8 6 11 16
Implante
2
17 7 27 18 8 21 12 4 19 6 17 8
Média 15,58 11,08 11,66
Ti cp – Peça 2 (Após Solda)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
9 5 7 8 51 31 10 12 12 6 7 12
8 13 10 9 46 28 8 12 5 7 18 12
Implante
1
10 10 11 7 45 24 9 20 9 7 8 10
Média 8,91 24,66 9,41
16 5 21 11 15 5 6 9 18 10 23 20
14 6 20 15 10 3 11 6 14 7 29 29
Implante
2
15 4 16 16 11 6 6 6 9 10 30 25
Média 13,25 7,83 18,66
117
Ti cp – Peça 3 (Após Solda)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
5 11 13 12 45 44 13 10 25 3 4 6
9 15 10 20 43 34 22 7 12 7 6 11
Implante
1
12 14 11 14 48 54 16 11 11 12 9 7
Média 12,16 28,91 9,41
31 29 29 32 36 28 7 5 27 11 8 17
37 24 32 21 31 30 10 7 28 20 6 14
Implante
2
27 28 19 91 36 19 14 12 19 15 13 13
Média 33,33 19,58 15,91
Ti cp – Peça 4 (Após Solda)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
9 19 18 8 8 19 13 5 8 10 7 14
11 16 11 7 8 12 8 4 8 16 9 4
Implante
1
3 12 14 8 12 15 19 5 8 8 15 9
Média 11,33 10,66 9,66
22 22 29 31 21 10 8 7 18 8 7 14
27 12 17 19 9 7 12 5 13 10 8 5
Implante
2
20 27 24 39 17 11 9 12 14 11 3 14
Média 24,08 10,66 10,41
Ti cp – Peça 5 (Após Solda)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
28 40 33 37 125 77 12 50 82 31 20 34
24 39 17 40 124 79 11 43 76 40 20 30
Implante
1
26 47 32 44 133 90 19 50 76 44 24 40
Média 33,91 67,75 43,08
28 25 89 42 52 54 32 11 31 17 62 35
16 35 84 55 30 43 40 19 22 29 80 37
Implante
2
24 41 71 52 20 58 33 11 28 26 64 24
Média 46,83 33,58 37,91
118
Ti cp – Peça 6 (Após Solda)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
15 16 24 30 12 9 18 35 6 13 9 18
16 6 25 16 8 17 16 32 6 13 58 20
Implante
1
12 18 32 16 9 13 32 42 9 8 14 24
Média 18,83 20,25 16,50
46 38 35 10 33 15 65 8 28 24 19 13
46 25 55 13 15 19 75 23 18 22 37 19
Implante
2
41 35 52 14 19 19 55 23 16 31 17 18
Média 34,16 30,75 22,22
Medidas (em μm) da interface intermediário/prótese imediatamente após a simulação dos
ciclos de queima da cerâmica.
Liga de Co-Cr – Peça 1 (Após Cerâmica)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
10 8 3 10 8 8 16 14 9 8 5 11
8 17 6 7 17 10 17 11 10 13 8 12
Implante
1
17 9 8 9 13 11 19 14 13 9 11 10
Média 9,33 13,16 9,91
16 15 6 31 15 5 8 6 11 10 7 31
11 11 9 29 12 6 7 7 8 10 7 18
Implante
2
15 15 12 33 6 9 15 9 11 9 7 17
Média 16,91 8,75 12,16
Liga de Co-Cr – Peça 2 (Após Cerâmica)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
10 11 13 18 43 37 13 29 12 4 16 8
15 11 14 16 21 47 16 20 12 6 25 10
Implante
1
13 5 14 8 33 40 18 33 17 9 15 15
Média 12,33 29,16 12,41
24 20 47 55 13 8 7 7 9 15 38 35
12 16 44 45 9 6 11 11 17 13 41 21
Implante
2
12 19 48 63 8 6 17 8 8 13 49 46
Média 33,75 9,25 25,41
119
Liga de Co-Cr – Peça 3 (Após Cerâmica)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
13 7 11 8 20 9 15 19 10 11 16 16
14 6 7 15 18 13 9 24 10 10 13 9
Implante
1
13 7 7 6 20 6 8 17 7 8 8 11
Média 9,50 14,83 10,75
32 42 26 12 10 25 8 9 23 45 10 11
29 42 34 12 6 26 12 6 31 16 28 10
Implante
2
25 36 14 7 18 16 11 16 18 47 12 7
Média 25,91 13,58 21,50
Liga de Co-Cr – Peça 4 (Após Cerâmica)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
11 6 8 7 45 11 10 43 8 9 3 6
7 7 9 7 49 13 13 46 8 16 13 17
Implante
1
11 6 6 7 26 12 6 33 15 8 7 14
Média 7,66 25,58 10,33
41 12 7 15 28 9 8 36 33 14 5 17
16 12 9 11 31 8 17 36 19 13 10 12
Implante
2
36 17 6 11 32 13 9 52 12 13 13 9
Média 16,08 23,25 14,16
Liga de Co-Cr – Peça 5 (Após Cerâmica)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
12 6 22 46 22 18 33 45 24 6 22 47
13 9 20 52 25 27 28 48 22 6 20 47
Implante
1
16 11 26 45 21 28 34 63 18 7 25 40
Média 23,16 32,66 23,66
33 57 47 19 29 43 36 35 36 64 40 13
30 52 55 18 28 53 39 38 38 49 50 10
Implante
2
33 44 45 16 32 44 32 38 37 56 31 22
Média 37,41 37,25 37,16
120
Liga de Co-Cr – Peça 6 (Após Cerâmica)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
38 8 64 89 26 44 32 23 8 7 34 51
20 8 92 61 19 44 10 36 11 12 42 35
Implante
1
40 7 51 102 31 16 35 24 10 2 60 57
Média 48,33 28,33 27,41
60 9 17 33 18 34 60 13 16 25 79 37
28 10 24 19 22 58 72 9 14 21 73 27
Implante
2
57 5 21 59 15 97 67 11 11 23 73 38
Média 28,50 39,66 36,41
Liga de Ni-Cr – Peça 1 (Após Cerâmica)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
28 16 20 33 9 23 30 39 16 9 15 30
9 13 22 24 11 31 27 42 7 13 25 26
Implante
1
10 8 30 32 7 22 36 36 6 9 15 39
Média 20,41 26,08 17,50
20 30 22 11 4 21 19 7 10 31 4 15
21 33 30 12 11 24 9 8 12 10 16 12
Implante
2
16 32 22 11 8 27 15 9 6 19 14 9
Média 21,66 13,50 13,16
Liga de Ni-Cr – Peça 2 (Após Cerâmica)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
19 9 13 6 12 11 15 16 4 9 6 9
13 14 30 18 11 14 12 13 15 8 8 9
Implante
1
10 17 24 12 12 8 13 10 9 7 6 15
Média 15,41 12,25 8,75
44 7 14 28 27 9 7 5 22 10 9 9
25 6 21 15 19 4 5 5 26 4 6 14
Implante
2
29 10 6 33 10 4 10 13 24 5 7 8
Média 19,83 9,83 12,00
121
Liga de Ni-Cr – Peça 3 (Após Cerâmica)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
16 17 9 11 9 12 11 15 13 19 13 4
15 14 10 6 5 13 18 4 12 9 9 6
Implante
1
14 26 11 10 14 13 19 18 9 11 7 11
Média 13,25 12,58 10,25
31 16 18 22 4 1 6 13 9 4 7 14
32 24 12 18 17 8 19 9 13 3 15 17
Implante
2
24 22 19 23 15 8 10 16 12 12 9 17
Média 21,75 10,50 11,00
Liga de Ni-Cr – Peça 4 (Após Cerâmica)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
10 20 24 29 21 45 28 17 10 19 12 9
17 16 20 13 19 37 23 8 9 12 15 13
Implante
1
9 13 18 20 7 48 35 20 4 12 16 14
Média 17,41 25,66 12,08
91 5 38 35 22 8 8 12 38 4 22 29
74 25 38 31 13 10 16 6 33 7 15 20
Implante
2
71 14 31 40 26 12 8 10 37 14 18 13
Média 41,08 12,58 20,83
Liga de Ni-Cr – Peça 5 (Após Cerâmica)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
6 46 31 15 49 66 43 41 4 14 21 5
23 20 33 9 43 63 59 35 4 18 14 6
Implante
1
8 21 23 10 51 109 61 52 6 15 7 11
Média 20,41 56,00 10,41
44 43 56 66 5 9 12 7 11 12 10 6
37 49 48 74 12 16 25 7 5 13 10 25
Implante
2
32 51 21 50 3 9 6 17 7 25 28 11
Média 47,58 10,66 13,58
122
Liga de Ni-Cr – Peça 6 (Após Cerâmica)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
12 12 8 8 24 14 7 14 15 12 4 10
12 30 9 11 31 15 13 20 10 20 11 17
Implante
1
13 13 7 8 18 18 8 26 18 21 8 10
Média 11,91 17,33 13,00
25 22 15 16 10 14 7 6 7 17 21 12
24 26 13 27 14 16 10 13 12 22 14 13
Implante
2
10 20 8 23 9 22 18 14 6 20 5 8
Média 19,08 12,75 13,08
Ti cp – Peça 1 (Após Cerâmica)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
5 4 11 5 33 13 6 7 15 9 9 5
8 4 6 7 23 7 6 13 5 4 8 8
Implante
1
20 10 8 8 23 5 7 8 18 13 7 12
Média 8,00 12,58 9,41
10 12 7 5 11 14 12 7 5 12 6 2
6 14 8 1 5 6 18 6 7 6 6 9
Implante
2
16 26 7 6 9 13 7 8 11 6 7 5
Média 9,83 9,66 6,83
Ti cp – Peça 2 (Após Cerâmica)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
13 7 10 4 36 12 12 30 22 9 9 13
11 9 4 6 23 13 12 22 15 7 6 8
Implante
1
10 7 9 7 38 12 10 36 8 4 10 14
Média 8,08 21,33 10,41
8 7 11 4 8 7 7 6 7 8 15 6
9 8 12 5 14 7 13 7 12 22 8 9
Implante
2
10 11 10 9 9 11 12 12 8 13 14 9
Média 8,66 9,41 10,91
123
Ti cp – Peça 3 (Após Cerâmica)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
9 8 8 9 90 47 19 95 6 13 7 16
13 10 15 25 86 63 28 76 18 7 11 18
Implante
1
8 10 8 16 74 47 37 74 10 14 7 27
Média 11,58 61,33 12,83
39 39 40 35 33 17 21 12 32 15 36 22
26 41 51 46 54 15 19 19 28 25 35 8
Implante
2
35 40 34 39 40 7 12 18 27 26 17 20
Média 38,75 22,25 24,25
Ti cp – Peça 4 (Após Cerâmica)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
8 12 8 12 7 46 7 5 6 10 9 2
17 11 7 16 8 34 10 13 11 10 17 8
Implante
1
9 12 9 8 14 25 13 8 8 16 14 9
Média 10,75 15,83 10,00
3 8 4 23 17 16 17 16 8 12 11 9
13 12 4 10 16 18 22 11 14 16 8 14
Implante
2
14 11 12 7 11 8 14 15 7 8 7 22
Média 10,08 15,08 11,33
Ti cp – Peça 5 (Após Cerâmica)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
52 7 32 51 146 2 12 114 57 12 6 59
61 6 25 59 147 16 5 117 61 6 7 53
Implante
1
57 5 24 52 130 12 17 110 45 4 6 54
Média 35,91 69,00 30,83
34 92 91 6 36 61 42 6 28 87 59 8
13 111 95 9 37 66 53 10 18 84 68 9
Implante
2
31 90 76 5 45 60 34 11 23 69 60 7
Média 54,41 38,41 43,33
124
Ti cp – Peça 6 (Após Cerâmica)
Parafuso 1 apertado Parafuso 2 apertado
Dois parafusos
apertados
V M P D V M P D V M P D
17 8 15 11 18 20 31 10 5 9 24 15
12 14 26 19 9 22 30 15 17 8 20 19
Implante
1
9 10 16 20 10 33 24 10 10 9 15 20
Média 14,75 19,33 14,25
29 73 58 23 19 56 62 9 20 59 50 10
31 60 63 56 24 50 56 17 24 55 53 45
Implante
2
29 69 55 13 28 70 58 16 30 56 52 14
Média 46,58 38,75 39,00
APÊNDICE B – Análise estatística
126
Oneway Analysis of Lado Apertado By X1
Lado Apertado
0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
100
Co-Cr1
Co-Cr2
Co-Cr3 Ni-Cr1 Ni-Cr2 Ni-Cr3 Ti cp 1 Ti cp 2 Ti cp 3
X1
All Pairs
Tukey-Kramer
0,05
Oneway Anova
Summary of Fit
Rsquare 0,191909
Adj Rsquare 0,048249
Root Mean Square Error 13,71046
Mean of Response 19,37741
Observations (or Sum Wgts) 54
Analysis of Variance
Source DF Sum of Squares Mean Square F Ratio Prob > F
X1 8 2008,873 251,109 1,3359 0,2509
Error 45 8458,956 187,977
C. Total 53 10467,828
Means for Oneway Anova
Level Number Mean Std Error Lower 95% Upper 95%
Co-Cr1 6 35,0117 5,5973 23,738 46,285
Co-Cr2 6 18,2467 5,5973 6,973 29,520
Co-Cr3 6 18,3850 5,5973 7,112 29,658
Ni-Cr1 6 20,1350 5,5973 8,862 31,408
Ni-Cr2 6 13,3567 5,5973 2,083 24,630
Ni-Cr3 6 16,4667 5,5973 5,193 27,740
Ti cp 1 6 22,2883 5,5973 11,015 33,562
Ti cp 2 6 15,6617 5,5973 4,388 26,935
Ti cp 3 6 14,8450 5,5973 3,572 26,118
Std Error uses a pooled estimate of error variance
Means and Std Deviations
Level Number Mean Std Dev Std Err Mean Lower 95% Upper 95%
Co-Cr1 6 35,0117 27,7627 11,334 5,876 64,147
Co-Cr2 6 18,2467 9,1937 3,753 8,598 27,895
Co-Cr3 6 18,3850 15,6980 6,409 1,911 34,859
Ni-Cr1 6 20,1350 7,9752 3,256 11,766 28,504
Ni-Cr2 6 13,3567 2,9142 1,190 10,298 16,415
Ni-Cr3 6 16,4667 3,5838 1,463 12,706 20,228
Ti cp 1 6 22,2883 17,2948 7,061 4,139 40,438
Ti cp 2 6 15,6617 9,6573 3,943 5,527 25,796
Ti cp 3 6 14,8450 10,6188 4,335 3,701 25,989
127
Means Comparisons
Comparisons for all pairs using Tukey-Kramer HSD
q* Alpha
3,25714 0,05
Abs(Dif)-LSD Co-Cr1 Ti cp 1 Ni-Cr1 Co-Cr3 Co-Cr2 Ni-Cr3 Ti cp 2 Ti cp 3 Ni-Cr2
Co-Cr1 -25,783 -13,059 -10,906 -9,156 -9,018 -7,238 -6,433 -5,616 -4,128
Ti cp 1 -13,059 -25,783 -23,629 -21,879 -21,741 -19,961 -19,156 -18,339 -16,851
Ni-Cr1 -10,906 -23,629 -25,783 -24,033 -23,894 -22,114 -21,309 -20,493 -19,004
Co-Cr3 -9,156 -21,879 -24,033 -25,783 -25,644 -23,864 -23,059 -22,243 -20,754
Co-Cr2 -9,018 -21,741 -23,894 -25,644 -25,783 -24,003 -23,198 -22,381 -20,893
Ni-Cr3 -7,238 -19,961 -22,114 -23,864 -24,003 -25,783 -24,978 -24,161 -22,673
Ti cp 2 -6,433 -19,156 -21,309 -23,059 -23,198 -24,978 -25,783 -24,966 -23,478
Ti cp 3 -5,616 -18,339 -20,493 -22,243 -22,381 -24,161 -24,966 -25,783 -24,294
Ni-Cr2 -4,128 -16,851 -19,004 -20,754 -20,893 -22,673 -23,478 -24,294 -25,783
Positive values show pairs of means that are significantly different.
Level Mean
Co-Cr1 A 35,011667
Ti cp 1 A 22,288333
Ni-Cr1 A 20,135000
Co-Cr3 A 18,385000
Co-Cr2 A 18,246667
Ni-Cr3 A 16,466667
Ti cp 2 A 15,661667
Ti cp 3 A 14,845000
Ni-Cr2 A 13,356667
Levels not connected by same letter are significantly different
Level - Level Difference Lower CL Upper CL Difference
Co-Cr1 Ni-Cr2 21,65500 -4,1277 47,43770
Co-Cr1 Ti cp 3 20,16667 -5,6160 45,94937
Co-Cr1 Ti cp 2 19,35000 -6,4327 45,13270
Co-Cr1 Ni-Cr3 18,54500 -7,2377 44,32770
Co-Cr1 Co-Cr2 16,76500 -9,0177 42,54770
Co-Cr1 Co-Cr3 16,62667 -9,1560 42,40937
Co-Cr1 Ni-Cr1 14,87667 -10,9060 40,65937
Co-Cr1 Ti cp 1 12,72333 -13,0594 38,50603
Ti cp 1 Ni-Cr2 8,93167 -16,8510 34,71437
Ti cp 1 Ti cp 3 7,44333 -18,3394 33,22603
Ni-Cr1 Ni-Cr2 6,77833 -19,0044 32,56103
Ti cp 1 Ti cp 2 6,62667 -19,1560 32,40937
Ti cp 1 Ni-Cr3 5,82167 -19,9610 31,60437
Ni-Cr1 Ti cp 3 5,29000 -20,4927 31,07270
Co-Cr3 Ni-Cr2 5,02833 -20,7544 30,81103
Co-Cr2 Ni-Cr2 4,89000 -20,8927 30,67270
Ni-Cr1 Ti cp 2 4,47333 -21,3094 30,25603
Ti cp 1 Co-Cr2 4,04167 -21,7410 29,82437
Ti cp 1 Co-Cr3 3,90333 -21,8794 29,68603
Ni-Cr1 Ni-Cr3 3,66833 -22,1144 29,45103
Co-Cr3 Ti cp 3 3,54000 -22,2427 29,32270
Co-Cr2 Ti cp 3 3,40167 -22,3810 29,18437
Ni-Cr3 Ni-Cr2 3,11000 -22,6727 28,89270
Co-Cr3 Ti cp 2 2,72333 -23,0594 28,50603
Co-Cr2 Ti cp 2 2,58500 -23,1977 28,36770
Ti cp 2 Ni-Cr2 2,30500 -23,4777 28,08770
Ti cp 1 Ni-Cr1 2,15333 -23,6294 27,93603
Co-Cr3 Ni-Cr3 1,91833 -23,8644 27,70103
Ni-Cr1 Co-Cr2 1,88833 -23,8944 27,67103
Co-Cr2 Ni-Cr3 1,78000 -24,0027 27,56270
Ni-Cr1 Co-Cr3 1,75000 -24,0327 27,53270
Ni-Cr3 Ti cp 3 1,62167 -24,1610 27,40437
Ti cp 3 Ni-Cr2 1,48833 -24,2944 27,27103
Ti cp 2 Ti cp 3 0,81667 -24,9660 26,59937
Ni-Cr3 Ti cp 2 0,80500 -24,9777 26,58770
Co-Cr3 Co-Cr2 0,13833 -25,6444 25,92103
128
Oneway Analysis of Lado Oposto By X1
Lado Oposto
0
50
100
150
200
250
300
Co-Cr1
Co-Cr2
Co-Cr3 Ni-Cr1 Ni-Cr2 Ni-Cr3 Ti cp 1 Ti cp 2 Ti cp 3
X1
All Pairs
Tukey-Kramer
0,05
Oneway Anova
Summary of Fit
Rsquare 0,51922
Adj Rsquare 0,433748
Root Mean Square Error 38,85311
Mean of Response 54,68037
Observations (or Sum Wgts) 54
Analysis of Variance
Source DF Sum of Squares Mean Square F Ratio Prob > F
X1 8 73361,57 9170,20 6,0747 <,0001
Error 45 67930,37 1509,56
C. Total 53 141291,94
Means for Oneway Anova
Level Number Mean Std Error Lower 95% Upper 95%
Co-Cr1 6 118,648 15,862 86,70 150,60
Co-Cr2 6 41,025 15,862 9,08 72,97
Co-Cr3 6 26,427 15,862 -5,52 58,37
Ni-Cr1 6 70,665 15,862 38,72 102,61
Ni-Cr2 6 19,817 15,862 -12,13 51,76
Ni-Cr3 6 28,497 15,862 -3,45 60,44
Ti cp 1 6 118,567 15,862 86,62 150,51
Ti cp 2 6 40,427 15,862 8,48 72,37
Ti cp 3 6 28,052 15,862 -3,90 60,00
Std Error uses a pooled estimate of error variance
Means and Std Deviations
Level Number Mean Std Dev Std Err Mean Lower 95% Upper 95%
Co-Cr1 6 118,648 91,4836 37,348 22,642 214,65
Co-Cr2 6 41,025 26,1508 10,676 13,581 68,47
Co-Cr3 6 26,427 8,6770 3,542 17,321 35,53
Ni-Cr1 6 70,665 20,8866 8,527 48,746 92,58
Ni-Cr2 6 19,817 7,3626 3,006 12,090 27,54
Ni-Cr3 6 28,497 12,4784 5,094 15,401 41,59
Ti cp 1 6 118,567 51,3595 20,967 64,668 172,47
Ti cp 2 6 40,427 27,1477 11,083 11,937 68,92
Ti cp 3 6 28,052 20,8977 8,531 6,121 49,98
129
Means Comparisons
Comparisons for all pairs using Tukey-Kramer HSD
q* Alpha
3,25714 0,05
Abs(Dif)-LSD Co-Cr1 Ti cp 1 Ni-Cr1 Co-Cr2 Ti cp 2 Ni-Cr3 Ti cp 3 Co-Cr3 Ni-Cr2
Co-Cr1 -73,064 -72,982 -25,080 4,560 5,158 17,088 17,533 19,158 25,768
Ti cp 1 -72,982 -73,064 -25,162 4,478 5,076 17,006 17,451 19,076 25,686
Ni-Cr1 -25,080 -25,162 -73,064 -43,424 -42,825 -30,895 -30,450 -28,825 -22,215
Co-Cr2 4,560 4,478 -43,424 -73,064 -72,465 -60,535 -60,090 -58,465 -51,855
Ti cp 2 5,158 5,076 -42,825 -72,465 -73,064 -61,134 -60,689 -59,064 -52,454
Ni-Cr3 17,088 17,006 -30,895 -60,535 -61,134 -73,064 -72,619 -70,994 -64,384
Ti cp 3 17,533 17,451 -30,450 -60,090 -60,689 -72,619 -73,064 -71,439 -64,829
Co-Cr3 19,158 19,076 -28,825 -58,465 -59,064 -70,994 -71,439 -73,064 -66,454
Ni-Cr2 25,768 25,686 -22,215 -51,855 -52,454 -64,384 -64,829 -66,454 -73,064
Positive values show pairs of means that are significantly different.
Level Mean
Co-Cr1 A 118,64833
Ti cp 1 A 118,56667
Ni-Cr1 A B 70,66500
Co-Cr2 B 41,02500
Ti cp 2 B 40,42667
Ni-Cr3 B 28,49667
Ti cp 3 B 28,05167
Co-Cr3 B 26,42667
Ni-Cr2 B 19,81667
Levels not connected by same letter are significantly different
Level - Level Difference Lower CL Upper CL Difference
Co-Cr1 Ni-Cr2 98,83167 25,7679 171,8954
Ti cp 1 Ni-Cr2 98,75000 25,6862 171,8138
Co-Cr1 Co-Cr3 92,22167 19,1579 165,2854
Ti cp 1 Co-Cr3 92,14000 19,0762 165,2038
Co-Cr1 Ti cp 3 90,59667 17,5329 163,6604
Ti cp 1 Ti cp 3 90,51500 17,4512 163,5788
Co-Cr1 Ni-Cr3 90,15167 17,0879 163,2154
Ti cp 1 Ni-Cr3 90,07000 17,0062 163,1338
Co-Cr1 Ti cp 2 78,22167 5,1579 151,2854
Ti cp 1 Ti cp 2 78,14000 5,0762 151,2038
Co-Cr1 Co-Cr2 77,62333 4,5596 150,6871
Ti cp 1 Co-Cr2 77,54167 4,4779 150,6054
Ni-Cr1 Ni-Cr2 50,84833 -22,2154 123,9121
Co-Cr1 Ni-Cr1 47,98333 -25,0804 121,0471
Ti cp 1 Ni-Cr1 47,90167 -25,1621 120,9654
Ni-Cr1 Co-Cr3 44,23833 -28,8254 117,3021
Ni-Cr1 Ti cp 3 42,61333 -30,4504 115,6771
Ni-Cr1 Ni-Cr3 42,16833 -30,8954 115,2321
Ni-Cr1 Ti cp 2 30,23833 -42,8254 103,3021
Ni-Cr1 Co-Cr2 29,64000 -43,4238 102,7038
Co-Cr2 Ni-Cr2 21,20833 -51,8554 94,2721
Ti cp 2 Ni-Cr2 20,61000 -52,4538 93,6738
Co-Cr2 Co-Cr3 14,59833 -58,4654 87,6621
Ti cp 2 Co-Cr3 14,00000 -59,0638 87,0638
Co-Cr2 Ti cp 3 12,97333 -60,0904 86,0371
Co-Cr2 Ni-Cr3 12,52833 -60,5354 85,5921
Ti cp 2 Ti cp 3 12,37500 -60,6888 85,4388
Ti cp 2 Ni-Cr3 11,93000 -61,1338 84,9938
Ni-Cr3 Ni-Cr2 8,68000 -64,3838 81,7438
Ti cp 3 Ni-Cr2 8,23500 -64,8288 81,2988
Co-Cr3 Ni-Cr2 6,61000 -66,4538 79,6738
Ni-Cr3 Co-Cr3 2,07000 -70,9938 75,1338
Ti cp 3 Co-Cr3 1,62500 -71,4388 74,6888
Co-Cr2 Ti cp 2 0,59833 -72,4654 73,6621
Ni-Cr3 Ti cp 3 0,44500 -72,6188 73,5088
Co-Cr1 Ti cp 1 0,08167 -72,9821 73,1454
130
Oneway Analysis of Todos Apertados By X1
Todos Apertados
0
20
40
60
80
100
120
Co-Cr1
Co-Cr2
Co-Cr3 Ni-Cr1 Ni-Cr2 Ni-Cr3 Ti cp 1 Ti cp 2 Ti cp 3
X1
All Pairs
Tukey-Kramer
0,05
Oneway Anova
Summary of Fit
Rsquare 0,456723
Adj Rsquare 0,360141
Root Mean Square Error 16,96513
Mean of Response 25,73852
Observations (or Sum Wgts) 54
Analysis of Variance
Source DF Sum of Squares Mean Square F Ratio Prob > F
X1 8 10888,269 1361,03 4,7288 0,0003
Error 45 12951,708 287,82
C. Total 53 23839,977
Means for Oneway Anova
Level Number Mean Std Error Lower 95% Upper 95%
Co-Cr1 6 54,2392 6,9260 40,29 68,189
Co-Cr2 6 21,4908 6,9260 7,54 35,440
Co-Cr3 6 20,1058 6,9260 6,16 34,055
Ni-Cr1 6 25,0033 6,9260 11,05 38,953
Ni-Cr2 6 13,1017 6,9260 -0,85 27,051
Ni-Cr3 6 12,9700 6,9260 -0,98 26,920
Ti cp 1 6 48,4133 6,9260 34,46 62,363
Ti cp 2 6 17,7075 6,9260 3,76 31,657
Ti cp 3 6 18,6150 6,9260 4,67 32,565
Std Error uses a pooled estimate of error variance
Means and Std Deviations
Level Number Mean Std Dev Std Err Mean Lower 95% Upper 95%
Co-Cr1 6 54,2392 37,1003 15,146 15,305 93,174
Co-Cr2 6 21,4908 9,0882 3,710 11,953 31,028
Co-Cr3 6 20,1058 9,0207 3,683 10,639 29,572
Ni-Cr1 6 25,0033 7,9251 3,235 16,686 33,320
Ni-Cr2 6 13,1017 1,8101 0,739 11,202 15,001
Ni-Cr3 6 12,9700 2,4861 1,015 10,361 15,579
Ti cp 1 6 48,4133 26,6910 10,897 20,403 76,424
Ti cp 2 6 17,7075 11,7012 4,777 5,428 29,987
Ti cp 3 6 18,6150 11,3292 4,625 6,726 30,504
131
Means Comparisons
Comparisons for all pairs using Tukey-Kramer HSD
q* Alpha
3,25714 0,05
Abs(Dif)-LSD Co-Cr1 Ti cp 1 Ni-Cr1 Co-Cr2 Co-Cr3 Ti cp 3 Ti cp 2 Ni-Cr2 Ni-Cr3
Co-Cr1 -31,903 -26,077 -2,667 0,845 2,230 3,721 4,629 9,234 9,366
Ti cp 1 -26,077 -31,903 -8,493 -4,981 -3,596 -2,105 -1,197 3,409 3,540
Ni-Cr1 -2,667 -8,493 -31,903 -28,391 -27,006 -25,515 -24,607 -20,001 -19,870
Co-Cr2 0,845 -4,981 -28,391 -31,903 -30,518 -29,027 -28,120 -23,514 -23,382
Co-Cr3 2,230 -3,596 -27,006 -30,518 -31,903 -30,412 -29,505 -24,899 -24,767
Ti cp 3 3,721 -2,105 -25,515 -29,027 -30,412 -31,903 -30,996 -26,390 -26,258
Ti cp 2 4,629 -1,197 -24,607 -28,120 -29,505 -30,996 -31,903 -27,297 -27,166
Ni-Cr2 9,234 3,409 -20,001 -23,514 -24,899 -26,390 -27,297 -31,903 -31,771
Ni-Cr3 9,366 3,540 -19,870 -23,382 -24,767 -26,258 -27,166 -31,771 -31,903
Positive values show pairs of means that are significantly different.
Level Mean
Co-Cr1 A 54,239167
Ti cp 1 A B 48,413333
Ni-Cr1 A B C 25,003333
Co-Cr2 B C 21,490833
Co-Cr3 B C 20,105833
Ti cp 3 B C 18,615000
Ti cp 2 B C 17,707500
Ni-Cr2 C 13,101667
Ni-Cr3 C 12,970000
Levels not connected by same letter are significantly different
Level - Level Difference Lower CL Upper CL Difference
Co-Cr1 Ni-Cr3 41,26917 9,3660 73,17232
Co-Cr1 Ni-Cr2 41,13750 9,2344 73,04065
Co-Cr1 Ti cp 2 36,53167 4,6285 68,43482
Co-Cr1 Ti cp 3 35,62417 3,7210 67,52732
Ti cp 1 Ni-Cr3 35,44333 3,5402 67,34648
Ti cp 1 Ni-Cr2 35,31167 3,4085 67,21482
Co-Cr1 Co-Cr3 34,13333 2,2302 66,03648
Co-Cr1 Co-Cr2 32,74833 0,8452 64,65148
Ti cp 1 Ti cp 2 30,70583 -1,1973 62,60898
Ti cp 1 Ti cp 3 29,79833 -2,1048 61,70148
Co-Cr1 Ni-Cr1 29,23583 -2,6673 61,13898
Ti cp 1 Co-Cr3 28,30750 -3,5956 60,21065
Ti cp 1 Co-Cr2 26,92250 -4,9806 58,82565
Ti cp 1 Ni-Cr1 23,41000 -8,4931 55,31315
Ni-Cr1 Ni-Cr3 12,03333 -19,8698 43,93648
Ni-Cr1 Ni-Cr2 11,90167 -20,0015 43,80482
Co-Cr2 Ni-Cr3 8,52083 -23,3823 40,42398
Co-Cr2 Ni-Cr2 8,38917 -23,5140 40,29232
Ni-Cr1 Ti cp 2 7,29583 -24,6073 39,19898
Co-Cr3 Ni-Cr3 7,13583 -24,7673 39,03898
Co-Cr3 Ni-Cr2 7,00417 -24,8990 38,90732
Ni-Cr1 Ti cp 3 6,38833 -25,5148 38,29148
Co-Cr1 Ti cp 1 5,82583 -26,0773 37,72898
Ti cp 3 Ni-Cr3 5,64500 -26,2581 37,54815
Ti cp 3 Ni-Cr2 5,51333 -26,3898 37,41648
Ni-Cr1 Co-Cr3 4,89750 -27,0056 36,80065
Ti cp 2 Ni-Cr3 4,73750 -27,1656 36,64065
Ti cp 2 Ni-Cr2 4,60583 -27,2973 36,50898
Co-Cr2 Ti cp 2 3,78333 -28,1198 35,68648
Ni-Cr1 Co-Cr2 3,51250 -28,3906 35,41565
Co-Cr2 Ti cp 3 2,87583 -29,0273 34,77898
Co-Cr3 Ti cp 2 2,39833 -29,5048 34,30148
Co-Cr3 Ti cp 3 1,49083 -30,4123 33,39398
Co-Cr2 Co-Cr3 1,38500 -30,5181 33,28815
Ti cp 3 Ti cp 2 0,90750 -30,9956 32,81065
Ni-Cr2 Ni-Cr3 0,13167 -31,7715 32,03482
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