ads:
TÂMARA PÔRTO DE CASTRO ARRUDA
AVALIAÇÃO IN VITRO DA CITOTOXICIDADE E DO
POTENCIAL DE CORROSÃO DAS BARRAS DE
OVERDENTURES DE PRÓTESE SOBRE IMPLANTES
CONFECCIONADAS EM DIFERENTES LIGAS METÁLICAS
Goiânia
- 2006 -
UNIVERSIDADE FEDERAL DE GOIÁS
FACULDADE DE ODONTOLOGIA
COORDENAÇÃO DE PÓS-GRADUAÇÃO
ads:
Livros Grátis
http://www.livrosgratis.com.br
Milhares de livros grátis para download.
1
TÂMARA PÔRTO DE CASTRO ARRUDA
AVALIAÇÃO IN VITRO DA CITOTOXICIDADE E DO
POTENCIAL DE CORROSÃO DAS BARRAS DE
OVERDENTURES DE PRÓTESE SOBRE IMPLANTES
CONFECCIONADAS EM DIFERENTES LIGAS METÁLICAS
DISSERTAÇÃO APRESENTADA À FACULDADE
DE ODONTOLOGIA DA UNIVERSIDADE
FEDERAL DE GOIÁS, PARA OBTENÇÃO DO
TÍTULO DE MESTRE EM ODONTOLOGIA – ÁREA
CONCENTRAÇÃO: CLÍNICAS ODONTOLÓGICAS.
Orientador: Prof. Dr. Adérico Santana Guilherme
Goiânia
- 2006 -
ads:
2
Arruda, Tâmara Pôrto de Castro
Avaliação in vitro da citotoxicidade e do potencial de corrosão das barras de
overdenture de prótese sobre implantes confeccionadas em diferentes ligas
metálicas
Tâmara Porto de Castro Arruda. – Goiânia :[s.n.], 2006. 90 f. : il.
Orientador : Prof. Dr. Adérico Santana Guilherme.
Dissertação (Mestrado) – Universidade Federal de Goiás, Faculdade de
Odontologia.
1. Odontologia. 2.Citotoxicidade. 3.Corrosão. 4.Overdenture
I. Guilherme, Adérico Santana. II. Universidade Federal de Goiás. Faculdade de
Odontologia. III. Título.
CDU: 616.314:615-461
Ficha Catalográfica Elaborada pela Bibliotecária: Adriane Duarte Cordeiro / CRB n
o
1675 da
Biblioteca da Associação Brasileira de Odontologia de Goiás.
Autorizo a reprodução total ou parcial deste trabalho, para fins de estudo e
pesquisa, desde que citada a fonte e comunicada ao autor a referência da citação.
Goiânia, 18/10/2006
Assinatura: _________________
E-mails: [email protected]; adericguilherm[email protected]
3
TÂMARA PÔRTO DE CASTRO ARRUDA
Avaliação in vitro da citotoxicidade e do potencial de corrosão das barras de
overdentures de prótese sobre implantes confeccionadas em diferentes ligas
metálicas.
Dissertação apresentada ao Programa de
Pós-Graduação da Faculdade de Odontologia
da Universidade Federal de Goiás para
obtenção do título de Mestre.
Aprovado em ___/___/___
BANCA EXAMINADORA
_____________________________________________________________________
Prof. Dr. Adérico Santana Guilherme
Presidente da Banca Examinadora e Orientador – FO/ UFG
Prof. Dr. Marcelo Ferraz Mesquita
Faculdade de Odontologia de Piracicaba – FOP/UNICAMP
Prof. Dr.Ricardo Alexandre Zavanelli.
Faculdade de Odontologia - UFG
4
DEDICATÓRIA
5
À DEUS, por ter me
iluminado durante a realização deste trabalho e pela inesgotável fonte de inspiração e
sabedoria nos momentos de dificuldades...... sem ELE nada se concretizaria, obrigada
Senhor!
À memória de meu pai
Francisco de Andrade Porto
“Deu vida e exemplo a ser seguido”.
À minha mãe
“Pela força constante e incansável a realização de
todos os meus projetos de vida”.
Zuleika de Castro Porto
À meus filhos
Marcos, Aline, Karine, Henrique
“Deram nova vida e exemplo a ser deixado”.
À meu esposo
Marcos Arruda
“O elo de união entre o meu passado e meu
futuro”.
6
AGRADECIMENTOS
7
À Universidade Federal de Goiás, junto a Faculdade de Odontologia, que
me proporcionaram condições para a realização deste ideal.
À Profa. Dra. Luciane Ribeiro de R. S. da Costa, Coordenadora da Pós-
Graduação em Odontologia da Faculdade de Odontologia da Universidade Federal de
Goiás.
Ao orientador do presente trabalho, Prof. Dr. Aderico Santana Guilherme,
agradeço sua receptividade e apoio.
A Co-Orientadora desta pesquisa, Profa. Dra. Fátima Dias - do Instituto de
Patologia Tropical e Saúde Pública (IPTSP-FO), pesquisadora dedicada ao exercício
da docência, minha gratidão.
A também Co-orientadora Profa. Dra. Miriam Dorta - do Instituto de
Patologia Tropical e Saúde Pública (IPTSP-FO), pela sua dedicação e ajuda
constantes nos difíceis momentos que enfrentei.
Ao Prof. José Elmo de Menezes - da Universidade Católica de Goiás (UCG),
pela dedicação ao ensino e tolerância as minhas dificuldades na interpretação dos
dados estatísticos.
Ao Prof. Dr. Marcos Augusto Lenza, pelo incentivo e força nesta
caminhada.
Aos Professores José Marcos Alves Fernandes pela compreensão as minhas
ausências na disciplina de Periodontia.
Aos Professores do Curso de Pós-Graduação em Odontologia, Prof. Dr.
Adérico Santana Guilherme, Prof. Dr. Cláudio Rodrigues Leles, Prof. Dr.
Elismauro Francisco de Mendonça, Prof. Dr. Gersinei Carlos de Freitas, Profa.
Dra. Luciane Ribeiro de R. S. da Costa, Prof. Dr. Marcos Augusto Lenza, Profa.
Dra. Maria Alves Garcia Santos Silva, Profa. Maria Margarete, Profa. Dra.
Rejane Faria Ribeiro-Rotta, Prof. Dr. Ricardo Alexandre Zavanelli e Profa. Dra.
Vânia Cristina Marcelo, pelo despojar de seus conhecimentos, minha eterna
gratidão.
8
Aos Pós-Graduandos e colegas de turma de Pós Graduação em Odontologia,
Ana Flávia Nomelini M. da S. Dinz, Anailde Alves da Costa Azevedo, Ezio Jaime
Perillo, Frederico Augusto M. de Araújo, Geisa Badauy Lauria Silva, Janaina
Benfica e Silva, José Vieira de Spindula Filho, Liliane Braga Monteiro dos Reis,
Luciano Alberto de Castro, Marcio Nunes Segurado, Paulene de Carvalho
Cardoso, Regina Mota de Carvalho, Sesostre Perecles de M. Melo e Willian José
Morandini pela amizade e companheirismo que nos uniu e pelos momentos de
angústias e vitórias durante a nossa trajetória.
Aos funcionários da Pós-Graduação da Faculdade de Odontologia da
Universidade Federal de Goiás, Fábio Neto Alves, sempre mostrou solícito,
atendendo aos meus pedidos, muito obrigada.
9
Não te deixes destruir... Ajuntando novas pedras e construindo
novos poemas....
Recrie tua vida, sempre, sempre.
Remove pedras e planta roseiras e faz doce. Recomeça.
Faz de tua vida mesquinha um poema
E viverás no coração dos jovens e na memória das gerações que
hão de vir.
Esta fonte é para uso de todos os sedentos.
Toma tua parte.
Vem a estas páginas e não entraves seu uso aos que têm sede.
Cora Coralina
10
SUMÁRIO
CAPÍTULO PÁGINA
LISTA DE TABELAS
LISTA DE FIGURAS
LISTA DE ABREVIATURAS E SÍMBOLOS
LISTA DE QUADROS
RESUMO
ABSTRACT
1. INTRODUÇÃO
21
2. REVISÃO DA LITERATURA
27
3. OBJETIVOS
55
4. MATERIAL E MÉTODOS
57
4.1 MATERIAIS
57
4.1.1 Delineamento Experimental
58
4.2 MÉTODOS
59
4.2.1 Obtenção do modelo-mestre e fixação dos implantes
59
4.2.2 Confecção das amostras
61
4.2.2.1 Confecção dos padrões de cera
61
4.2.3 Obtenção das estruturas metálicas
62
4.2.3.1 Inclusão para fundição das ligas de Ni-Cr, Co-Cr e Pd-Ag
63
4.2.3.2 Inclusão para fundição do Ti-c.p.
64
4.2.3.3 Procedimentos de fundição das ligas de Ni-Cr, Co-Cr e Pd-Ag
65
4.2.3.4 Procedimentos de fundição do Ti-c.p.
66
4.2.3.5 Desinclusão, acabamento e polimento.
67
4.2.4 Ensaio de imersão.
68
4.2.5 Análise da caracterização das superfícies das barras-M.E.V.
70
4.2.6 Análise da quantificação dos extratos da corrosão- E.A.A.
72
4.2.7 Análise estatística da quantificação de íons- SPSS-13.
74
4.2.8 Avaliação da citotoxicidade dos estratos in vitro
74
11
4.2.8.1 Cultura de células L929 74
4.2.8.2 Controle positivo e negativo para os testes de citotoxicidade 75
4.2.8.3 Ensaio de citotoxicidade 76
4.2.8.4 Revelação através do ensaio calorimétrico do cristal violeta 76
4.2.8.5 Revelação através do ensaio calorimétrico do MTT 77
4.2.8.6 Análise estatísticas da citotoxicidade 78
5. RESULTADOS 80
5.1 Resultados das análises da caracterização das superfícies das barras-M.E.V. 80
5.2 Resultados das análises da quantificação dos íons metálicos nas barras pela
espectroscopia de absorção atômica
83
5.3 Resultados das análises da estatística da quantificação dos íons 84
5.4 Resultados da citotoxicidade 87
5.5 Resultados da análise estatística da citotoxicidade 88
6. DISCUSSÃO 92
7. CONCLUSÃO 98
8.REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS 100
9. APÊNDICE 107
12
LISTA DE TABELAS:
TABELA (n
o
) DESCRIÇÃO PÁGINA
4.1 Materiais, marcas comerciais e fabricantes 57
4.2 Ligas metálicas, composições químicas, marcas comerciais e
fabricantes
58
4.3 Programação dos ciclos de temperatura, potência e tempo de
aquecimento 65
4.4 Programação dos ciclos de temperatura, velocidade e tempo de
aquecimento 66
4.5 Composição química da solução de saliva artificial 69
5.6 E.A.A. – Liberação dos íons com 30 dias de imersão 84
5.7 E.A.A. – Liberação dos íons com 60 dias de imersão
84
5.8 ANOVA-30 dias de imersão
85
5.9 ANOVA-60 dias de imersão
85
5.10 ANOVA/Resultados do ensaio de MTT – 60 dias
89
13
LISTA DE ILUSTRAÇÕES:
FIGURA (n
o
) DESCRIÇÃO PÁGINA
4.1 Modelo mestre e delineador
60
4.2 Modelo de trabalho c/ análogos – luvas e barra de overdenture
62
4.3 Máquina de fundição
67
4.4 Capela de fluxo laminar
69
4.5 Aparelho metalizador Desk II 71
4.6 Microscópio eletrônico de varredura 72
4.7 Espectrofotômetro de absorção atômica 74
4.8 Mapeamento na placa de cultura de células 76
4.9 Espectrofotômetro leitor de micro placas - Elisa 78
5.7 Fotomicroscopia por microscopia eletrônica de varredura da barra
de overdenture em liga de Co-Cr
80
5.8 Fotomicroscopia por microscopia eletrônica de varredura da barra
de overdenture em liga de Co-Cr 80
5.9 Fotomicroscopia por microscopia eletrônica de varredura da barra
de overdenture em liga de Ni-Cr
81
5.10 Fotomicroscopia por microscopia eletrônica de varredura da barra
de overdenture em liga de Ni-Cr 81
5.11 Fotomicroscopia por microscopia eletrônica de varredura da barra
de overdenture em liga de Ag-Pd 82
5.12 Fotomicroscopia por microscopia eletrônica de varredura da barra
de overdenture em liga de Ag-Pd 82
5.13 Fotomicroscopia por microscopia eletrônica de varredura da barra
de overdenture em liga de Ti-c.p. 82
5.14 Fotomicroscopia por microscopia eletrônica de varredura da barra
de overdenture em liga de Ti-c.p. 82
5.15 (A-F) Aspectos morfológicos das células L929 com diferentes extratos
de corrosão 87
14
LISTA DE ABREVIATURAS E SIGNIFICADOS:
Abreviatura e
Símbolos
Significados
°
Grau
0
C
Grau Celsius
Α
Alfa
Ag
Prata
ANOVA
Análise de Variância
AISI 316L
Tipo de Aço inoxidável
Au
Ouro
Al
Alumínio
Al
2
O
3
Trióxido de Alumínio
Be
Berílio
C
Carbono
C3T3
Linhagem Celular
Cm
Centímetro
Co
Cobalto
Cr
Cromo
Cu
Cobre
EAA
Espectrofotometria de Absorção Atômica
EDX
Energia Dispersiva Radiográfica
EDS
Energia Dispersiva Radiográfica
EPM
Erro Padrão da Média
Fé
Ferro
Ga
Gálio
Gr
Grama
µg
Micro grama
H
Hidrogênio
Ha
Hidroxiapatita
H
2
PO
4
Ácido Fosfórico
Ir
Irídio
15
ISO
Organização Internacional de Padronização
Kg
Quilograma
L929
Linhagem Celular
µL
Micro litro
M
Molar
min
Minuto
mL
Mililitro
mm
Milímetro
mM
Milimolar
Mn
Manganês
µm
Micrômetro
M.E.V.
Microscopia Eletrônica de Varredura
Mo
Molibdênio
MTT
Dimetiltiazol difenil brometo de tetrazólio
Na
Sódio
N
Nitrogênio
Ni
Níquel
Ni-Ti
Níquel-Titânio
Nb
Neóbio
O
Oxigênio
Os
Ósmio
P<
p-valor menor
P>
p-valor maior
Pd
Paládio
pH
Potencial Hidrogeiônico
ppb
Parte por bilhão
Ppm
Parte por milhão
PVD
Deposição de vapor físico
RCS
Reação Química das Células
SBF
Substrato de Fluidos Biológicos
SiC
Ti.c.p.
Titânio Comercialmente Puro
Zr
Zircônio
16
LISTA DE QUADRO:
QUADRO (n
o
) DESCRIÇÃO PÁGINA
4.1 Distribuição dos grupos e números de amostras 59
LISTA DE GRÁFICOS:
GRÁFICO (n
o
) DESCRIÇÃO PÁGINA
5.1 Gráfico Estatístico da Quantificação de íons – imersão 30 dias 86
5.2 Gráfico Estatístico da Quantificação de íons – imersão 60 dias 86
5.3
Teste de comparações múltiplas Bonferroni
89
5.4
Teste de comparações múltiplas Bonferroni
90
17
RESUMO
Limitações no emprego de ligas alternativas são impostas, por persistirem
dúvidas sobre a segurança biológica em relatos de sensibilidade e toxicidade ainda,
fatores ambientais da cavidade bucal, podem agir sobre a superfície dos metais e
predispor o aparecimento da corrosão. Baseado nestas considerações estudou-se o
potencial de corrosão, a quantificação e liberação dos íons das diferentes ligas
metálicas das barras de overdentures, imersas em solução de saliva artificial. Foram
confeccionadas trinta e duas barras de overdentures fundidas em ligas de Ni-Cr, Co-
Cr, Pd-Ag e Ti-c.p. e após, foram divididas em quatro grupos sendo que três barras de
cada metal foram imersas com 30-60 dias em saliva artificial. Os espécimes foram
analisados qualitativamente por microscópio eletrônico de varredura antes e após os
tempos de imersão observando áreas de corrosão. A quantificação de íons liberados,
confirmados pela espectrofotometria de absorção atômica nos extratos de 30-60 dias,
apresentaram diferenças estatísticas significativas (p<0,05%) para as liga de Co-Cr.
Nos ensaios de citotoxicidade as células L929 plaqueadas (3,5x10
5
células 100µL de
meio, 24h, 37
0
C, 5% de CO
2
), formaram a confluência das células, e, no Ensaio do
Cristal Violeta não tiveram diferenças estatísticas significativas entre as ligas. No
Ensaio do MTT, quando adicionados 20 µL dos extratos da corrosão de Co-Cr com 60
dias, surgiram espaços intercelulares, grânulos no citoplasma, alterações na
confluência das células e no metabolismo mitocondrial e foram estatisticamente
significantes. Tendo em vista os fatores avaliados neste estudo, pôde-se concluir que:
as ligas metálicas experimentadas tiveram comportamentos semelhantes no estudo de
caracterização das superfícies, onde todos apresentaram uma textura rugosa com
irregularidades e áreas de corrosão antes e após imersão em saliva artificial,
salientando o melhor desempenho superficial ao Ti-c.p. A maior concentração de
íons detectados foram nos extratos a liga de Co-Cr no período de imersão de 60 dias.
No Ensaio de ciotoxicidade houve diferenças estatísticas significativas entre os grupos
de ligas de Co-Cr no ensaio do MTT.
Palavras-Chaves: 1.Liga Metálica; 2.Corrosão; 3.Implante; 4.Overdenture;
5.Citotoxicidade.
18
ABSTRACT
Limitations in the usage of alternative alloy imposed by still persisting doubts
on the biological security about sensitivity and toxicity, yet, ambient factors of the
bucal cavity can act under metal surface and predispose corrosion. Based on that,
studies have been made on the potential of corrosion, the quantity and ions element
from metallic alloy of the overdentures bars, immerse in artificial saliva. Thirty two
bars of overdentures were produce, selected and divided in four groups of metal Ni-
Cr,Co-Cr, Pd-Ag, Ti-c.p., and three bars of each metal were immerse in artificial
saliva for 30-60 days. The specimens were analyzed by Scanning Electron
Microscopy before and after the immersion, observing the corrosion areas. The
quantity of element release, measured by Atomic Absorption Spectrophotometer in
the 30-60 days extract was statically different for the Co-Cr alloy. Regarding
cytotoxicity, the L929 cells (3,5x10
5
cells 100µL medium, 24h, 37
0
C, 5% of CO
2
)
formed the cells confluence, no differences observed regarding the Violet Crystal
alloy. In the evaluation of the MTT, when added 20 µL of the Co-Cr corrosion extract
with 60 days, , inter-cells spaces and granules of cytoplasm, alterations in the
confluence of the cells and in the mitochondrial metabolism were statically
significant. Regarding the factors studied, the conclusions to be draw are that the
metallic alloy experimented were similar in the study of surfaces in which the
presented a rough texture with irregular surfaces and corrosion areas before and after
immersion in saliva artificial. The bigger concentration of ions was detected in the
extracts the alloy Co-Cr in the immersion period of 60 days. In the evaluation on of
cytotoxicity there were differences statically significant between the groups of Co-Cr
in the evaluation of MTT.
KeyWords: 1. Metallic Alloy; 2.Corrosion; 3.Implant; 4.Overdenture; 5.Cytotoxicity.
19
Introdução
20
1. INTRODUÇÃO:
Vivemos atualmente uma era marcada pela velocidade de informações. As
mudanças de conceitos, filosofias e opções técnicas em cada setor científico são
constantes. Neste mundo globalizado, a criação e a socialização do conhecimento,
inclusive na área da saúde, é um ganho.
Apesar da intensa mudança no foco informativo no tocante às reabilitações
orais, inserindo-as no paradigma vigente de promoção de saúde, a realidade brasileira
aponta índices extremamente alarmantes relativos a perdas dentárias, mostrando que
há muito a ser feito para se conseguir erradicar o edentulismo no Brasil.
A redução da cárie é significativamente influenciada pelo uso de fluoretos,
presentes em dentifrícios, soluções para bochechos e produtos para aplicações tópicas
profissional, sendo um método preventivo adotado na maioria absoluta dos países
(HARGREAVES, et al., 1983), juntamente com a adoção de medidas de caráter
cognitivo para alcance coletivo. Entretanto, na população brasileira, mesmo com a
adoção destes métodos, a média de dentes cariados ou com extração indicada, na faixa
etária de 20 a 24 anos, segundo PINTO, em 1993, é de 5,2 por pessoa. A perda
precoce de elementos dentais possibilita a incidência de espaços protéticos extensos,
muitas vezes com indicação para próteses.
As mudanças nas condições de vida e de saúde que ocorreram nas últimas
décadas têm como reflexo o aumento sensível da esperança de vida ao nascer e
conseqüentemente da população adulta mundial. Em conseqüência, no planejamento
dos serviços de saúde bucal, quanto ao tratamento odontológico de adultos, destacam-
se as necessidades de se reparar os danos causados por perdas dentárias, seja por cárie
ou por doença periodontal.
21
Segundo estatísticas publicadas por GUIDUGLI em 2000, até o ano de 2025 o
Brasil será a sexta maior população idosa do mundo, com mais de 30 milhões de
habitantes, sendo esta faixa etária aquela cuja demanda de reabilitação por próteses é
mais significativa.
Trabalhos publicados por MISTURA, 2000 e VEDOVATO &
CHILVARQUER, 2001 prevêem que, com a sobrevida de 70 anos de idade, muitos
brasileiros farão uso de prótese parcial e total sobre rebordos alveolares com fortes
deficiências em suportar as forças funcionais que as próteses aplicam sobre os
mesmos.
Com o surgimento da implantodontia, a recolocação de dentes perdidos
mediante a utilização de fixações osseointegradas representa um dos avanços da
clínica moderna, sendo apoiada pelos avanços tecnológicos e por pesquisas que
ressaltam a biocompatibilidade dos materiais empregados. Uma das metas propostas
em saúde bucal para 2025 é que as próteses, quando necessárias, sejam fixas e
preferencialmente implantossuportadas. Comprovadamente esta modalidade de
prótese oferece melhores resultados aos aspectos funcionais e estéticos, resultando em
maior longevidade aos pacientes com edentulismo total ou parcial.
Anteriormente à utilização das próteses, o retorno da função, estética e conforto
aos pacientes parcialmente desdentados só era possível com o emprego de próteses a
grampo e próteses parciais fixas. Estas modalidades de próteses requerem preparações
nos dentes com a finalidade de servirem como suporte, sendo que, muitas vezes estes
procedimentos resultavam em danos irreparáveis ao tecido dental. Além disso, as
próteses parciais removíveis constituem-se de uma infra-estrutura metálica - grampos
de retenção, posicionados em áreas retentivas e grampos de oposição e de uma
superestrutura acrílica, que sofrem constante deflexão durante sua inserção e remoção
22
e durante a própria dinâmica mastigatória, o que resulta de certo modo em incômodo
ao paciente (VALITTU & KOKKONEN, 1995; HENRIQUES, 1997;
GUILHERME,
2001).
Aos desdentados totais a opção de reabilitação em décadas anteriores só era
possível com as próteses totais e muitas vezes o uso desta modalidade de prótese
também resultava em desconforto, resultado da limitação da área responsável pela
retenção e estabilidade da prótese, o que freqüentemente gerava consideráveis
dificuldades na mastigação e na fonação.
Assim, com o sucesso dos implantes osseointegrados, sua utilização para os
mais diversos tipos de pacientes desdentados revolucionou a reabilitação oral,
especialmente para os arcos desdentados totais. A partir da afirmação da
implantodontia como ciência, a reabilitação com emprego da prótese total assumiu
outra versatilidade em termos funcionais em detrimento do suporte fornecido pelos
implantes fixados ao tecido ósseos o que mudou completamente a expectativa da
indicação desta modalidade de tratamento.
As pesquisas realizadas em todas as áreas, relacionadas com o desenvolvimento
e aplicação dos materiais metálicos, utilizados em ortopedia, ortodontia, próteses e
implantes, envolvem o conhecimento de áreas distintas, tais como Química, Física,
Biologia, Biotecnologia, Ciências dos Materiais Odontológicos, em razão do caráter
multidisciplinar.
O biomaterial é definido como qualquer substância e combinação de
substâncias que não sejam drogas e fármacos, de origem natural ou sintética, que
possam ser usadas por qualquer período, como parte ou sistema completo, na
substituição de tecidos, órgãos e funções do corpo humano. É amplamente difundido
tanto no uso em implantes dental e ortopédico, em próteses e no reparo de certos tipos
23
de fraturas, estando sempre em contato com fluídos fisiológicos, portanto requerem
propriedades mecânicas e de resistência à corrosão (GENTIL 1996; OLMEDO et al.,
2003).
O termo corrosão é usado em amplo sentido e define o processo de interação
entre o material sólido e o envolvimento químico os quais conduzem a uma perda de
substância do material e troca de características estruturais ou perda de integridade
estrutural.
Uma das condições fundamentais para a utilização de materiais metálicos no
meio bucal, é que estes resistam à ação corrosiva da saliva e de alimentos alcalinos ou
ácidos, bem como as variações de pH, de temperatura, para que não sofram
turnishing, em presença de alimentos derivados de enxofre.
Os metais altamente nobres como o ouro, paládio, platina, irídio, ósmio,
rutênio e ródio são inativos quimicamente no meio bucal. A prata não é considerada
nobre pelos critérios odontológicos, pois reage com a água, ar, enxofre e forma o
sulfeto de prata que é corrosivo. O níquel, cromo e cobalto são metais pesados muito
utilizados em ligas dentais que determinam a resistência a corrosão, embora todos
estes elementos tenham efeitos adversos para a saúde. O titânio e paládio são metais
efetivos na redução da corrosão. Pesquisas trabalham para promover mudanças na
superfície dos metais para evitar as irregularidades nas superfícies das peças
implantadas. Quando estes defeitos estruturais apresentam-se no metal, substâncias
existentes na saliva penetram e favorecem o crescimento da placa bacteriana,
responsável pela corrosão induzida por microorganismos, comprometendo assim o
desempenho do biomaterial. Os demais metais passam por reações químicas e
eletroquímicas resultando na dissolução de compostos químicos que podem acelerar
ou retardar a deterioração dos metais. Em razão da grande estabilidade
24
termodinâmica na superfície do metal forma-se uma cada de óxido, que dificulta as
reações químicas posteriores. Os metais passivos têm a desvantagem de sofrerem
ações mecânicas de tensão, onde íons como os cloretos, fluoretos podem romper a
camada protetora e resultar em corrosão por tensão ou fresta (GENTIL, 1996). A
corrosão nada mais é do que um processo natural, espontâneo, que ocorre por
alterações físico-químicas da ação de determinados agentes, aliadas ou não aos fatores
mecânicos. Os metais em maior ou menor grau são sensíveis à corrosão, dependendo
da natureza química e do meio ambiente em que se encontram (GENTIL 1996;
OLMEDO et al., 2003). A ionização que ocorre pela ação corrosiva dos fluidos
extracelulares podem ser citotóxicos as células (GENTIL 1996; GRINSDOTTIR,
PETTERSEN, KULLMAN, 1992., WATAHA 2000., MOCKERS et al., 2002
ALONSO et al., 2003, PASCHOAL et al., 2003, ROGERO et al.,2003, COSTA et
al., 2005, HYASAT & DARMANI 2005)
Para caracterizar histologicamente à citotoxicidade, a resposta aos tecidos dos
implantes metálicos, é uma reação tecidual ao processo da corrosão, que resulta em
uma inflamação estéril, descoloração dos tecidos adjacentes, podendo levar a
reabsorção óssea, e até a osteomielite química. (GREEN et al., 2002; WALMSLEY,
2002, WATAHA, 2000).
Considerando a série de informações citadas na literatura a respeito das
possíveis alterações teciduais provenientes do emprego de barras metálicas de
overdentures, esta pesquisa tem como propósitos: avaliar o potencial de resistência à
corrosão dessas estruturas confeccionadas a partir de ligas alternativas (Níquel-Cromo
(Ni-Cr), Cobalto-Cromo (Co-Cr), Paládio-Prata (Pd-Ag) e Titânio comercialmente
puro (Ti-c.p.); a quantidade de íons liberados e a citotoxicidade que possivelmente
venham a causar aos tecidos bucais, principalmente os tecidos moles periimplantares.
25
26
Revisão da Literatura
2. REVISÃO DE LITERATURA:
Na literatura são apresentadas questões atuais com relevância nos efeitos
biológicos e evidências clínicas. Portanto rever conceitos garante ao pesquisador mais
alicerce na edificação de seus projetos.
RASMUSSEN em 1987 descreveu uma técnica para confecção de próteses
sobre implantes visando a redução do número de seções clínicas e tempo total do
tratamento. Para se evitar a etapa de moldagem final utilizando transferentes de
moldagem, o autor utilizou os cilindros pré-fabricados em ouro, previamente
preparados com acréscimo de resina acrílica autopolimerizável em torno dos cilindros
para permitir a economia de tempo durante a seção clínica de moldagem de arrasto.
Os padrões em acrílico foram posicionados aos respectivos implantes na boca do
paciente e unidos com acréscimo de pequena quantidade de resina acrílica. O padrão
era, então removido e inspecionado. Na ocorrência de sinais de desadaptação do
padrão devido à contração de polimerização da resina acrílica, o padrão era
seccionado e nas regiões das fendas procedeu-se a reconexão do mesmo com nova
aplicação de resina. Uma vez constatada precisão na adaptação do padrão aos pilares
na boca do paciente, procedeu-se a moldagem de arrasto de toda estrutura.
No estudo de vários componentes metálicos de aparelhos ortodônticos,
GRIMSDOTTIR, PETTERSEN, KULLMANN em 1992, investigaram os efeitos da
citotoxicidade destes dispositivos aos tecidos. Quatro dispositivos metálicos foram
27
colocados sobre o Ensaio de Agar, usando células L929 de fibroblasto murino. As
alterações na morfologia celular e possível citólises foram analisadas e observadas em
microscópio invertido. Os dispositivos contendo material abrasivo (solda) foram mais
citotóxicos do que dispositivos confeccionados em uma só liga. Concluíram que os
múltiplos componentes dos aparelhos unidos com soldas à base de Ag e Co foram
mais citotóxicos do que dispositivos sem solda. O cobre seguido do níquel teve
maiores efeitos deletérios nas amostras, e, podem causar efeitos citotóxicos aos
tecidos bucais. Os autores levantaram a hipótese de que os produtos citotóxicos da
corrosão possam contribuir para as gengivites localizadas.
Avaliando a biodegradação dos sistemas metálicos LUCAS & LEMONS, em
1992, relataram que as propriedades dependiam da composição, do estado
metalúrgico, das condições de superfície, dos aspectos mecânicos e do envolvimento
local e sistêmico. Apresentaram os sistemas metálicos (ligas nobres e semi-nobres e
não nobres) em várias formas de biodegradação, observando a corrosão. A alta
estabilidade termodinâmica das ligas nobres e semi-nobres que continham Au, Ag, Pt,
e Zn, conferia-lhes resistência à corrosão. As ligas não nobres, compostas de Ni, Co,
Cu, Fe e Ti eram instáveis e a resistência à corrosão era devido a película de óxido
formada na superfície do metal. Apesar da resistência a corrosão em condições
estáticas devido à camada protetora de óxido em sua superfície, o Ti e suas ligas
podem estar sujeitos a alterações localizadas, rompendo a camada passivadora em
situações de estresse e tensão, com liberação de elementos e íons das ligas.
GENTIL em 1996 definiu em seu tratado sobre corrosão como sendo a
deteriorização de um material, geralmente metálico, por ação química ou
28
eletroquímica do meio ambiente aliada ou não a esforços mecânicos. Existem dois
tipos de reações de corrosão: reação química que ocorre na combinação de elementos
metálicos e não-metálicos, e na ausência dos fluidos eletrolíticos ou de água, também
chamada de seca, e a chamada corrosão eletroquímica que é a reação por meio de
transporte de elétrons onde requer a presença de meio eletrolítico. No ambiente bucal,
a saliva forma o eletrólito, e os tecidos duros e moles podem constituir o circuito
externo. Um importante tipo de corrosão eletroquímica ocorre entre metais
dissimilares quando estes estão em contato físico entre si e produzem
eletrogalvanismo. A Odontologia utiliza diferentes materiais metálicos em correções
dentárias. Para este caso, a condição fundamental é que estes materiais devem resistir
à ação corrosiva da saliva, de alimentos alcalinos ou ácidos bem como as ações
mecânicas, cíclicas de tensão e fadiga além de serem biocompativeis. Outro tipo de
corrosão eletroquímica é a corrosão por célula de concentração, que produz envolta de
uma área irregular do metal (anódica) maior atividade nas superfícies contendo menor
teor de oxigênio. Nesta região de depressão, ocorrerá uma ionização onde os íons
liberados para o meio causam diminuição da massa do metal. Certos metais em reação
com o meio formam uma película de óxido que é altamente protetora, em razão disto
o metal se diz passivo de corrosão. Contudo, forças de tensão e íons como os cloretos
e fluoretos podem romper esta camada resultando em rápida corrosão. O titânio e suas
ligas têm excelente resistência ao ataque dos cloretos. As ligas de aço inoxidável,
níquel-cromo, cobalto-cromo e Pd são virtualmente imunes aos íons sulfetos, porém
são susceptíveis aos íons cloretos, com corrosão em sulcos e fendas. O alumínio,
paládio e titânio são altamente reativos com aplicabilidade odontológica. Os
biomateriais quando implantados, estão em contato com meio ambiente bastante
agressivo, como a placa bacteriana, a saliva na cavidade oral e os fluidos fisiológicos
29
que favorecem a corrosão na superfície dos metais, e com a liberação de íons podem
alterar os tecidos de suporte, causando-lhes alterações celulares, cuja resposta é uma
reação do hospedeiro.
O estudo proposto em 1998 por WATAHA, foi para determinar se ligas de
metais nobres e semi-nobres expostas ao pH ácido, quando reduzido a um pH neutro,
continuariam a liberar elementos destas ligas. Esta hipótese é baseada no
conhecimento do aumento da liberação em ligas a base de Ni em meios ácidos. As
ligas foram expostas em solução de pH 1 a 7 por 30 minutos. Os elementos
representativos foram observados pela espectrofotometria de absorção atômica após
uma semana de exposição. Os metais nobres e semi-nobres apresentaram alta
resistência à corrosão em meio ácido, enquanto as ligas a base de Ni perderam
maiores quantidades de massa num pH ácido. Concluíram que a liberação temporária
dos elementos das ligas a base de Ni em meio ácido foi significativo, mas não em
ligas de metais nobres e semi-nobres.
WATAHA & LOCKWOOD, em 1998, estudaram a liberação dos elementos
de uma variedade de ligas dentais, continuariam a liberar elementos em meio
biológico em longo prazo. Foram usados neste experimento oito tipos mais
comumente utilizados de dispositivos metálicos ortodônticos e colocados em meio de
cultura de células. Foram avaliadas após intervalo de 10 meses para determinar os
riscos biológicos que tais ligas pudessem causar aos tecidos orais. As ligas de Au,
Ag, Pd e Ni, expostas em meio de cultura de células, liberavam elementos e foram
observados pelo Espectrofotômetro de Absorção Atômica (EAA). As quantidades
liberadas foram significativas devido aos tipos de ligas e elementos envolvidos. O
30
padrão de liberação em longo prazo foi amplamente linear (constante com o tempo).
Concluíram que em metais nobres a perda de massa em longo prazo era menor.
Compararam e analisaram a vida em fadiga do Ti-c.p. e da liga Ti-6Al-4V em
diferentes meios de armazenagem, ZAVANELLI et al., em 2000, utilizando trinta
amostras padronizadas, para cada um dos metais obtidas em máquina de fundição a
vácuo. O ensaio de resistência à fadiga foi conduzido numa máquina de ensaios
universal (MTS). O número de ciclos foi registrado e a superfície de fratura analisada
em microscopia de varredura. Verificaram que a liga de Ti-6Al-4V obteve os maiores
valores médios de resistência à fadiga, porém sem diferenças significativas
comparadas ao Ti-c.p., independente dos meios de armazenagem. A presença das
soluções de armazenagem diminuiu a resistência de corrosão à fadiga para ambos os
materiais, com diferença significante em relação às amostras ensaiadas sem a
presença dos meios. A saliva artificial pareceu mais agressiva, entretanto, não houve
diferença estatística em relação à solução de saliva artificial.
Conceitos relevantes e questões atuais para os efeitos biológicos das ligas
metálicas foram revisados por WATAHA, em 2000. A mais relevante propriedade das
ligas para a segurança biológica é a resistência à corrosão. Os resultados da liberação
de elementos da ligas pelo efeito da corrosão podem levar a toxicidade local e
sistêmica, alergias, mutagenicidade e carcinogenicidade. A mutagenicidade causa
alterações na seqüência do DNA (mutações), e carcinogenicidade gera um
crescimento e divisão inapropriada. Os metais podem não ter ação diretamente no
DNA da célula, mas, os radicais livres causam mutações no DNA. A estes fatores há
uma resposta alérgica e a capacidade de causar mutagenicidade ou carcinogenicidade
31
é diretamente relatado pela corrosão. Elementos liberados na cavidade oral podem ter
acesso para o interior do organismo, através do epitélio da mucosa gengival. Os íons
podem ser distribuídos por via linfática ou sanguínea, e partículas podem ser ingeridas
por macrófagos (0.5 µm a 10.0µm) que são transportados aos vasos linfáticos e
sangüíneos. A ionização ocorre pela ação corrosiva dos fluídos extracelulares, e o
efeito desses íons sobre a célula é proporcional a sua taxa de liberação e
citotoxicidade. Isto faz o processo corrosivo sofrido pelo metal e meio fisiológico um
fator determinante do tipo de interface formada entre o implante metálico e o tecido
receptor. O exemplo citado é o Ti presente no fígado e o Ni e Co tem sido encontrado
na língua e tecidos bucais de pacientes em uso de prótese parcial removível, porém
em doses que não alcançam as doses permitidas de ingestão diária. Estudos in vitro
mostram que os íons em altas concentrações podem alterar ou desestabilizar o
metabolismo celular. A atividade mitocondrial é indicativa de capacidade para
promover energia a todo processo celular. A toxicidade destes íons metálicos relata
depressão celular. Altas concentrações da Ag abaixam drasticamente a atividade
celular, e os íons de Ni e o Co tem alto potencial alergênico. Os íons de Pd
administrados em ratos são letais em 50% dos animais. Para minimizar os riscos
biológicos deve ser feita uma seleção de ligas com baixa liberação de íons (menor
corrosão), utilizando metais em ligas nobres.
O aumento nas concentrações de íons liberados em ligas de Ni e Cr nas
amostras de saliva e de soro em pacientes tratados com aparelhos ortodônticos fixos
em diferentes períodos de tempo foram avaliados por AGAOGLU et al., em 2001. No
primeiro grupo, o soro e a saliva foram coletados antes da colocação do aparelho fixo.
Os 2° 3° 4°e 5° grupos, foram coletadas amostras após 01 semana, 01 mês, 12 meses e
32
24 meses respectivamente após a colocação do aparelho ortodôntico. Os resultados
demonstraram que não houve diferença significante entre os níveis de Ni e Cr, no soro
e na saliva, nos diferentes períodos de tempo do tratamento ortodôntico. Entretanto,
após o primeiro mês de tratamento com o aparelho ortodôntico fixo, os níveis de Cr
foram encontrados aumentados comparados aos valores do grupo da primeira semana.
Os autores concluíram que houve uma liberação mensurável de íons Ni e Cr em uso
dos aparelhos fixos, mas em nenhum período do tratamento não alcançaram níveis
tóxicos no soro e na saliva; os valores encontrados são similares aos indivíduos
saudáveis.
O relevante estudo de que o metal Ni reciclado libera maior quantidade de
íons podendo causar reação de sensibilidade, levaram os pesquisadores HUANG,
YEN, KAO, em 2001, compararem a liberação de íons e degradação dos bráquetes
ortodônticos novos e reciclados após imersão em saliva artificial. Quatro diferentes
marcas de bráquetes foram testadas num total de 480 divididos em dois grupos: novos
e reciclados, que foram imersos em saliva artificial e incubados a 37
0
C por 12
semanas. Nos bráquetes reciclados foram colocadas camadas de adesivo em suas
bases. As análises de E.A.A. detectaram os íons Ni, Cr, Fe, Mn liberados na imersão.
As características da superfície dos bráquetes foram analisadas pela energia dispersiva
radiográfica (EDX), e concluíram que as amostras recicladas liberaram maior
quantidade de íons que os novos; o Ni, Fe, Mn, estavam em maior quantidade nos
extratos da solução de imersão; os íons liberados dos espécimes em um meio ácido
foram maiores do que os observados em pH mais neutro; a liberação foi maior ao
decorrer do tempo, e, após 12 semanas a média total de íons liberados não excedeu a
recomendação de consumo diário.
33
KUPHASUK et al., em 2001, compararam o comportamento corrosivo de
ligas de Ti-c.p., Ti-6Al-4V, NiTi, e 3 outros tipos de Ti, através de testes de
polarização eletroquímica a 37
0
C em solução de Ringer. A difração por elétrons, o
E.A.A., foi usado para identificar as estruturas cristalinas na superfície e o filme do
óxido formado, determinaram os elementos dissolvidos pela reação eletroquímica das
ligas de Ti em solução de Ringer. Resultados mostraram que o Ti-c.p, e o Ti-5Al-
2.5Fe foram os mais resistentes a corrosão; o Ti-5Al-3Mo-4Zr, Ti-6Al-4V, e o NiTi,
foram os de menor resistência a corrosão, exibindo pitting ao longo da
transpassivação. Os autores concluíram que todas as amostras tiveram boa resistência
à corrosão eletroquímica com potencial relevante para condições intraoral; o Ti-c.p. e
o Ti-5Al-2.5Fe exibiram menor taxa de corrosão, e, o Ti-6Al-4V e NiTi maior
índice de corrosão; o NiTi mostrou no comportamento de transpassivação, pitting de
corrosão; todas as amostras testadas foram cobertas com camada principalmente com
o TiO
2
; não foi detectado níveis de dissolução de íons em 5 ligas testadas, entretanto,
0.6ppm de íons de níquel foram liberados na solução de Ringer usada para testes do
NiTi.
LAURENT et al., em 2001, compararam o comportamento eletrolítico e de
resistência à corrosão, de duas ligas metálicas, em solução contendo a bactéria
Actinomyces viscosus. A saliva artificial foi enriquecida com extrato de fermento para
a colocação da bactéria e proporcionar seu crescimento entre as ligas metálicas de Ni-
Cr (não nobre) e Au-Pd (metal nobre). Foram verificadas as médias eletroquímicas
entre os metais não-nobres e nobres. Os resultados mostraram na espectrofotometria
de impedância que a resistência eletrolítica diminuiu entre a saliva artificial, o extrato
34
e a bactéria; houve um mínimo de decréscimo na resistência à polarização na presença
de ligas preciosas e aumento em presença de ligas não preciosas. A influência da
bactéria Actinomyces viscosus pode ser essencial na concepção de oxigenar o
metal/eletrólito na interface da amostra. Para os metais não preciosos, a ausência de
oxigênio mostrou vantagem para a resistência à polarização, entretanto, o mínimo
decréscimo nos metais preciosos pode ser justificado pelo metabolismo inorgânico e
orgânico liberado da bactéria para o eletrólito. Neste estudo concluíram que os
resultados preliminares provaram a inquestionável influência desta bactéria no
comportamento da corrosão no estudo de ligas.
Fratura de implantes dentais são fenômenos raros com resultados clínicos
severos. GREEN et al., em 2002, revisaram na literatura os vários fatores que podem
causar fratura em implantes. Relatos de atividade galvânica têm sido mencionados
diante de uma possível causa de fracasso do implante não ocorrer em nível de contato
com as supra-estruturas. Foram observados no relato de um caso de implante de
titânio restaurado com uma coroa cimentada de liga metálica não preciosa, fraturada
quatro anos após a colocação. Uma análise metalúrgica de íons de Ni foi citotóxico e
a lixiviação vinda da liga de metal da base pode causar reabsorção do osso, levando a
uma maior mobilidade, facilitando a dissolução do cimento de obturação. O contato
da base do metal com o Ti na presença de fluidos bucais produz corrente galvânica
que aceleram a corrosão e lixiviação dos íons de Ni causando maior reabsorção óssea.
A perda do suporte ósseo permite momentos de movimentação lateral que causam
fadiga do material, eventualmente levando a fratura.
35
Com o objetivo de avaliar e comparar a citotoxicidade em diferentes ligas
metálicas (Ni-Ti, Ti-c.p.), aço inoxidável e a solda de Ag e não metálicos
(policarbonato cerâmica) de diversos dispositivos ortodônticos, MOCKERS et al., em
2002, utilizaram dispositivos ortodônticos novos e usados, colocaram em imersão em
um meio de cultura (E-MEM) pelo período de 3 a 14 dias. Os extratos deste meio
foram submetidos ao teste de citotoxicidade com células L929, utilizando o ensaio
colorimétrico do MTT (3-{4,5-dimetiltiazol-2il}-2,5-difenil brometo de tetrazólio).
Este ensaio baseia-se na conversão do sal amarelo de MTT em um precipitado
formazam púrpura, que através da ação da enzima desidrogenase, detecta a
viabilidade mitocondrial das células. Os resultados entre metais, policarbonato e
cerâmicas foram similares em termos de citotoxicidade e que o tempo de imersão
influenciava diretamente no processo de liberação de íons.
SUN et al., em 2002, avaliaram a resistência à corrosão em três ligas de
paládio (liga de Pd-Cu-Ga e liga de Pd-Ga) suas características além do
comportamento in vitro , usando métodos de polarização potenciodinamicas em 5
soluções eletrolíticas diferentes, comparando seus produtos com a corrosão de ligas de
Au-Pd que se destacam pela relevância clínica e serviram de controle. Foram
observadas nas microestruturas alterações moderadas que foram relatadas
previamente, através de microscopia óptica e de elétrons. A resistência à corrosão da
ligas de paládio em fluidos biológico e meio ambiente oral, foram comparados às
ligas Au-Pd. A grande similaridade de resistência à corrosão entre as ligas de paládio
foi atribuída aos metais nobres contidos nas ligas. Os resultados da polarização cíclica
sugeriram que nenhumas das amostras foram propícias aos pitting e corrosão por
fenda. Os procedimentos clínicos in vivo podem minimizar o aparecimento de fendas
36
com o uso de ligas de paládio. A resistência à corrosão nas três ligas de paládio em
fluidos fisiológico e meio ambiente oral, foi comparável as ligas de Au-Pd.
TAMURA et al., em 2002, avaliaram a resistência a corrosão, a umidade na
superfície, a quantidade de adesão da bactéria S. mutans e a biocompatibilidade da
superfície do NiTi para possibilitar o seu uso especialmente no abutment para
implantes dentais. As amostras de Ti receberam uma camada de 2µm de espessura de
TiN e Ti
2
N pelo método de aspersão. Os espécimes imersos em Substrato de Fluidos
Biológicos (SBF) e dissolvidos em ácido láctico foram colocados subcutaneamente
em abdômen de rato, os quais não mostraram nenhuma inflamação, e algumas
partículas de 1µm, induziram a fagocitose. Também foi implantado no fêmur de um
rato, e mostrou formação de novo osso em torno dos implantes. Concluíram que todos
os resultados foram semelhantes aos do Ti. As superfícies de TiN foram promissoras
na biocompatibilidade quando comparadas ao Ti e o abutment, no uso de implantes
dentais, os quais requerem alta resistência na abrasão.
WALMSLEY em 2002 revisou na literatura o uso dos magnetos dental para a
retenção de overdenture, com aplicação dental em ortodontia para correção de má
oclusão e em reabilitação protética, convencionalmente usada para retenção de PPR.
Há dois tipos de ligas utilizadas na manufatura de magnetos dentais, a liga de cobalto-
samário, e de ferro-neodímio-bório, ambas com grande força de atração, porem são
quebradiços, de baixa resistência à corrosão. Para superar tais problemas, os magnetos
passam por um processo de cobertura por uma camada de aço inoxidável, titânio ou
cádmio. Quando estes em contato com a saliva podem levar à deterioração na
resistência à corrosão do metal e aumentar a presença da bactéria Streptococcus
37
sanguis. Ensaios realizados em fibroblastos humanos e murinos mostraram que ambos
são citotoxicos, relatados pelos produtos da corrosão. Estudos in vivo
implantados magnetos de cobalto-samário em mandíbula de 5 cães pelo período de
seis meses, nenhuma patologia foi encontrada em exame histológico. Em um estudo
paralelo, 30 ratos tiveram implantados pequenos magnetos na tíbia e o outro lado
servindo de controle. As avaliações morfométricas mostraram áreas progressivas de
reabsorção óssea após simulação em campo estático magnético, podendo ser um
possível efeito de inibição dos osteoblastos. Num estudo retrospectivo de cinco anos,
21 pacientes com overdentures, a maioria foram trocados devido à corrosão seguida
de fracasso do implante retido por magnetos. Tais pesquisas seriam otimistas se
fornecessem magnetos permanentes os quais fossem resistentes às adversidades do
meio ambiente da cavidade oral e permitissem serem realizadas com todo o potencial,
a retenção das overdentures com magnetos.
ALONSO et al., em 2003, avaliaram a alteração da superfície após
tratamento térmico de oxidação do Ti-6Al-4V para duas temperaturas diferentes da
resistência à corrosão in vitro e dos efeitos no ligamento das células em cultura de
célula osteoblásticas humanas. O material nesta pesquisa foi de Ti-6Al-4V em forma
de barras de 10mm de diâmetro. Para o experimento de oxidação foram usados discos
de 1mm de espessura. O tratamento de oxidação térmica foi resultado de 500
0
C a
700
0
C por 1 hora. Após a oxidação os espécimes foram retirados da fornalha e
colocados em temperatura ambiente. Os comportamentos da corrosão foram avaliados
e simulados a fluidos humanos por espectroscopia eletroquímica de impedância e
teste de polarização anódica. Resultados mostraram que a oxidação térmica da liga de
Ti-6Al-4V subiu na escala de ferrugem por ter incorporado Al na interface externa do
38
óxido. A resposta eletroquímica detectado pela espectroscopia de impedância
eletroquímica foi observada devido à alumina e a ferrugem, o óxido formado nas ligas
de Ti após tratamento de oxidação. O tratamento de oxidação não deteriora um bom
comportamento in vitro, e, não prejudica a biocompatibilidade do material. Além
disso, a oxidação térmica a 700
0
C estimula as células osteoblásticas quando
comparadas à oxidação térmica a 500
0
C.
APARÍCIO et al., em 2003, analisaram a importância da influência do
tamanho e da composição química de duas partículas (AL
2
O
3
e SiC) usado no
jateamento na superfície do Ti-c.p. em implantes dentais. Os testes com o tamanho
das partículas foram em ordem para determinar suas características topográficas e o
comportamento eletroquímico. Concluíram que o aumento da área de superfície do
material foi devido ao aumento da superfície de rugosidade. A causa não é somente
por diferenças no comportamento eletroquímico e resistência à corrosão do Sic-
partículas e AL
2
O
3
sobre o Ti-c.p. outras possíveis causas destas diferenças podem ser
atribuídas como a compressão residual na superfície induzida pelo estresse do
jateamento. Todos os materiais testados com os variados tamanhos de partículas
tiveram uma corrosão e comportamento eletroquímico possíveis de uso como material
de implante dental.
A maioria das ligas metálicas dentais usadas pode ser exposta à corrosão in
vivo podendo ser citotóxico. FATHI et al., em 2003, avaliaram a corrosão e a
biocompatibilidade do aço inoxidável com e sem camada de óxido e compararam o
comportamento da corrosão na camada do metal. Observaram a reação tecidual e a
resposta histológica na osseointegração quando comparada ao comportamento das
39
camadas feitas sobre o aço inoxidável: hidroxiapatita (HA), titânio (Ti), e dupla-
camada de H.A/Ti. A HA foi produzida pela técnica do plasma-spray e o Ti foi
produzido usando o processo (PVD) físico de deposição de vapor. Para realizar uma
camada original dupla de compósito, uma camada de HA de plasma-spray foi
colocada sobre a camada de P.V.D. e uma camada de Ti sobre o aço inoxidável 316L.
As técnicas de caracterização estrutural incluindo o E.D.X., M.E.V., foram utilizadas
para investigar a microestrutura, morfologia e cristalização das camadas. O teste de
potêncio-dinâmica eletroquímica foi realizado em soluções fisiológicas para comparar
o comportamento à corrosão dos espécimes com camadas e sem camadas com
indicação de biocompatibilidade. A dupla camada de H.A/Ti teve sobre o aço
inoxidável AISI 316L um efeito positivo no comportamento corrosivo. Houve a
diminuição na densidade da corrosão densidade sendo significante para estas camadas
nos espécimes sendo menor do que os valores obtidos em espécimes sem camada ou
com camada de H.A. Os resultados foram comparados com o comportamento da
corrosão entre a camada de H.A, camada Ti-c.p. e sem camada de Ti-c.p. Concluíram
que a camada dupla de H.A/Ti pode ser mais benéfica no comportamento da corrosão
sobre o aço inoxidável 316L SS e diminui por prevenção a liberação de íons. A
corrosão na camada dupla H.A/Ti no aço inoxidável 316L SS foi similar e igual à
camada H.A e camada Ti-c.p.
HUANG et al., em 2003, mediram a quantidade de Ni e Ti de íons liberados
de diferentes tipos de fios de Ni-Ti imersos em saliva artificial com variação de pH
em função do tempo. Quatro tipos de fios ortodônticos foram imersos em saliva
artificial a 37
o
C com pH de 2,5 a 6,5 por diferentes períodos (de um a 28 dias). A
análise de liberação de íons foi avaliada pela E.A.A. O aspecto morfológico da
40
superfície foi relatado para a resistência à corrosão. Resultados mostraram que a
manufatura, o pH, e o período de imersão tiveram uma estatística significante na
quantidade de elementos liberados de Ni e Ti. Os autores concluíram que as
quantidades de elementos aumentaram em períodos de imersão em todos os testes,
enquanto a média liberada de íon diária diminuiu durante a imersão. Os defeitos de
superfície pré-existentes nos fios de Ni e Ti foram os lados favoráveis à corrosão,
enquanto o fio ortodôntico de NiTi com superfície rugosa não exibiu alta liberação de
íons. A média da quantidade de Ni e Ti liberada por dia com pH variável foi bem
abaixo das concentrações críticas necessárias para induzir alergias e acima do nível de
consumo na dieta diária. De acordo com quantidades de íons liberados, a passivação
(TiN) nos fios ortodônticos foram protetores contra à corrosão sendo quase
imperceptível na saliva artificial.
O termo corrosão é usado em amplo sentido e define o processo de interação
entre o material sólido e o envolvimento químico os quais conduzem a uma perda de
substância do material e troca de características estruturais ou perda de integridade
estrutural. OLMEDO et al., em 2003, avaliaram qualitativamente e histologicamente a
presença de macrófagos carregados com partículas de metal nos tecidos
periimplantares quando ocorriam insucessos nos implantes de Ti. Para este estudo
foram solucionados 10 casos de fracassos em implantes, devido à mobilidade e
exposição externa do implante na porção apical. Estas áreas mostraram macrófagos
rodeados de partículas escuras com 1 a 3µm. Os implantes foram processados e
embebidos em resina de metil metacrilato, seccionados e avaliados em microscópio.
Os tecidos moles foram avaliados e determinados o número de macrófagos. As
partículas dentro dos macrófagos foram examinadas pela análise radiográfica
dispersiva que revelou a presença de Ti junto aos macrófagos, associados ao processo
41
de corrosão. Este estudo concluiu que a presença de macrófagos nos tecidos
periimplantares induzida pelo processo corrosivo pode levar a osteólise e perda de
estabilidade clínica para o implante. Futuros estudos multidisciplinares serão
justificados para assuntos associados entre a falência do implante e a presença de
macrófagos nos tecidos periimplantares.
PASCOAL et al., em 2003, apresentaram um estudo avaliando a camada de
Ti e seu desempenho biológico como biomaterial usando o substrato de fluidos
biológicos como eletrólito, com enfoque especial para o uso da camada de Ti para o
aço inoxidável. O teste de desempenho biológico foi conduzido como se segue: a
citotoxicidade foi feita aplicando a amostra e o espécime controle diretamente na
monocamada de células cobertas com uma semi-sólida subcamada de Agar que
amortece as células por algum efeito que possa causar no contato com as amostras.
Durante a incubação subseqüente, alguns extratos das amostras podem migrar através
dos nutrientes do Agar na subcamada de células. Após a incubação as monocamadas
são avaliadas nos termos de presença ou ausência de efeitos abaixo das células ou
circundando as amostras. Nos espécimes dos diversos metais (aço inoxidável, Ti-c.p.
e liga de Co-Cr-Mo) foram usadas duas condições de teste de corrosão: sem e com
cobertura com o TiN os quais foram medidos os eletrólitos. Os eletrodos de amostras
metálicas feitos com solda de platina e um fio condutor estavam envolvidos em resina
acrílica deixando parte dos fios livres para contato elétrico. O eletrólito foi uma
solução aquosa contendo 0,9% de cloreto de sódio, 10% de volume de soro bovino e
água Milli-Q purificada. A análise morfológica foi feita antes e depois da corrosão
através do Microscópio Eletrônico de Varredura (MEV). Os autores concluíram que a
camada de TiN no aço inoxidável usando a técnica de Deposição de Vapor Físico
42
(P.V.D.) tiveram algum benefício em relação a sua resistência à corrosão indicando
melhor passivação. A única desvantagem é sua tendência ao pitting. A camada de TiN
nos biomateriais Ti e Ti-6Al-4V não foram mais vantajosos comparados aos materiais
sem cobertura em relação a resistência a corrosão. Para o experimento a condição
adotada de cobertura da camada de TiN foi biocompatível.
RECLARU et al., em 2003, avaliaram o comportamento da corrosão do Ti
com camada de titânio vacum spray (TiVPS) e com superfícies anodizadas, ambas
com e sem polímero cemento de osso usado em ortopedia. Testes de extrações
eletroquímicas foram sustentados e subseqüentes análises eletrolíticas para verificar a
hipótese de permeabilidade iônica do polímero. A complexidade deste estudo consiste
na existência de duas interfaces: o polímero-eletrolítico e o polímero-metal. As
amostras foram dois tipos de Ti em forma de disco, sendo um com superfície de
plasma spray e outro em forma de barra com superfície anodizada. A magnitude
eletroquímica revelou que as superfícies com plasma spray têm menor resistência à
corrosão. Neste estudo foi observado à corrosão por fenda na interface do metal e
cemento. No caso da superfície com o plasma spray, no processo eletrolítico a
difusão das partículas de Ti podem estar acompanhadas de corrosão por fenda. Este
trabalho mostrou que houve corrosão na superfície do Ti através do cemento o qual
tem uma conseqüência na formação de cátions e crescimento na camada passivadora
do Ti. Os autores concluíram que: o cemento reduz, mas não supre a corrosão na base
do Ti; na interface polímero-metal e polímero-eletrólito as amostras do cemento
constituem um complexo sistema onde o processo corrosivo pode ser atribuído a
diferentes causas. Dois fatores identificaram a corrosão: o tipo de tratamento dado à
superfície do Ti; a condutividade iônica do cemento. Há necessidade do transporte
43
iônico através do cemento; a evidência de Ti na solução eletrolítica e ácido clorídrico
na superfície da amostra de Ti (análise de EDX). Este trabalho mostrou que o
cemento polímero é um condutor iônico, mas, não concluíram se o polímero sozinho
tem propriedades corrosivas.
ROGERO et al., em 2003, avaliaram a toxicidade de diferentes biomateriais,
comparando duas metodologias: difusão em Agar e incorporação do corante vermelho
neutro. Utilizaram biomateriais poliméricos, cerâmicos e metálicos. Neste estudo foi
utilizada uma linhagem de células de tecido conectivo de camundongo na avaliação
das duas metodologias. O teste de citotoxicidade consiste em colocar o material em
contato direto ou indireto com uma cultura de células verificando-se as alterações
celulares por diferentes mecanismos. A difusão em Agar e uma técnica qualitativa que
pode ser utilizada para vários materiais de diferentes constituições físicas. O método
de incorporação do corante vermelho neutro apesar de ser um ensaio quantitativo
pode ser calculado o índice de citotoxicidade, a extração de possíveis elementos ou
compostos tóxicos e realizados em meio aquoso, dificultando a análise de certos
materiais. A conclusão dos autores foi de que as duas metodologias são equivalentes e
a escolha do método de ensaio mais adequado deve ser feita de acordo com o tipo da
amostra a ser analisada e a disponibilidade de equipamentos do laboratório. As
pequenas diferenças de resultados observados nas duas metodologias podem ser
relacionadas com o tempo de extração.
O Ti tem sido usado em camada protetora nos instrumentos conferindo-lhes
maior resistência à corrosão e ao desgaste. SCARANO et al., em 2003, avaliaram in
vivo a adesão de bactérias em implantes com camada de nitrito (teste) e sem camada
44
(controle). Foi colocado implante em pacientes com excelente saúde sistêmica, boa
saúde periodontal, sem sinais de respiração bucal que participaram do estudo. Para
cada paciente foi feito um dispositivo de acrílico removível para a região de molares e
pré-molares para cada quadrante da mandíbula. Em cada dispositivo de acrílico foi
colado um implante de Ti 4x13mm na face bucal, sendo que o lado direito era o
implante testado TiN e o esquerdo o implante controle. Após 24 horas foram
removidos os implantes dos dispositivos acrílicos e processados em M.E.V. para
avaliar a porção do implante coberto de bactérias. Os resultados deste estudo
mostraram que o implante com camada de TiN apresentavam uma superfície menor
de adesão bacteriana presentes na cavidade oral. A rugosidade foi igual nos dois
grupos. Concluiu-se que as superfícies com TiN mostraram uma redução significante
no acúmulo das bactérias, fato de relevância aos tecidos moles periimplantares.
Ainda em 2003, SCARANO et al., compararam a biocompatibilidade da
camada de TiN em implante dental, comparando à cicatrização dos implantes dentais
em três superfícies: polimento mecânico, jateada e com plasma spray, em implantes
com e sem camada de TiN. Neste estudo o n.ºda amostra foi de 180 implantes de
2mm x2mm divididos em três grupos em cada grupo n=60 implantados em 45
cobaias. Os resultados mostraram que a cicatrização em torno dos implantes com TiN
foram similar a aqueles observados em torno das superfícies sem camada de TiN. Os
pesquisadores concluíram que a superfície com camada de TiN teve uma resposta
melhor em torno dos tecidos peiimplantares e não tiveram nenhum efeito sem afetar
na formação do osso no periimplante e não tiveram alterações na rugosidade das
superfícies.
45
Em um estudo SPEER et al., em 2003 foi avaliado a alteração microbiológica
subgengival em pacientes com periodontite crônica, submetidos à terapia ortodôntica
com aparelhos fixos, onde foram utilizados bráquetes de metais e fios de NiTi e aço
inoxidável. A cultura microbiana possibilitou não somente a detecção de bactérias
periodontopatogenicas, tais como Actinobacillus acinomycetemcomitans,
Porphyromonas gengivalis, Prevotella intermédia, Fusubacterium nucleatum, mas
também de aeróbias e anaeróbias Gram-negativas, Gram-positivas e cocos. Durante o
tratamento ortodôntico foi observada a redução de bactérias subgengivais, apesar dos
parâmetros periodontais clínicos permanecerem inalterados. Entretanto, houve
discreto aumento no total das bactérias patogênicas após o tratamento. Os
pesquisadores concluíram que a corrosão dos metais envolvidos no tratamento
ortodôntico, principalmente pelo aumento da liberação dos íons de Ni teve efeitos
tóxicos sobre as bactérias, o que possibilitou a regeneração da microflora fisiológica
periodontal.
TAHER & JABAB, em 2003, compararam e avaliaram in vitro o
comportamento da corrosão galvânica, associadas às supra estruturas com o Ti-c.p.
Foram selecionadas ligas e preparados três amostras de cada liga e colocadas em
saliva artificial modificada preparada em um pH de 7.2 (solução eletrolítica). O
experimento ocorreu no tempo de 24horas para cada dupla de ligas (Co-Cr, Ni-Co,
Pd-Ag, Au e Ti). O potencial galvânico e de integração nas últimas 6horas foram
registrados em cada dupla. Os resultados foram excelentes entre as ligas nobres.
Concluíram que os metais Au, Ag, Pd, Ti, mostraram resultados e comportamentos
galvânicos aceitáveis, sendo que o aço inoxidável apresentou inesperado
comportamento de corrosão galvânica.
46
Num relato de caso clínico BLACKWOOD & PEREIRA em 2004, avaliaram
um implante em aço inoxidável tipo 304, implantado no braço de um paciente que
havia sofrido fratura. Alguns anos após a colocação destes implantes, na mesma
região o paciente sofreu nova fratura. Nesta ocasião os implantes foram removidos e
observou-se que naquela área houve um crescimento ósseo mínimo próximo as placas
e não houve evidência de crescimento na maioria das superfícies das placas ou dos
parafusos, e a este crescimento se deve a proteção ao implante contra a corrosão. As
placas velhas foram removidas após permanecer in sito por 38 anos, a fratura foi
reduzida com dois novos implantes. Nenhuma inflamação ou necrose ocorreu no
implante original. Determinar previamente o comportamento patológico é de
importância, pois propostas de baixos níveis de oxigênio encontradas em fluidos do
corpo humano fizeram em longo prazo in vivo um comportamento muito mais
benigno do que se poderia prever em experimentos in vitro. Entretanto, a localização
prévia de pitting de corrosão em implantes de aço inoxidável, provavelmente surge
devido à evolução em curto prazo da condição agressiva e patológica em torno dos
tecidos, como resultado do trauma nos procedimentos do implante. O caso relatado da
placa de Sherman de aço inoxidável do tipo 304 prova claramente à importância da
patologia no processo de cicatrização após cirurgia, considerando a corrosão nos
implantes. Os autores concluíram que os implantes cirúrgicos são de risco durante as
primeiras semanas e sugerem para curto prazo métodos de proteção à corrosão
podendo ser mais efetivo.
Superfícies rugosas de armações metálicas podem conduzir a dificuldades nos
procedimentos de acabamento e polimento levando ao enfraquecimento das
47
estruturas. A proposta do estudo de BEZZON et al., em 2004, foi de avaliar a
superfície rugosa de duas ligas de metal (Ni-Cr, Co-Cr), submetidas a diferentes
técnicas de fundição, para determinar a influência desta rugosidade e a perda de massa
após polimento comparado as fundições das ligas de Ti. Foram 40 amostras em
padrões de cera fundidos com chama de acetileno-oxigênio, a vácuo em ligas de
metais Co-Cr, Ni-Cr, enquanto que o Ti teve a fundição por arco elétrico pelo gás
atmosférico de argônio. Este estudo concluiu que a fundição a vácuo forneceu
significativamente superfícies mais lisas quando comparadas com fundições por
chama; a fundição a vácuo, de ligas a base de metal fornece espécimes com
superfícies menos lisas e não foram significantemente diferentes as ligas de Ti-c.p;
não houve diferenças significantes na perda da massa, após polimento dos espécimes
testados.
GOLDBERG & GILBERT em 2004, investigaram as propriedades mecânicas
e eletroquímicas dos óxidos presentes na camada passivadora do óxido nítrico
TiN/AIN em ligas de Cr-Co-Mo e Ti-6Al-4V e o comportamento eletroquímico
destas superfícies das ligas após fratura mecânica na superfície ou na camada do
óxido. Os efeitos mecânicos da carga, o potencial máximo da amostra num tempo
constante a carga mecânica sobre a profundidade da ranhura, foram investigados para
determinar a força na superfície ou na camada do óxido. A liga de Cr-Co-Mo mostrou
firme a superfície do óxido e alta adesão da resistência na interface, fazendo esta liga
mais resistente à fratura do que o Ti-6Al-4V. A repassivação foi mais lenta com o Ti-
6Al-4V ao longo do tempo, houve maior quantidade de íons liberados. Entretanto, se
não houve distúrbio mecânico, o óxido da superfície do Ti-6Al-4V reduziu
significativamente a dissolução para uma ampla escala de potenciais mais do que o
48
Cr-Co-Mo fazendo o Ti-6Al-4V mais resistente à corrosão. A camada de TiN/AIN
tem alta dureza e módulo de elasticidade do que o Cr-Co-Mo e Ti-6Al-4V. Estes são
muito menos susceptível a fratura, tem alto poder de adesão na interface e é melhor
barreira de difusão iônica do que a superfície dos óxidos nas ligas Co-Cr-Mo.
Concluíram que a camada de óxido forneceu um aumento na resistência à corrosão
por fresta no substrato das ligas.
Uma investigação realizada, em 2004, pelos pesquisadores HALLAB et al., de
que as conexões modulares usadas em substituição de quadril, liberavam mais íons
através da corrosão por fresta do que tradicionalmente as conexões entre ligas de
metal-metal. Estudo comparativo propiciou in vitro, um teste de corrosão por fresta,
de ligas disponíveis comercialmente de cerâmica (ZrO
2
) em cabeça de fêmur e hastes
de liga de Co. Avaliaram e caracterizaram o aumento da liberação de metais no meio
e seu comportamento eletroquímico. O teste corrosão por fresta consistiu em
monitoramento da potenciodinamica e análise da liberação de íons. Em contraste a
hipótese original, foi encontrada grande aumento de metal (11 vezes mais Co e 3
vezes mais Cr) e o potenciodinamico na fresta na junção do metal-metal, quando
comparado ao cerâmico-metal. Concluiu-se que a corrosão por fresta induzida foi
relativamente pequena. A quantificação dos íons liberados foi realizada pela E.A.A. A
substituição de um quadril por uma prótese, usando metal de Zr com liga de Co
produziu menor corrosão por fresta do que quando ligas de Co e junção de Co. Foram
necessários vários desenhos e diferentes condições experimentais, que demonstraram
referir-se ao alívio do aumento da corrosão por fresta em junções modulares de
componentes de cerâmico-metal. Entretanto, este estudo sugere que o zircônio
49
femural aumentou a liberação da quantidade do metal e da corrosão em fresta, através
da junção modular quando associado o cerâmico-metal.
LIN & BUMGARDNER, em 2004, avaliaram como as células de macrófagos
alteram as propriedades das ligas de Co-Cr-Mo, e como os produtos da corrosão
alteram o comportamento dos macrófagos. Uma cultura de células foi usada para
avaliar como a Reação Química das Células (R.C.S.) pode alterar uma liga em três
dias. A corrosão foi avaliada medindo a carga total transferida com uma potência
constante usando o potenciostático e os íons liberados observados pela (E.A.A.)
espectroscopia de absorção atômica. Na presença de atividade celular a transferência
total de carga e liberação de íons foi menor. Concluíram que o potencial celular
melhorou a superfície dos óxidos diminuindo a corrosão da liga, e que os íons
metálicos são liberados após a implantação. Alteração das ligas pela corrosão, pode
ser importante ao desenvolvimento da resposta ao hospedeiro.
POPA et al., em 2004, determinaram a susceptibilidade a corrosão de
materiais para implante Ti-5AL-4V e Ti-6AL-4Fe por longo período quando
comparadas ao Ti-c.p. Foram usadas, solução de Ringer tipo II (com íons de fosfato) e
diferentes valores de pH usados para similar os fluidos extracelulares. Várias técnicas
foram usadas para avaliar o comportamento destas ligas com variações de pH tais
como: polarização linear, potenciostática e espectroscopia eletroquímica de
impedância, e o potencial de corrosão. Os resultados apresentados concluíram que em
soluções de Ringer II com pH 6,08, 4,35 e 2,5 simularam uma situação que podem
surgir de uma aplicação cirúrgica das ligas de Ti-5Al-4V e Ti-6Al-4Fe exibindo
passividade espontânea; não houve sensibilidade à corrosão por pitting neste período;
50
a equação de regressão da informática permitiu o prognóstico da evolução do
potencial por longo período; a classificação dos valores dos potenciais (pH)
indicaram que não houve probabilidade de corrosão por fenda na condição simulada;
o titânio e as ligas terciárias tem uma boa resistência à corrosão; nos biolíquidos a
absorção dos íons (H
2
PO
4
) é provavelmente feita devido aos componentes de
formação complexa; a espectroscopia de impedância mostrou um tempo constante
equivalente ao circuito, apresentando uma compacta camada de óxidos em todos os
materiais nos fluidos extracelulares; os parâmetros de sensibilidade nas camadas
passivadas indicaram neste período condições para implantes cirúrgicos; a superfície
tratada mostrou ser importante fator no aumento da resistência a corrosão em
materiais para implantes.
SERHAN et al. em 2004, investigaram o efeito do potencial galvânico na
corrosão in vitro em implante na coluna vertebral, construído em misturas de metais,
especialmente em ligas de titânio e aço inoxidável, sujeito ao carregamento e
compressão cíclica. Foram usados implantes espinhais bilaterais com parafusos
encaixados a conectores, barras de 6,35mm de diâmetro e barra transversal montado
em blocos de polietileno. Estes dispositivos foram imersos em solução salina (pH 7,4)
à 37
0
C e testado em compressão cíclica e flexão. As superfícies das amostras foram
analisadas visualizando a corrosão no M.E.V., E.D.S., e avaliadas a extensão da
corrosão nas interconexões. Os resultados sugerem que a corrosão galvânica não foi
significante quando com mistura de ligas de Ti e aço inoxidável na confecção de
implante espinhal. Usando a dinâmica in vitro, do método testado, a corrosão em
fenda e fresta, foram dominantes acima do potencial galvânico. Baseado nos
resultados, os componentes do sistema de titânio e aço inoxidável não alteraram
51
significantemente a corrosão no aço inoxidável em implantes. Entretanto, duplos
componentes de aço inoxidável no sistema de implante podem induzir à corrosão por
fresta e fenda no titânio. Os resultados deste estudo concluíram que quando os
componentes de aço inoxidável carregados dinamicamente em solução salina
aumentaram a susceptibilidade à corrosão mais do que o titânio. Entretanto, os
potenciais galvânicos nos diferentes metais, não causam efeitos perceptíveis entre si.
Embora, com ligas de Ti e aço inoxidável não defendem os resultados deste estudo,
sugerem que a corrosão galvânica é menos pronunciada que o Ti nas interfaces do que
em todos os dispositivos construídos de aço inoxidável.
O uso de implantes no corpo humano pode levar a liberação de elementos com
resultados biológicos adversos como à corrosão e dissolução da superfície do filme,
que são mecanismos responsáveis pela adição de íons no corpo humano. Em 2005,
CHOUBEY, BASU e BALASUBRAMANIAM, investigaram várias ligas de Ti em
soluções similares aos dos fluídos humanos e comparando-os aos de aço inoxidável
do tipo 316L. Os resultados mostraram que todos os materiais exibiram um
comportamento de passivação estável na polarização. A estabilização do potencial
livre da corrosão foi similar para todos os materiais em especial o Ti-13Nb-13Zr em
alguns experimentos. A taxa de corrosão não teve efeito com a quantidade de Fe
liberada, quando substituído pelo vanádio na liga Ti-6Al-4V. A adição do Al foi
prejudicial à passivação do Ti. A análise do Ti-15Al exibiu baixo potencial quando
comparado as outras ligas de Ti. A média da passivação foi baixa do aço inoxidável
316L, quando comparada ao Ti. Entretanto, as análises do potencial do aço
inoxidáveis foram menores comparados às ligas de Ti. A média de corrosão das ligas
52
de Ti foi comparável às ligas de aço inoxidável 316L. Em alguns casos o Ti-13Nb-
13Zr exibiram menor taxa de corrosão.
GUILHERME et al., em 2005, avaliaram e compararam a superfície rugosa do
Ti-c.p. e da liga de Ti-6Al-4V submetido a um polimento convencional e eletrolítico
correlacionando os resultados com o teste de força de corrosão por fadiga, testando o
desempenho em saliva artificial fluoretada. Os espécimes foram testados em
temperatura ambiente para avaliar a eficácia da corrosão à fadiga no teste piloto. Para
estruturas de titânio com polimento eletrolítico causam baixos valores significantes
mais do que o polimento convencional (p<.05); apesar do protocolo de polimento a
superfície rugosa da liga de Ti-6Al 4V foi significativamente menor em meio
ambiente fluoretado (p<.05); a fadiga do Ti-c.p. teve apresentação significativa menor
em meio ambiente fluoretado (p<.05), enquanto este meio ambiente teve influência
(p<.05) na fadiga da liga de Ti-6Al4V, não teve correlação entre a superfície rugosa e
o desempenho da fadiga.
HIYASAT & DARMANI, 2005 investigaram os efeitos na reutilização de
ligas de metais, e o potencial citotóxico na liberação de íons em meio de cultura de
células. Foram utilizadas cinco ligas de Ni-Cr, Ni-Cr-Cu, Co-Cr, Cu, sendo que o
1
0
grupo recebeu ligas novas, o 2
0
grupo foi de 50% de ligas novas e 50% de
recicladas, sendo o 3
0
grupo feito de 100% de ligas recicladas. A citotoxicidade foi
testada usando as células de fibroblastos Balb/C3T3 e o ensaio de MTT. Seis réplicas
foram testadas para cada liga e o grupo controle foi de seis poços contendo células
sem nenhum espécime de ligas. Resultados estatísticos mostraram que as ligas de Cu
e Co foram estatisticamente significantes. Os autores concluíram que os resultados
53
deste estudo apóiam a hipótese que a liberação de íons e a citotoxicidade são maiores
em metais reutilizados. A citotoxicidade do Co-Cr foi a que mais efeitos negativos
causaram as células quando comparadas às ligas de Ni-Cr. Entretanto, o Cu foi o que
em maior proporção liberou entre as ligas recicladas seguidas do Co e Ni.
Num estudo in vitro, realizado em 2005, HUANG, investigou a variação da
resistência à corrosão de diferentes fios dentais ortodônticos de NiTi em meio de
saliva artificial ácida, usando teste rápido de técnica eletroquímica. O teste de
polarização linear foi usado para avaliar a resistência à corrosão nas condições de
resistência de polarização de como sofrem os fios comerciais de NiTi na saliva ácida a
37°C. Utilizou-se o M.E.V. para análise da superfície e morfologia dos fios de NiTi.
Através de um microscópio de força atômica foi visto nos fios de NiTi a rugosidade
da superfície externa e a análise química de passivação por um espectroscópio de
elétron. Os resultados mostraram que em fios de NiTi de diferentes indústrias tiveram
diferenças estatisticamente significantes. Nos fios testados observaram-se diferenças
topográficas na superfície, enquanto algumas estruturas químicas da superfície eram
observadas nos testes dos fios de NiTi. A rugosidade sofrida pelos fios ortodônticos
de NiTi com idênticas estruturas químicas (óxido de Ti e óxido de Ni) não
correspondem a diferença de resistência por polarização em saliva artificial. O
estresse residual da superfície pode ser um processo na industrialização dos fios de
NiTi que tem uma importante papel da resistência à corrosão mais que a rugosidade e
estrutura química.
Em pesquisa há poucas informações sobre a fadiga por deflexão em grampos,
relacionados à distribuição do estresse. A proposta do estudo de MAHMOUD et al.,
54
em 2005, foi de investigar in vitro, a fadiga de grampos de Ti-6Al-7Nb, comparados
aos grampos de Co-Cr e ligas de Au. A vida em fadiga, a força retentiva, deformação
permanente, em diferentes magnitudes de deflexões cíclicas foram também avaliadas,
e a fadiga por deflexão foi caracterizada em relação à distribuição do estresse nos
grampos. Os espécimes de diferentes ligas metálicas foram sujeitas as deflexões
cíclicas variáveis. Vários modelos foram criados para calcular o estresse por fadiga
dentro das amostras. Os resultados concluíram que as ligas de Au exibiram longa vida
em fadiga, enquanto, o Ti-6Al-7Nb, mostraram menor resistência a deflexão cíclica
permanente.
O estudo de reações em tecidos identifica o Ti, Nb, Zr como elementos não
tóxicos, devido não causarem reações adversas ao organismo. A adição do Nb em
ligas de Ti é fundamental para reduzir o módulo de elasticidade da liga quando
determinadas as quantidades. A liberação de Ti e outros elementos das ligas que
circundam os tecidos têm sido relatados devido ao processo passivo ou ativo da
corrosão. Portanto a corrosão é o principal parâmetro para determinar
biocompatibilidade da liga dental. RAMAN et al., em 2005 analisaram amostras de
ligas de Ti-c.p. e liga de Ti-6Al-7Nb e seu comportamento de corrosão quando
imersos em saliva artificial em um pH 7,4 a 37
0
C. O Ti-6Al-7Nb exibiu uma boa
resistência à corrosão, quando comparado ao Ti-c.p. O estudo da espectroscopia
eletroquímica de impedância também demonstrou as características da tendência para
a estabilidade da passivação do filme, no caso do Ti por 10 dias em solução
eletrolítica. Estas propriedades das ligas do Ti viabilizam o uso em implante dental. A
extensão da passivação foi maior para as ligas de Nb comparada ao Ti através do teste
potenciodinâmica.
55
Um estudo in vitro, realizado por Costa em 2005, analisando diferentes
teores de Ni em dispositivos ortodônticos imersos em saliva artificial e seus efeitos
citotóxicos, utilizou-se duas metodologias de análises colorimétricas; MTT e Cristal
Violeta. Os resultados das análises em M.E.V. apresentavam alterações superficiais
sugestivas de corrosão; a maior concentração de Ni foi encontrada no período médio
de imersão; não houve alterações na viabilidade celular quando no ensaio de cristal
violeta, mas o ensaio colorimétrico do MTT os íons de Ni e Mn foram citotóxicos às
células.
Vários fatores predispõem a ação corrosiva com a liberação de íons, que
podem levar ao fracasso no uso do biomaterial metálico, já comprovados na literatura.
A propriedade das ligas metálicas na segurança biológica é a resistência à corrosão.
Os efeitos biológicos são de relevância clínica e devem ser avaliados.
56
Objetivos
3. OBJETIVOS:
OBJETIVO GERAL
Analisar in vitro a citotoxicidade e o potencial de resistência à corrosão das
barras empregadas nas próteses overdentures confeccionadas a partir das ligas Níquel-
Cromo (Ni-Cr), Cobalto-Cromo (Co-Cr), Paládio-Prata (Pd-Ag) e Titânio
comercialmente puro (Ti-c.p.).
57
OBJETIVOS ESPECÍFICOS
3.1 Caracterizar as estruturas das superfícies das barras de overdentures ao
Microscópio Eletrônico de Varredura (M.E.V.), antes e após a imersão em
saliva artificial 30-60 dias.
3.2 Quantificar através da análise química, os íons liberados a partir da
corrosão após a imersão em saliva artificial, utilizando a
Espectrofotometria de Absorção Atômica Eletrônica (E.A.A.).
3.3 Comparar a citotoxicidade dos produtos da corrosão das diferentes ligas
metálicas das barras de overdentures nos períodos de imersão 30-60 dias
em saliva artificial, pela avaliação morfológica das células, analisando a
morte ou inibição do crescimento ou alteração no metabolismo celular.
58
59
Material e Métodos
4.MATERIAL E MÉTODOS:
4.1 MATERIAIS
Os principais materiais utilizados nesta investigação juntamente com as
marcas comerciais, fabricantes e composição química, estão especificados nas
Tabelas 4.1 e 4.2.
TABELA 4.1.
Materiais, Marcas Comerciais e Fabricantes
MATERIAL
MARCA
COMERCIAL
FABRICANTE
Silicona de adição
Flex Time
®
Heraeus Kulser *
(Alemanha)
60
Revestimento para fundição
de Titânio
Rematitan Ultra
®
Dentaurum **
(Alemanha)
Revestimento para fundição
de Níquel-Cromo
Heat Shock
®
Polidental
(Brasil)
Revestimento para fundição
de Co-Cr
Heat Shock
®
Polidental
(Brasil)
Revestimento
para fundição
de Prata-
Paládio
Heat Shock
®
Polidental
(Brasil)
Implantes,
pilares,
análogos,
postes de
moldagem
“copings”
calcináveis e
parafusos de
fixação.
Sin – Sistema Nacional de
Implante
®
(Brasil)
Sin – Sistema Nacional de
Implante
®
(Brasil)
* DISTRIBUÍDA NO BRASIL HERAUS KULSER SOUTH AMERICA LTDA.
** DISTRIBUÍDA NO BRASIL MEDENTAL COMERCIAL LTDA.
TABELA 4.2
Ligas Metálicas, Composições Químicas, Marcas Comerciais e Fabricantes
LIGAS
METÁLIC
AS
COMPOSIÇÃO
QUÍMICA* (%)
MARCA
COMERCIA
L
FABRICANTE
Titânio
Comercialmente
98,5% Ti - 0,25% O
2
0,03% N - 0,30% Fe
Rematitan
®
Dentaurum *
(Alemanha)
61
Puro 0,10% C e 0,015% H
Co-Cr
60% Co - 6,2% Mo
29% Cr - <1% Si
< 1% C - < 1% Mn
Kromalit Knebel
(Brasil)
Ni-Cr
1,7% Be – 12,5% Cr
4,0% Mo – 77,5% Ni
Kromalit
Knebel
(Brasil)
Pd-Ag
57,8% Pd - 30,0% Ag
0,2% Ru – 6,0% Sn
2,0% Zn – 4,0% In
Pors-on
®
4
Degudent ***
(Alemanha)
: Informações do Distribuidor
* Distribuída no Brasil por Medental Comercial Ltda
** Distribuída no Brasil por Talladium do Brasil.
*** Distribuída no Brasil por Degudent Indústria e Comércio Ltda.
4.1.1 Delineamento Experimental:
Para avaliar os níveis de corrosão e da citotoxidade das barras das
overdentures sobre implantes foi necessário inicialmente o emprego de 64 (sessenta e
quatro) pilares intermediários pré-fabricados tipo Micro-Unit (Sin – Sistema Nacional
de Implante
®
São Paulo - SP). Em seguida, foram confeccionadas 32 (trinta e duas)
amostras (barras de overdentures) fundidas em quatro ligas diferentes: Níquel-Cromo
(Ni-Cr), Cobalto-Cromo (Co-Cr), Paládio-Prata (Pd-Ag) e Titânio Comercialmente
Puro (Ti-c.p.) a partir de modelo-mestre, sendo quatro amostras para cada liga. Para
esta etapa, foram confeccionados padrões de ceras representativos das amostras, e em
cada padrão, foram utilizados dois pilares pré-fabricados totalizando 64 (sessenta e
quatro) padrões. Após o processo de fundição foram obtidas as 32 (trinta e duas)
amostras - já associadas aos pilares pré-fabricados. As amostras foram distribuídas
aleatoriamente dentro de quatro grupos experimentais, respeitando-se a liga utilizada
para fundição, possuindo a seguinte distribuição: G1 a G4 - amostras fundidas em Ni-
62
Cr, G5 a G8 - amostras fundidas em Co-Cr, G9 a G12 – amostras fundidas em Pd-
Ag e G-12 a G-16, amostras fundidas em Ti-c.p. (Quadro 4.1). Na avaliação dos
níveis da corrosão nas amostras foi inicialmente assentada cada estrutura ao modelo-
mestre e proporcionou-se sua imersão em solução de saliva artificial como meio de
armazenagem.
QUADRO 4.1
Distribuição dos grupos, números de amostras, ligas e total de amostras.
GRUPOS
NÚMERO DE
AMOSTRAS
LIGAS
TOTAL DE
AMOSTRAS
P/GRUPOS
G1
2
Ni-Cr
G2
2 Ni-Cr
G3
2 Ni-Cr
G4
2 Ni-Cr 8
G5
2 Co-Cr
G6
2 Co-Cr
G7
2 Co-Cr
G8
2 Co-Cr 8
G9
2 Pd-Ag
G10
2 Pd-Ag
G11
2 Pd-Ag
G12
2 Pd-Ag 8
G13
2 Ti-c.p.
G14
2 Ti-c.p.
G15
2 Ti-c.p.
G16
2 Ti-c.p. 8
Total de
Amostras
32
4.2 MÉTODOS
4.2.1. Obtenção do modelo-mestre e fixação dos implantes:
Foi utilizado um modelo-mestre, confeccionado em alumínio (Laboratório de
Prótese Fixa – FO/UFG) obtido a partir de duplicações de modelo artificial
(PRODENS – São Gonçalo - RJ) representativo de uma mandíbula humana
63
totalmente desdentada (FIG.4.1 A). Foram realizadas duas perfurações na porção
anterior do modelo-mestre com 4mm de diâmetro e 10mm de profundidade fazendo
uso de uma broca de aço e carbono montada em motor elétrico e sendo a distância
entre as perfurações, padronizadas a 20 mm (BONACHELA, 2002). As perfurações
obtidas foram utilizadas na fixação de dois Implantes de hexágono interno (3,75mm x
10mm) (Sin – Sistema Nacional de Implante
®
São Paulo – SP) (FIG.4.1 B) e utilizou-
se adesivo epóxi (ARALDITE
®
– Huntsman Advanced Materials - Bélgica) como
elemento de reforço desta fixação. O paralelismo entre os implantes foi obtido com o
auxílio de um delineador (DCL – Dentária Campineira – Campinas - SP). Foi
desenvolvido um dispositivo especialmente para adaptar os implantes à haste vertical
do delineador o que permitiu a fixação dos implantes ao modelo-mestre respeitando o
paralelismo relativo entre si (FIG.4.1 A).
Figura 4.1. Modelo-mestre; delineador utilizado na fixação dos implantes (A);
Implante – tranferente e dispositivo para posicionar os implante à haste do delineador (B).
Após o período final de cura do adesivo epóxi, os implantes do modelo-mestre
receberam transferentes quadrados de moldagem e seus parafusos longos foram
A
B
64
acionados com torque de 10 N/cm² utilizando controlador de torque elétrico (BLM
600 PLUS – Vk Driller Equipamentos Elétricos Ltda – São Paulo-SP).
4.2.2. Confecção da Moldeira Individual e Moldagem de Transferência:
Para confecção da moldeira individual, foi realizada moldagem preliminar do
modelo-mestre e empregou-se nessa etapa, o hidrocolóide irreversível (HIDROGUM
– Zhermack
®
- Rovigo – Itália) e moldeira de estoque (VERNES – São Paulo/SP).
Cada implante recebeu um transferente de moldagem cônico (Sin – Sistema Nacional
de Implante
®
São Paulo – SP) a fim de criar espaço ao material de moldagem
(MARCINACK et al., 1980) e, após a obtenção do molde, esse foi vazado com o
emprego do gesso pedra tipo III (HEROSTONE - Vigodent
®
- Rio de Janeiro/RJ).
Sobre o modelo obtido, foi confeccionada moldeira individual em acrílico incolor
termopolimerizável (JET CLÁSSICO – São Paulo-SP) contendo abertura em sua
superfície ântero-superior para permitir o acesso aos parafusos dos transferentes
quadrados.
Após a etapa descrita anteriormente, procedeu-se a moldagem de transferência
realizada sobre o modelo-mestre com auxílio de postes de impressão quadrados dos
respectivos pilares (Sin – Sistema Nacional de Implante
®
São Paulo – SP) a fim de
obtenção do modelo de trabalho. A técnica de transferência selecionada foi a de
arrasto, e os transferentes foram unidos com uso de uma broca de baixa rotação
recortada à distância estabelecida entre os transferentes e resina acrílica
autopolimerizável (PATTERN RESIN LS – GC America Inc. – ALSIP-IL - EUA) e
em seguida, individualizada e unida novamente fazendo uso da mesma resina acrílica
autopolimerizável a fim de minimizar a possível contração de polimerização da resina
(RASMUSSEN, 1987).
65
A moldeira foi perfurada em várias regiões para permitir o escoamento do
excesso de material de moldagem e empregou-se a silicone de adição de baixa
viscosidade (FLEXI TIME
®
- Heraeus Kulzer South America Ltda. – São Paulo-SP)
para obtenção do molde. Após essa etapa, foram relacionados os respectivos análogos
dos pilares aos transferentes e procedeu-se o vazamento do molde com gesso tipo IV
(HEROSTONE - Vigodent
®
- Rio de Janeiro/RJ) espatulado com o auxílio de
espatulador elétrico e a vácuo (VACUOMATIC – Dental Precisa – pertencente ao
Laboratório da FO/UFG).
4.2.3 Confecção das Amostras:
4.2.3.1 Confecção dos Padrões de Cera:
Após a obtenção do modelo de trabalho, iniciou-se a etapa da confecção das
amostras. Para cada liga foram confeccionados quatro padrões de cera a partir de
luvas plásticas calcináveis (Sin – Sistema Nacional de Implante
®
São Paulo – SP)
relacionadas a dois pilares pré-fabricados (Micro-Unit - (Sin – Sistema Nacional de
Implante
®
São Paulo - SP) dos implantes, totalizando 64 (sessenta e quatro) padrões.
O padrão de cera do grupo controle (Liga de Pd-Ag) foi obtido seguindo o mesmo
protocolo, porém, utilizou-se uma luva pré-fabricada de liga ouro (Sin – Sistema
Nacional de Implante
®
São Paulo – SP), e teve o mesmo número de padrões das
outras ligas. Foi empregada uma barra cilíndrica de cera de cor amarela (Cera
Babinete Ltda. – Maringá-PR) com 3mm de diâmetro, e esta foi recortada, adaptada e
unida entre os padrões com auxílio de cera liquefeita para incrustação (Aura Wax –
DentFax International Inc. EUA). Os padrões de cera representativo das barras das
overdentures foram padronizados, compreendendo em uma distância de 18 mm de
comprimento e distanciando da crista do rebordo a uma distância aproximada de 2
mm (BONACHELA, 2002) (FIG.4.2).
66
Figura 4.2. Modelo de trabalho c/ análogos dos implantes (A); Luvas calcináveis assentadas aos
análogos (B); Amostra c/pilar (C).
4.2.3. Obtenção das Estruturas Metálicas:
4.2.3.1. Inclusão para fundição das ligas de Ni-Cr, Co-Cr e Pd-Ag:
Cada padrão recebeu cinco canais de alimentação de 4mm de diâmetro e 3mm
de comprimento eqüidistantes entre si. Cada padrão foi unido a uma trave de cera em
forma de “U” de 4 mm de diâmetro e aproximadamente 50 mm de comprimento. A
partir desta trave dois canais, em formato de “V”, uniram-se à peça na base formadora
de cadinho do anel de inclusão. Para a inclusão das ligas, todos os conjuntos foram
unidos a anéis de silicone de formato cilíndrico de 65mm de diâmetro (Dentaurum,
Pforzhein-Alemanha – ref. 106-851-00). Na união dos canais de alimentação ao
padrão de cera, foi evitada a formação de ângulos vivos com o interesse de facilitar o
trajeto da liga liquefeita através do molde de revestimento durante a fase da fusão da
liga.
Os padrões foram pulverizados com agente redutor de tensão superficial para
se evitar a incorporação de bolhas (LUBROFILM - Dentaurum, Pforzhein-Alemanha
– ref. 112-050-00) e foram secados conforme recomendação do fabricante com
A B
C
67
aplicação de jatos de ar. Em cada anel de inclusão, teve apenas um padrão e em
seguida, foi unido à sua base cônica e preenchido com revestimento de presa rápida e
de alta fusão composto por fosfato monoamônico, óxido de magnésio, dióxido de
silício e dióxido de titânio (HEAT-SHOCK – Polidental Ind. e Com Ltda., São Paulo-
SP). O revestimento foi proporcionado de acordo com as instruções do fabricante
(ligas de Ni-Cr : 25ml de líquido para cada 100g de pó e para liga de Pd-Ag: 22,5 ml
de líquido + 2,5 ml de água para cada 100g de pó), Co-Cr e foi espatulado
manualmente por 30 segundos e em seguida mecanicamente a vácuo por 60 segundos
sobre pressão de 25 pol/hg em um espatulador elétrico (Polidental Ind. e Com Ltda.,
São Paulo-SP). Após a manipulação, a massa foi vazada e os anéis preenchidos sob
vibração com o auxílio de vibrador elétrico a uma freqüência de 3600 v/min (Knebel
Produtos Dentários Ltda. – Porto Alegre-RS) e deixada à temperatura ambiente até o
seu endurecimento, momento em que os anéis foram removidos.
4.2.3.2. Inclusão para fundição do Ti-c. p.
Os padrões que foram fundidos em titânio comercialmente puro receberam,
cada um, cinco canais de alimentação de 4mm de diâmetro e 3mm de comprimento
eqüidistantes entre si. Os canais de alimentação uniram-se a uma trave em forma de
“U” de 4mm de diâmetro e aproximadamente 50mm de comprimento. A partir desta
trave um único canal cilíndrico de 4mm de diâmetro uniu a peça na base formadora de
cadinho. Em seguida, anéis de inclusão metálicos de formato cilíndricos foram unidos
às bases. Em toda superfície dos padrões, foi evitado também a formação de ângulos
vivos para não dificultar o trajeto da liga liquefeita através do molde de revestimento.
Os padrões foram pulverizados com agente redutor de tensão superficial para se evitar
a incorporação de bolhas (LUBROFILM - Dentaurum, Pforzhein-Alemanha – ref.
68
112-050-00) e foram secados conforme recomendação do fabricante com aplicação de
jatos de ar.
Em cada anel de inclusão, houve apenas um padrão e em seguida, este foi
unido à sua base cônica. Para permitir a livre expansão do revestimento, foi
empregado uma cinta cerâmica para forramento interno, isenta de amianto, com
dimensões de 50mm de largura por 1mm de espessura (KERA-VLIES - Dentaurum,
Pforzhein-Alemanha – ref. 127-250-00) disposta sobre as superfícies internas dos
cilindros. Para evitar trincas no revestimento, foram utilizados anéis metálicos em aço
inoxidável n.º 3 (Dentaurum, Pforzhein-Alemanha – ref. 106-801-00). Os anéis de
fundição foram totalmente preenchidos com revestimento específico para fundição de
titânio (Rematitan
®
Plus - Dentaurum, Pforzhein-Alemanha – ref. 107-610-00). O
revestimento foi proporcionado de acordo com as instruções do fabricante (35ml de
líquido para 250g de pó) e a sua espatulação inicial foi realizado manualmente
durante 10 segundos e em seguida mecanicamente a vácuo sobre pressão de 25 Pol/hg
(Espatulador à vácuo – Polidental Ind. e Com Ltda., São Paulo-SP) por mais 60
segundos. Após a manipulação, a massa foi vazada e os anéis foram preenchidos sob
vibração com o auxílio de vibrador elétrico a uma freqüência de 3600 v/min (Knebel
Produtos Dentários Ltda. – Porto Alegre-RS) e permaneceu à temperatura ambiente
por 20 minutos até a presa final, antes de ser levado ao forno elétrico.
4.2.3.3. Procedimentos de fundição das ligas de Ni-Cr, Co-Cr e Pd-Ag:
Decorrido o tempo de presa do revestimento, o anel de silicone e a base
formadora de cadinho foram devidamente removidos. Os blocos endurecidos, com os
cadinhos voltados para baixo e utilizados na fusão das ligas de Ni-Cr (KROMALIT -
Knebel Produtos Dentários Ltda. – Porto Alegre-RS) e Pd-Ag (Pors On 4, Degudent
69
Ind. e Com. Ltda. – São Paulo) foram colocados em um forno elétrico semi-
automático (M2 BRAVAC – Indústria Eletroeletrônica Bravac. São Paulo-SP)
previamente programado, conforme Tabela 4.3.
TABELA 4.3
Programação dos ciclos de temperatura, potência e tempo de aquecimento
CICLO
TEMPERATURA
MÁXIMA
POTÊNCIA TEMPO DE
AQUECIMENTO
EM
TEMPERATURA
MÁXIMA
1 0°C - 300°C Mínima 60 minutos
2 301°C – 500°C Média 40 minutos
3
501°C – 950°C Máxima 60 minutos
A programação do forno elétrico para o aquecimento dos blocos de
revestimento na liga de Co-Cr, foi à mesma utilizada nas ligas anteriores, porém, de
acordo com a orientação do fabricante. Após o ciclo de aquecimento, as fundições das
ligas foram executadas por centrifugação convencional. O cadinho utilizado nestas
ligas foi de zircônia previamente aquecido e posicionado no braço da centrífuga.
Ambas as ligas (Ni-Cr, Co-Cr e Pd-Ag) foram fundidas por meio da chama redutora
produzida por maçarico de gás-oxigênio (EDG Equipamentos e Controle Ltda. São
Carlos-SP) e injetadas nos moldes pelo processo de centrifugação. Após as fundições,
os blocos foram imediatamente esfriados em água, por recomendação do fabricante.
4.2.3.4. Procedimentos de fundição do Ti - c.p.
Transcorrido o tempo de cristalização do revestimento utilizado para o Ti-c.p.,
o forno elétrico de aquecimento (EDG3P-S - EDG – Equipamentos e Controle Ltda.
70
São Carlos-SP) foi devidamente programado conforme Tabela 4.4 e os blocos
empregados na sua fundição, foram posicionados no forno de maneira idêntica à
posição dos blocos de revestimentos das ligas (Ni-Cr, Co-Cr e Pd-Ag).
TABELA 4.4
Programação dos ciclos de temperatura, velocidade e tempo de aquecimento.
CICLO
TEMPERATURA
MÁXIMA
VELOCIDADE
DE
AQUECIMENT
O
TEMPO DE
AQUECIMENTO
EM
TEMPERATURA
MÁXIMA
1 250°C 3°C/min 60 minutos
2 880°C 3°C/min 20 minutos
3
430°C 3°C/min 240 minutos
A fundição do titânio comercialmente puro foi realizada pelo método da cera
perdida em máquina específica de fundição a vácuo e equipada com arco voltaico
(Rematitan – Dentaurum, Pforzheim – Alemanha - pertencente ao Laboratório de
Prótese Dentária VAIAZZI – São Paulo-SP) (FIG.4.3). A máquina foi ajustada e
programada para atuar automaticamente a fundição de um lingote de 31 gramas do Ti-
c.p. (Dentaurum, Pforzhein-Alemanha – ref. 090-012-00). Após a fundição, o bloco
foi imediatamente esfriado em água, por recomendação do fabricante para evitar a
formação da camada de óxidos na superfície da estrutura metálica.
71
Figura 4.3. Máquina de fundição do Ti-c.p.(A); suas câmaras superior e inferior (B); lingote
posicionado no cadinho (C); fusão do lingote (D).
4.2.3.5. Desinclusão, acabamento e polimento
Na seqüência, o bloco foi fraturado manualmente e o conjunto metálico, foi
removido e obtido. As amostras foram desincluídas do revestimento com um
desinclusor pneumático (Silfradent – F. LLI Manfred – Itália) e foram jateadas com
microesferas de vidro em jateador elétrico (Multijet III - EDG – Equipamentos e
Controle Ltda. São Carlos-SP) regulado com pressão de 5,6 kg/cm
2
. Os condutos de
alimentação das peças foram seccionados com discos de carborundum (Dentorium –
38,1 X 0,63mm – Labordental - Ref: 211 – New York – EUA). Em seguida, foram
realizados procedimentos de acabamento utilizando brocas em baixa rotação (30.000
r.p.m.) tipo carbide, com ponta ativa em formato cilíndrico e corte cruzado, adaptadas
a motor de baixa rotação (MF-PERFECTA - W&H - AUSTRIA) para a eliminação de
excessos grosseiros localizados na superfície das amostras, e utilizou-se refrigeração
em água. Após o acabamento, todas as amostras foram polidas em toda sua extensão,
e utilizá-los inicialmente discos de borracha na seqüência de cores marrom e azul
A
B
C
D
72
respectivamente (Dentaurum J.P. Winkelstroeter KG – Pforzheim – Alemanha)
montados em mandril e adaptados a motor de baixa rotação e consumiu em média três
minutos para cada amostra. Após esta etapa, para as amostras de titânio, empregou-se
escova para polimento tipo Chunkin movimentada em torno elétrico de bancada
(Nevoni - São Paulo -SP) e impregnada com pasta para polimento de titânio (Tiger
Brillant - Dentaurum J.P. Winkelstroeter KG - Pforzheim - Alemanha).
4.2.4 Ensaio de imersão:
Após a etapa anterior, foram selecionados neste estudo barras de
overdentures de três diferentes ligas metálicas usualmente utilizadas em prótese sobre
implantes: Ni-Cr, Co-Cr, Pd-Ag, e Ti-c.p. e em seguida, esterilizadas em autoclave a
120
0
C por 30 minutos. Cada conjunto de barra de acordo com a composição da
referida liga, foram pesadas em balança analítica (KERM, model 410), e distribuídas
em tubos plásticos de 15mL, Falcon (Costar, Cambridge, MA, EUA). Após terem sido
pesadas foram feitas as médias das amostras para o cálculo da quantidade de saliva
para a imersão. A saliva artificial adicionada de acordo com a fórmula preconizada
pela Universidade de Indiana - USA que contém em sua composição: 0,40mg/L de
NaCl, 0,40mg/L de KCl, 0,80mg/L de CaCl
2
.H
2
O, 1,0mg/L CO(NH
2
)
2
(uréia) em
1000mL de água destilada e ajustada com pH 6,76, pelo pHâmetro (pHmeter model
pHS-3B pHtek –Japan) foram colocadas em vacutainers (B.D Vacutainer, Becton
Dickinson Ind. Cirúrgicas Ltda, Juiz de Fora – MG. Brasil) estéreis, contendo as
quantidades proporcionais de saliva artificial como veículo de extração para
receberem as amostras das diferentes ligas. Esta saliva artificial é uma modificação da
solução de Meyer cujo conteúdo de cloreto e atividade corrosiva foi demonstrada ser
semelhante à saliva natural (HWANG, SHIN, CHA, 2001) (Tabela 4.5).
73
TABELA 4.5
Composição química da solução de saliva artificial
SOLUÇÃO
COMPOSIÇÃO QUÍMICA
(para 1000 mL)*
Solução de saliva artificial
NaCl 0,40mg/L
CaCl
2
.H
2
O 0,80mg/L
KCl 0,40mg/L
CO(NH
2
)
2
(uréia) 1,0mg/L
água destilada 1000mL
pH 6,76(ajustado)
*Segundo HWANG et al., 2001.
A quantidade de saliva utilizada nos ensaios de imersão foi de acordo com a
Organização Internacional de Padronização (ISO 10993-15) cuja razão entre a área de
superfície do metal e volume da saliva deveria estar entre 0,5cm
2
/mL e 6cm
2
/mL.
Desta forma, de acordo com o peso de cada amostra foram acrescentadas as seguintes
quantidades de saliva artificial estéril: para as barras de Ni-Cr, com o peso médio de
1,17g foram acrescentados 5,85mL de saliva artificial; para as barras de Co-Cr com o
peso médio de 1,21g foram acrescentados 6,05mL de saliva artificial; para as barras
de Pd-Ag com o peso médio de 1,66g foram acrescentados 8,3mL de saliva artificial;
para as barras de Ti-c.p. com o peso médio de 0,729g, foram acrescentados 3,6mL de
saliva artificial.
As amostras foram adicionadas em vacutainers contendo as quantidades de
saliva, e divididas de acordo com os tipos de metais semelhantes, para cada período
de tempo (30 e 60 dias) a serem analisados. As amostras inicialmente foram
homogeneizadas e logo após, levadas a estufa a 37ºC permanecendo inertes pelo
período aleatório de 30 e 60 dias. Após cada período, as amostras foram retiradas da
saliva artificial, lavadas em água deionizada, secadas e armazenadas em tubos
vacutainers estéreis hermeticamente fechados a vácuo e vedadas com parafilme. Os
extratos, correspondentes a saliva contendo os produtos da corrosão das barras de
74
overdentures, foram estocados em alíquotas de 4mL a 6mL, em tubos Falcon de 15
mL (Costar) a 4ºC até o momento das análises.
Todos os experimentos foram realizados em uma capela de fluxo laminar do
Laboratório de imunologia do IPTESP, onde pela radiação ultravioleta, foi obtido um
campo de trabalho asséptico, evitando assim a contaminação no ambiente
experimental (FIG.4.4).
Figura 4. 4 – Capela de Fluxo Laminar
4.2.5 Análise da caracterização das superfícies das barras de overdentures sob
microscopia eletrônica de varredura (m.e.v.)
A metalografia é um ramo da metalurgia física, que estuda a constituição,
estrutura, textura dos metais, das ligas e os produtos metálicos, e seu relacionamento
com as propriedades mecânicas, físicas e químicas em processos de fabricação.
Com o objetivo de analisar qualitativamente as características estruturais das
superfícies das barras de overdentures, em relação à presença de possíveis áreas de
corrosão, foram escolhidas amostras ao acaso entre os grupos das diferentes ligas, e
levadas ao aparelho metalizador Desk II (model Denton Vacuum, Jeol- Japan)
75
(FIG.4.5) montados em suportes metálicos específicos (stubs) onde receberam uma
pulverização de aproximadamente 30nm de espessura em toda a superfície das
amostras por micro partículas de ouro, por um tempo de 120 segundos.
Figura 4.5 - Aparelho metalizador Desk II
A seguir estas amostras foram levadas para análise de fotomicroscopia em sua
superfície. Foram examinadas sob Microscopia Eletrônica de Varredura (M.E.V.)
onde foi utilizado o microscópio da marca JEOL, (model JSM-5410 Electron Probe
Microanalyser-Japan) (FIG.4.6) do Laboratório de Microscopia Eletrônica de
Varredura da UNESP do Campus de Jaboticabal, antes e após cada período de
imersão das barras de overdentures em saliva artificial (30-60 dias).
As imagens da caracterização das superfícies foram descritas baseadas na
análise visual da presença de irregularidades nas superfícies das barras de
overdentures. Os espécimes foram analisados, em duas ampliações de 15X e 500X
(ângstrons) na superfície da barra que se encontra voltada para a mucosa oral.
76
Figura 4.6 - Microscópio Eletrônico de Varredura
As análises qualitativas foram realizadas considerando o tipo de liga metálica
e o tempo de imersão das amostras, visualizando as características das superfícies
como possíveis causas que estimulariam a ação corrosiva nas barras de overdentures.
As imagens foram descritas baseadas na análise visual da presença de irregularidades
nas superfícies das barras de overdentures e as amostras foram escolhidas
aleatoriamente segundo o tempo de imersão dentro dos grupos das diferentes ligas.
4.2.6 Análise da quantificação dos extratos da corrosão das barras de overdentures
na saliva artificial pela espectrofotometria de absorção atômica
Para analisar e quantificar os íons das diferentes liga de metais de Ti, Ni-Cr,
Co-Cr, Pd-Ag, após os períodos de imersão em saliva artificial, foi realizada a análise
pela espectrofotometria de absorção atômica (E.A.A.) (ISO-10993-2000).
O espectrofotômetro é um aparelho com luz monocromática que através de
uma solução mede a quantidade de luz absorvida por essa solução por comprimento
77
de onda. Por um prisma óptico, o aparelho separa a luz em feixes em diferentes
comprimentos de onda, permitindo-nos saber a quantidade de luz absorvida. A
medida é dada em nanômetro. A absorbância da luz a cada comprimento de onde é
diretamente proporcional à concentração da solução contida no curvette. Esta análise
baseia-se na absorção ou emissão de radiação eletromagnética das muitas moléculas
quando os elétrons se movimentam em níveis energéticos. A absorção ocorre da
radiação nos comprimentos de onda entre os raios ultravioletas e o infravermelho.
Uma massa de aproximadamente 4,5g de amostra foi digerida em meio ácido
nítrico-clorídrico sob forte aquecimento. Em seguida, o extrato foi reconstituído em
água deionizada a uma massa de 10g, no extrato obtido foram quantificados os metais
Cr, Ni, Co, Ag pela técnica de espectrofotometria de absorção atômica por forno
grafite. Foi utilizado um equipamento da marca Perkin Elmer, modelo A Analist 700
cuja descrição esta de acordo com o APHA-AWWA-WPCF Standard Methods For
the Examination of Water and Wastewater, 20th edition, Washington (1998)
realizados no Laboratório de Recursos Híbridos da Universidade de Ribeirão Preto
(USP). Os limites de detecção dos métodos foram de: 0,01mg/kg para a prata,
0,01mg/kg para o níquel, 0,002mg/kg para o cromo e de 0,01mg/kg para o cobalto. O
titânio e paládio foram quantificados pela espectrofotometria de emissão em chama de
ar acetileno e o limite de detecção do método foi de 10mg/kg. (FIG.4.7).
78
Figura 4.7- Espectrofotômetro de absorção atômica
4.2.7 Análise estatística da quantificação dos íons
A análise de variância Oneway-ANOVA (Analysis of Variance) foi à
estatística utilizada para a comparação de grupos cujos dados amostrais tiveram os
pré-requisitos de distribuição normal dentro dos grupos homogeneidade das
variâncias e independência das amostras. Foi utilizado um Software SPSS-Tests 13.0
onde foi realizado o teste estatístico F, devido à variabilidade das amostras serem ao
acaso. Os resultados das comparações múltiplas foram confirmados pelos testes de
Tukey HSD, Scheffe, LSD, Bonferroni. As diferenças foram consideradas
significantes quando nível de significância alfa de 5% (p<0,05), para um intervalo de
confiança de 95%.
4.2.8 Avaliação da citotoxicidade dos extratos in vitro
4.2.8.1. Cultura de Células L929:
79
As células L929 (fibroblasto murino) foram mantidas em cultura em frascos
de 75cm
2
(Costar), em meio de cultura completo, constituído de RPMI 1640
tamponado com Hepes 10mm e suplementado com 10% de soro fetal bovino SFB
(Gibco BRL, Grand Island,
NY, USA), L-Glutamina 2mm, bicarbonato de sodio11mM, 100U/mL de penicilina e
100µg/mL de estreptomocina (Sigma Chemical Co., Saint. Louis, MO, USA).
Para os ensaios, após a formação da camada confluente de células L929, o
meio foi removido, e as células foram lavadas com 1mL de meio de cultura
incompleto (RPMI 1640, sem SBF). Em seguida, as células foram tratadas com
solução de tripsina 0,25% (Sigma) até o desprendimento do frasco de cultura. Após
serem tripsinizadas, as células foram transferidas para um tubo plástico de 50mL
(Costar) contendo 10mL de meio de cultura completo, e foram centrifugadas a 2000
rpm, por um tempo de 10 min.a 15
0
C de temperatura. A seguir as células eram
ressuspendidas em 1mL de meio completo e ajustadas para a concentração de 3,5 x
10
5
células/mL, após a quantificação em hemocitómetro. A viabilidade celular foi
determinada por exclusão do corante vital azul de tripan em 0,1% de solução salina
tamponada com fosfato. Para a manutenção das culturas, as células (1 x 10
5
células/mL) eram novamente colocadas em meio completo para a formação de
monocamada e repetição dos procedimentos.
4.2.8.2. Controle positivo e negativo para os testes de citotoxicidade:
- Controle negativo: É o material que, de acordo com as normas da ISO 10993-5,
não induz citotoxicidade. No presente trabalho, a saliva artificial foi utilizada como
controle negativo, pois uma vez testada sobre a cultura das células, ela não se mostrou
80
citotóxica e por isto foi escolhida e utilizada para a imersão de barras para a obtenção
dos extratos da corrosão.
- Controle positivo: É o material que, de acordo com as normas da ISO 10993-5,
induz citotoxicidade. Neste trabalho foi utilizado como controle positivo o fator de
necrose tumoral (TNF, tumor necrosis factor, Sigma) que é uma citocina capaz de
destruir as células L929 após cerca de 20horas de cultura.
4.2.8.3. Ensaio de Citotoxicidade:
As placas para cultura de células foram mapeadas, datadas e identificadas e
adicionadas cem micro litros de suspensão de células L929 foram plaqueadas em cada
um dos 96 poços da placa de fundo chato (Costar) e incubado por 24 horas em estufa
umidificada contendo 5% de CO
2
a 37
0
C, para obtenção da monocamada de células
(FIG.4.8). Em seguida, foram adicionados 20µL (20%) dos extratos da corrosão dos
conjuntos de barras de overdentures, bem como 20µL (20%) da saliva artificial,
utilizada como controle negativo. Cem micro litros de solução de TNF (Sigma) foram
colocados em poços contendo 100µL de células e a seguir feita uma diluição seriada
de ½ até 1/1024. Após a diluição foi acrescentado em cada (3) poços 2µg/mL de
actinomicina B (Sigma), para aumentar a sensibilidade das células tumorais. O TNF
diluído causou ± 50% de morte celular na concentração de aproximadamente
300pg/mL. Todos os extratos foram testados em triplicata e as placas foram
incubadas em estufa umidificada contendo 5% de CO
2,
a 37
0
C, por 48 horas. A
citotoxicidade foi revelada pelos Ensaios Colorimétricos do Cristal Violeta e do MTT
(3{4,5-dimetiltiazol-2il}-2,5-difenil brometo de tetrazólio), conforme descrito abaixo.
81
Figura 4.8 – Mapeamento na Placa de Cultura de Células L929
4.2.8.4 Revelação através do Ensaio Colorimétrico do Cristal Violeta:
O Ensaio Colorimétrico do Cristal Violeta utilizado para todos os testes de
citotoxicidade que determina a viabilidade celular a partir da leitura das densidades
ópticas (D.Os) das células. Após o período de incubação (48 horas) com os extratos
da corrosão das barras de overdentures, foram adicionados 10µL de cristal violeta
0,5% em ácido acético a 30%, em todos os poços de células L929. Esta solução fixa
as células vivas no fundo da placa. Após 10 min. as placas foram lavadas em água
corrente de baixa pressão, sendo retiradas as células mortas e após a secagem
completa das placas em estufa bacteriológica a 37
0
C, foram adicionadas 100µL de
metanol absoluto (Synth – Diadema, SP, Brasil) para dissolver as células coradas. A
solução corada corresponde ao total de células viáveis que ficaram retidas nas placas,
foi submetida à leitura em espectrofotômetro de microplacas (Original Multiskan,
Model 352, Thermo Labsystems, China, com filtro de 620nm), para a obtenção da
D.O. Para descontar qualquer coloração de fundo (leitura do branco) foi lida uma
coluna de poços sem células. Os resultados foram expressos em D.O.s. Para
comparação com os tratamentos foi utilizado um controle de células cultivadas apenas
em meio de cultura completo, cuja D.O. corresponde a 100% de viabilidade celular.
4.2.8.5 Revelação através do Ensaio Colorimétrico do MTT:
82
O Ensaio Colorimétrico do MTT (3-{4,5-dimetiltiazol-2il}-2,5-difenil
brometo de tetrazolio), utilizado para a revelação do teste de citotoxicidade, determina
alterações no metabolismo celular sem necessariamente ter havido inibição do
crescimento das células e/ou morte celular. É um teste mais sensível, que avalia o
metabolismo energético mitocondrial. Para o ensaio do MTT, após os períodos de
incubação foram adicionados 10µL de solução de MTT (5mg/mLde PBS) em todos os
poços de células. Após 3 horas de incubação em estufa umidificada contendo 5% de
CO
2
a 37
0
C, o sal MTT foi convertido com cristal formazan, assim, 100µL de solução
de dodecil sulfato de sódio (SDS) 10% em ácido clorídrico (HCL) 0,01N foram
adicionados em todos os poços para dissolver os cristais e as células, e, em seguida a
placa voltou para a incubação por 24horas a 35ºC, para posterior leitura da D.O. A
D.O. dos testes foi mensurada em espectrofotômetro um leitor de microplacas
(Thermo Labsystems) com filtro de 550nm, (FIG.4.9) tendo como leitura branca uma
coluna de poços sem células, contendo meio de cultura (100µL). Os resultados foram
expressos em D.O. para comparação apenas em meio de cultura completo, cuja D.O
corresponde a 100% de atividade metabólica (MOKERS et al., 2002).
Figura 4.9 - Espectrofotômetro leitor de micro placa
83
4.2.8.6 Análise Estatística da Citotoxicidade:
A análise de variância Oneway-ANOVA (Analysis of Variance) foi à
utilizada para a comparação de grupos cujos dados amostrais tiveram os pré-
requisitos: a distribuição normal, homogeneidade das variâncias e independência das
amostras. A análise de variância foi interpretada com nível de significância de α =
0,05, para um intervalo de confiança de 95%. Foi utilizado um Software Graph Pad
Prism-Version 4.0 onde foi realizado o teste estatístico t de Student. Os resultados das
comparações múltiplas pelo teste Bonferroni, teve os resultados expressos com a
média e o erro padrão da média (EPM).
84
85
Resultados
5. RESULTADOS:
5.1.Caracterização das superfícies das barras-M.E.V.
Os resultados das fotomicroscopias antes e após o período de imersão em
saliva artificial por 30 e 60 dias, nas superfícies das ligas de Co-Cr apresentaram áreas
irregulares no aumento de 15 ângstrons, e com formas de sulcos e escavações,
sugestivos de corrosão alveolar, quando no aumento de 500 ângstrons (FIG. 5.7 e
5.8).
As superfícies experimentadas das barras de overdentures, em ligas de Ni-Cr,
antes e depois de imersas em saliva artificial, apresentaram aspectos de rugosidades e
manchas superficiais semelhantes a ilhotas, quando no tempo de imersão de 60 dias.
Nesta análise de varredura, houve uma prevalência de pontilhados negros dispersos
por toda a área da superfície, sugestivo de corrosão alveolar, quando vistos no
aumento de 500 ângstrons (FIG. 5.9 e 5.10).
86
A B
C
Figura 5.7-Fotomicroscopia por Microscopia Eletrônica de Varredura (M.E.V.) da barra de overdenture
em liga de Co-Cr; (A) antes do período de imersão em saliva artificial, (B) após 30 dias de imersão em
saliva artificial, (C) após 60 dias da imersão em saliva artificial, aspectos de rugosidades e irregularidades
na superfícies, vista no aumento de 15 ângstrons.
A
B
C
Figura 5.8- Fotomicroscopia por Microscopia Eletrônica de Varredura (M.E.V.) da barra de overdenture em liga de
Co-Cr; (A) antes do período de imersão em saliva artificial, (B) após 30 dias de imersão em saliva artificial, (C) após
60 dias da imersão em saliva artificial, aspectos pontilhados negros na superfície, sugestivos de corrosão alveolares,
vista no aumento de 500 ângstrons.
87
A B
C
Figura 5.9-Fotomicroscopia por Microscopia Eletrônica de Varredura (M.E.V.) da barra de overdenture em liga de
Ni-Cr; (A) antes do período de imersão em saliva artificial, (B) após 30 dias de imersão em saliva artificial, (C) após
60 dias da imersão em saliva artificial, aspectos de rugosidades e irregularidades na superfícies, vista num aumento
de 15 ângstrons.
A B
C
Figura 5.10-Fotomicroscopia por Microscopia Eletrônica de Varredura (M.E.V.) da barra de overdenture em liga de
Ni-Cr; (A) antes do período de imersão em saliva artificial, (B) após 30 dias de imersão em saliva artificial, (C) após 60
dias da imersão em saliva artificial, aspectos pontilhados negros na superfície, sugestivos de corrosão por pitting e
alveolares, vista num aumento de 500 ângstrons.
Aspectos de rugosidades foram observados em toda a extensão das
superfícies das ligas de Pd-Ag quando num aumento de 15 ângstrons. Antes e após o
período de imersão em saliva artificial, foram reveladas áreas sugestivas de corrosão
por frestas e fendas talvez pela ação da prata na composição da liga (FIG. 5.11 e 5.12)
88
A análise microscópica da liga de Ti-c.p. antes e depois da imersão em saliva
artificial revelou áreas de superfícies rugosas e porosas. Em áreas descontínuas da
superfície, foram visualizados discretos pitting sugestivas de ação corrosiva, sendo
mais acentuados em áreas sobrepostas por artefatos (FIG. 5.13 e 5.14).
A B
C
Figura 5.11-Fotomicroscopia por Microscopia Eletrônica de Varredura (M.E.V.) da barra de overdenture em liga de
Ag-Pd; (A) antes do período de imersão em saliva artificial, (B) após 30 dias de imersão em saliva artificial, (C) após
60 dias da imersão em saliva artificial, aspectos de rugosidades e irregularidades na superfície, vista num aumento de
15 ângstrons.
A B
C
Figura 5.12-Fotomicroscopia por Microscopia Eletrônica de Varredura (M.E.V.) da barra de overdenture em liga de
Ag-Pd; (A) antes do período de imersão em saliva artificial, (B) após 30 dias de imersão em saliva artificial, (C)
89
após 60 dias da imersão em saliva artificial, aspectos pontilhados negros na superfície, sugestivos de corrosão por
pitting, fresta e fendas, vista num aumento de 500 ângstrons.
A B
C
Figura 5.13-Fotomicroscopia por Microscopia Eletrônica de Varredura (M.E.V.) da barra de overdenture em liga de
Tic.p; (A) antes do período de imersão em saliva artificial, (B) após 30 dias de imersão em saliva artificial, (C) após 60
dias da imersão em saliva artificial, aspectos de rugosidades e porosidades na superfície, vista no aumento de 15
ângstrons.
A B C
Figura 5.14- Fotomicroscopia por Microscopia Eletrônica de Varredura (M.E.V.) da barra de overdenture em liga de
Tic.p; (A) antes do período de imersão em saliva artificial, (B) após 30 dias de imersão em saliva artificial, (C) após 60
dias da imersão em saliva artificial, evidências de rugosidades e ranhuras, discretas áreas de pontilhados escuros,
sugestivos de corrosão por pitting, vista no maior aumento de 500 ângstrons.
Todas as amostras analisadas em microscopia de varredura, nas diferentes
ligas metálicas nos períodos de análises, apresentaram rugosidades, porosidades e
90
artefatos na superfície, possivelmente causados na manufatura dos espécimes ou pelo
polimento convencional. Na caracterização das superfícies das diferentes ligas
metálicas, após os períodos de imersão (30-60 dias) em saliva artificial, os aspectos
sugestivos de corrosão foram constantes nas análises das superfícies examinadas.
5.2 Quantificação dos íons liberados das barras de overdentures pela E.A.A.
A análise química dos íons liberados das barras de overdentures foi analisada
e quantificada pela espectrofotometria de absorção atômica, e tiveram liberações
segundo Tabela 5.6 para o tempo de 30 dias de imersão, e Tabela 5.7 para o tempo de
60 dias de imersão em saliva artificial. A saliva artificial foi utilizada como solução
controle (blank) devido apresentar as concentrações dos íons liberados dos diversos
metais inferiores ao limiar de sensibilidade do método.
O titânio e o paládio foram quantificados pela espectrofotometria de emissão
atômica em chama de gás acetileno e o limite de detecção do método foi de 10 mg/kg.
Os resultados destes metais foram muito abaixo do limite de detecção do método
analítico, não sendo possível quantificá-los.
91
Tabela 5.6
Resultados: E.A.A. – liberação dos íons com 30 dias de imersão
AMOSTRA Imersão
30dias
Imersão
30dias
Imersão
30dias
Imersão
30dias
Imersão
30dias
Imersão
30dias
Extrato I Ni 0,068 Cr <0,026 Co 0,337 Ag 0,047 Pd <10,0 Tic.p <10,0
Extrato II Ni 0,156 Cr 0,097 Co 0,529 Ag 0,071 Pd <10,0 Tic.p <10,0
Extrato III Ni 0,084 Cr <0,051 Co 0,427 Ag 0,066 Pd<10,0 Tic.p <10,0
Observa-se que as médias de liberação dos íons na imersão com 30 dias foram crescentes nos
metais Co, seguido do Ni e da Ag. A quantificação foi dada em ppm.
Tabela 5.7
Resultados: E.A.A. – liberação dos íons com 60 dias de imersão
AMOSTRA imersão
60 dias
Imersão
60 dias
Imersão
60 dias
Imersão
60 dias
Imersão
60 dias
Imersão
60 dias
Extrato I Ni 0,093 Cr<0,004 Co 0,459 Ag 0,071 Pd<10,0 Tic.p <10,0
Extrato II Ni 0,083 Cr<0,004 Co 0,379 Ag 0,016 Pd<10,0 Tic.p <10,0
Extrato III Ni 0,170 Cr<0,004 Co 0,516 Ag 0,061 Pd<10,0 Tic.p <10,0
Observa-se que as médias de liberação dos íons na imersão com 60 dias foram crescentes nos
metais Co, seguido do Ni e da Ag. A quantificação foi dada em ppm.
5.3 Análise estatística da quantificação dos íons
Neste trabalho fizemos uma análise de variância em que se conclua se existe
ou não diferenças significativas entre as médias dos diversos tratamentos em análise.
A análise de variância foi interpretada para um nível de significância de α = 0,05,
para um intervalo de confiança de 95% (Tabelas 5.8 e 5.9). Foi utilizado um Software
SPSS-13.0 Tests onde foi realizado o teste estatístico F, devido à variabilidade das
amostras serem ao acaso. Os resultados das comparações múltiplas foram
confirmados pelos testes de Tukey HSD (Honnestly Significant Difference), Scheffe,
LSD (Least Significant Difference) e Bonferroni. Fizemos um teste suplementar para
identificar quais as médias que são estatisticamente diferentes (Vide Apêndice-9 -
Tabelas 9.3 a 9.4). Para o cálculo estatístico da liberação de íons, foi considerada
92
como unidade experimental à média de três valores originais das liberações de cada
liga metálica para cada tempo de imersão 30-60 dias (Gráficos 5.1 e 5.2).
TABELA 5.8
ANOVA-30 dias de imersão
Sumo f
Squares
Df Means
Square
F Sig
Between Groups ,314 3 ,105 34,464 ,000
Within Groups ,024 8 ,003
Total
,338 11
Observando a tabela de análise de variância, apresentando a variabilidade parcionada entre os
metais (between groups) e residual (within groups). Como F=34,464 > f (0,5;3;8)=4,07,ou o p-valor
(Sig)=0,000 e < alfa=0,05, conclui-se que existem diferenças significativas entre os resultados
médios das corrosões entre os quatro grupos de metais, com nível de significância de 5%. Contudo
este resultado não nos permite concluir quais os metais que conduzem os resultados médios
significativamente diferentes dos outros. Para isto, vamos utilizar o teste de comparações de médias
(4-Post-Hoc Test).
TABELA 5.9
ANOVA-60 dias de imersão
Soma
dos
quadrados
Df Means
Square
F Sig
Between Groups ,372 3 ,124 63,076 ,000
Within Groups ,016 8 ,002
93
Total
,388 11
A tabela acima é exatamente a análise de variância, apresentando a variabilidade parcionada entre os
metais (between groups) e residual (within groups). Como F=63,076> F(05; 3; 8) = 4,07 ou p-valor
(Sig)= 0,000 e < alfa=0,05, conclui-se que existem diferenças significativas entre os resultados
médios das corrosões entre os quatro grupos de metais, com nível de significância de 5%. Contudo
este resultado não nos permite concluir quais os metais que conduzem os resultados médios
significativamente diferentes dos outros. Para isto, vamos utilizar o teste de comparações de médias
(4-Post-Hoc Test).
Gráfico Estatístico da quantificação dos íons liberados 30 dias
GRÁFICO 5.1
Em todos os testes de comparações
múltiplas (Tuckey HSD, Scheffe, LSD e
Bonferroni) identificaram que a variável
Cobalto é a única que apresenta uma
média que difere significativamente das
demais nos períodos de imersão de 30
dias.
Gráfico Estatístico da quantificação dos íons liberados 60 dias
GRÁFICO 5.2
A
gCoCrNi
amostra
0,400
0,300
0,200
0,100
s
94
Em todos os testes de comparações múltiplas
(Tuckey HSD, Scheffe, LSD e Bonferroni)
identificaram que a variável Cobalto é a única
que apresenta uma média que difere
significativamente das demais nos períodos de
60 dias de imersão.
5.4 Citotoxicidade
Para determinar a citotoxicidade dos produtos da corrosão das barras de
overdentures nas diferentes ligas metálicas de Ni-Cr, Co-Cr, Pd-Ag, Ti-c.p., foi
utilizado o Ensaio Colorimétrico do Cristal de Violeta e Ensaio Colorimétrico do
MTT, sobre as células L929 nos tempos de 30 e 60 dias de imersão em saliva
artificial. A análise de quantificação das células vivas retidas em placas de cultura foi
obtida pelo leitor de micro placas ELISA, que determinou a densidade óptica (D.O.).
Quando 20µL dos extratos das barras de overdentures das ligas de Ni-Cr, Pd-
Ag, Ti-c.p., imersas em saliva artificial no período de 30 dias foram adicionadas a
cultura de células não foram observadas alterações na morfologia das células na
monocamada, nem morte celular nestas ligas experimentadas o que foi comprovado
pelo Ensaio de Cristal Violeta, após 48 horas. Também foi realizado o Ensaio de
MTT, que é uma técnica mais sensível e de maior precisão na avaliação da
citotoxicidade dos produtos da corrosão dos íons liberados das barras metálicas de
AgCoCrNi
amostras
0,500
0,400
0,300
0,200
0,100
0,000
95
overdentures. Quando os extratos da corrosão da liga de Ni-Cr com 60 dias de
imersão sobre as células L929 foram observados grânulos dispersos no citoplasma;
nos extratos de Pd-Ag surgiram espaçamentos intercelulares; já com os extratos de
Co-Cr causaram o desaparecimento da confluência da monocamada, surgiram células
crenadas e grânulos no citoplasma, compatível com estresse oxidativo celular; com
adição do extrato do Ti-c.p. conservou-se a refringência das células (FIG. 5.15 A, B,
C, D, E, F).
Aspectos Morfológicos das Células L929
A
B
a) Aspectos morfológicos das células L929 sem
adição dos extratos da corrosão observar a
refringência e confluência da monocamada, aumento
de 100x.
b) Aspectos morfológicos das células
L929 com a adição dos extratos de
corrosão do Ti onde não houve
96
5.5 Análise estatística da citotoxicidade:
A análise de variância Oneway-ANOVA (Analysis of Variance) foi utilizada
para a comparação de grupos cujos dados amostrais tiveram como pré-requisitos: a
distribuição normal, homogeneidade nas variâncias e independência nas amostras. A
análise de variância foi interpretada com nível de significância de α = 0,05 para um
intervalo de confiança de 95% (Tabela 5.10). Foi utilizado um Software Graph Pad
Prism-Version 4.00 onde para identificar quais as amostras que causaram alterações
nas células foi realizado o teste estatístico F, devido à variabilidade das amostras
C
D
E
F
c) a adição dos extratos da corrosão da
liga de Pd-Ag foi observado
espaçamento intercelular e alguns
âl itl td
d) discretas alterações surgem com a
adição dos extratos de corrosão das
ligas de Ni
-
Cr com 60 dias,
e) alterações nas células L929, discretas
áreas com grânulos no citoplasma,
quando na adição dos extratos da
ãd li dC
C d 30 di
f) aspectos de alterações morfológicas
nas células L929 com os extratos da
corrosão das ligas de Co-Cr com 60
dias de imersão, nota-se células
crenadas desfeita a confluência da
97
serem ao acaso. Os resultados das comparações múltiplas confirmaram que houve
diferenças significantes entre as ligas estudadas. O teste de Bonferroni concluiu que a
liga de Co-Cr foi a média de maior significância representada pelos gráficos,
(Gráficos 5.3 e 5.4) (Vide Apêndice-9 - Tabelas 9.7 e 9.8) (Vide Apêndice-9 - Tabelas
9.5, 9.6), e mostraram resultados expressos com a média e o erro padrão da média
(EPM).
TABELA 5.10
ANOVA/Resultados do ensaio de MTT – 60 dias
Sum
of
Squa
res
Df Mean
Squaare
F Sig
Between Groups ,575 6 ,0959 5,890 ,0000
Within Groups ,455 28 ,0162
Total
1,031 34
Observando a tabela de análise de variância, apresentando a variabilidade parcionada entre os
metais (between groups) e residual (within groups). Como o p-valor (Sig)=0,000 e < alfa=,05,
conclui-se que existem diferenças significativas entre os resultados médios dos extratos das
corrosões entre os quatro grupos de metais, com nível de significância de 5%. Contudo este
resultado não nos permite concluir quais os metais que conduzem os resultados médios
significativamente diferentes dos outros. Portanto, utilizou-se o teste de comparações múltiplas de
Bonferroni.
GRÁFICO 5.3
Gráfico Estatístico da citotoxicidade
98
Ti.c.p. Ni-Cr Co-Cr Ag-Pd
0.00
0.25
0.50
0.75
1.00
1.25
Ti.c.p.
Ni-Cr
Co-Cr
Ag-Pd
D.O nM
No teste de comparações múltiplas Bonferroni, identificou a
variável Cobalto, a única que apresenta uma média que difere
significativamente das demais a um nível de significância de
5%, os demais não apresentam diferenças entre si.
GRÁFICO 5.4
Gráfico Estatístico da citotoxicidade
T
i.c.p.Ni-Cr Co-Cr
A
g-Pd
c
élula
s
TNF saliva
0.00
0.25
0.50
0.75
1.00
1.25
Ti.c.p.
Ni-Cr
Co-Cr
Ag-Pd
D.O nM
No teste de comparações múltiplas Bonferroni,
identificou a variável Cobalto, a única que apresenta
uma média que difere significativamente das demais a
um nível de significância de 5%, os demais não
apresentam diferenças entre si.
99
Discussão
100
6. DISCUSSÃO:
Nesse experimento, as barras de overdentures foram imersas em saliva artificial,
mantendo um pH de 6,76 a 37
0
C em estufa em total inércia até os períodos de 30-60
dias. Apesar da similaridade com a saliva natural, as condições estáticas in vitro não
condizem com a dinâmica da cavidade oral. Se tais estruturas metálicas estivessem
em presença de bactérias, variações de pH e temperatura, ação dos alimentos, drogas,
agentes profiláticos e fluidos tissulares, nossos resultados com certeza seriam
estatisticamente mais significantes inclusive envolvendo outras ligas além do Co-Cr.
Estas influências do meio são modificadores de atividade eletroquímica, assim como
os efeitos biológicos resultantes da lixiviação dos íons metálicos e das alterações
constantes devido aos carregamentos cíclicos, a fadiga e a concentrações de tensões,
tornando-as propensas aos ataques corrosivos (LEMON & LUCAS 1992, GENTIL
1996, WATAHA 1998, ZAVANELLI et al 2000, HWANG, YEN, KAO 2001,
GREEN et al 2002, HUANG et al., 2003, PASCHOAL et al 2003, RECLARU et al
2003, SCARANO et al 20003, SERHAN et al 2004, BEZZON et al 2004,
GOLDBERG & GILBERT 2004, GUILHERME et al 2005).
Apesar do processo de fundição ser um procedimento tecnologicamente
avançado, ainda apresenta falhas que redundam em fendas e irregularidades, que
associadas aos protocolos de polimento na finalização do trabalho laboratorial,
favorecem a ações corrosivas, quando em meio eletrolítico. A análise pela M.E.V.
permitiu avaliar as alterações da superfície externa das ligas metálicas e desta forma
caracterizaram as imperfeições que favoreceram o processo da corrosão. Os
resultados no sincronismo de varredura, mostraram que as ligas por todas as análises
antes da imersão apresentaram porosidades e artefatos na superfície, possivelmente
101
causados na manufatura dos espécimes ou pelo polimento convencional. Na
caracterização das diferentes ligas metálicas, após os períodos de imersão (30-60 dias)
em saliva artificial, os aspectos sugestivos de corrosão foram constantes as
irregularidades, rugosidades, artefatos aderidos nas áreas das superfícies examinadas e
corroboram os resultados obtidos por LEMON & LUCAS 1992, GENTIL 1996,
HUANG et al., 2003, POPA et al 2004, SERHAN et al., 2004, CHOUBEY, BASU,
BASUBRAMANIAN 2005, HIYASAT & DARMANI 2005, HUANG et al 2005,
GUILHERME et al., 2005, MAHAMOUD et al 2005, RAMAN et al 2005.
A liga que melhor se destacou sob a microscopia eletrônica de varredura foi o
Ti-c.p. Este por ser um metal muito reativo em meio eletrolítico, têm uma instantânea
capacidade de passivação, formando rapidamente a camada de óxido que protege a
liga de reações químicas posteriores, apresentando, portanto, melhor caracterização
em superfície e maior resistência à corrosão do que os demais metais (GENTIL 1996;
LEMON & LUCAS 1992;WATAHA1998, ZAVANELLI et al 2000; PASCHOAL et
al 2003; RECLARU et al 2003; SCARANO et al 2003; TAHER & JALAB 2003;
GOLBERT & GILBERT 2004; POPA et al 2004; SERHAN et al 2004; CHOUBEY,
BASU, BASUBRAMANIAN 2005; MAHOUMOD et al 2005; RAMAN et al 2005).
Em defesa de nossos resultados, POPA et al 2004, comparou ligas de titânio e Tic.p.
em solução de Ringer e variações de pH, concluindo que ligas terciárias de Ti exibiam
melhor resistência à corrosão e apresentavam uma compacta camada de óxido com
aplicabilidade clínica. Apesar das propriedades do Pd, quando associado a Ag
apresentou áreas sugestivas de corrosão por fresta, diferindo dos resultados
apresentados por SUM et al (2002), quando comparou vários tipos de ligas de paládio
como Pd-Cu-Ga, Pd-Ga e Au-Pd justificando os melhores resultados por ele obtidos,
102
devido os componentes das ligas por ele estudadas. GUILHERME et al (2005),
compararam as ligas de Ti-c.p e Ti-6Al-4V correlacionando os polimentos com a
rugosidade e a corrosão por fadiga, onde obteve resultados em que superfícies
irregulares predispõem à corrosão e corroboram aos resultados obtidos nesse
experimento.
Dados deste ensaio, analisados pela E.A.A. mostraram resultados cuja
liberação de íons metálicos foi inicialmente crescente como o Co e Ni quando em
imersão de 30-60 dias.
As médias obtidas do Ni foram crescentes de 0,102mg/ L no início da imersão
aumentando após 60 dias de imersão para 0,115mg/ L. O Co foi o que maior resultado
significante teve (0,431mg/ L) aumentando (0,451 mg/ L) quando no maior tempo de
imersão diferindo significantemente dos demais metais. A maior concentração nas
médias obtidas quanto à liberação foi de íons Co e Ni coincidindo com as conclusões
de AGAOGLU et al, 2001; HUANG et al, 2003. Também HALLAB, et al em 2004,
mostraram resultados em junções modulares em próteses ortopédicas para quadril,
onde o Co liberou 11 vezes mais íons do que quando comparados ao aumento do
ZrO
2,
justificado pela corrosão por fresta.
Analisando os elementos Pd e Ti-c.p. pelo método analítico utilizado, os
índices foram muito abaixo dos limites de detecção do método, não sendo possível
registrar quantitativamente corroborando aos resultados obtidos por KUPHASUK, et
al, 2001. HUANG et al, 2001, detectaram para o Ti-c.p. índices de liberação de 0,03
ppb, enquanto os pesquisadores CHOUBEY, BASU, BALASUBRAMINIAN, 2005,
tiveram registros de liberação do Ti-c.p. de 0,057ppm.
103
Os resultados de citotoxicidade causada pelos extratos da corrosão dos íons
liberados das diferentes ligas metálicas pelas barras de overdentures, as células L929
foram plaqueadas (3,5x10
5
células 100µL de meio) para a confluência das células
(24horas, 37
0
C, 5% de CO
2
) em estufa onde se observou a monocamada com o
espraiamento celular, sem a adição dos extratos da corrosão. Com a adição dos
extratos da corrosão das ligas de Ni-Cr, Co-Cr, Pd-Ag no Ensaio Colorimétrico de
Cristal Violeta, foram observadas discretas alterações, mas estatisticamente não foram
significantes quanto à viabilidade celular. Na análise de imersão com 30-60 dias, os
extratos da corrosão das ligas de Co-Cr no Ensaio Colorimétrico do MTT, mostram-se
evidências de alterações no metabolismo celular, sendo citotóxicas. (GRINSDOTTIR,
PETTERSEN, KULLMAN, 1992, WATAHA 2000, MOCKERS et al., 2002
ALONSO et al 2003, PASCHOAL et al 2003, ROGERO et al 2003). Pesquisas
realizadas por HYASAT & DARMANI 2005, obtiveram resultados citotóxicos com
os extratos das ligas de Co quando analisados pelo Ensaio Colorimétrico do MTT em
células Balb C3T3 de fibroblastos. De encontro com nosso trabalho, COSTA et al
2005, utilizaram também os Ensaios Colorimétricos do Cristal Violeta e não
obtiveram resultados significantes quanto à viabilidade celular, porém nos Ensaios do
MTT, seus resultados foram significantes confirmando alterações no metabolismo
celular.
WATAHA em 2000, revisando a literatura reforça nossos resultados,
quando afirma que a liberação de íons em altas concentrações in vitro pode
desestabilizar o metabolismo celular. A atividade mitocondrial é indicativa de energia
ao processo celular. Interessante observarmos, que os resultados obtidos do Pd-Ag
104
pela caracterização das superfícies, apresentaram expressivas áreas sugestivas de
corrosão por frestas, embora no resultado histológico as alterações apresentadas no
citoplasma celular não foram estatisticamente significantes. Foram nítidas as
alterações observadas quando adicionados os extratos de corrosão das ligas de Co-Cr
com 30 dias sobre cultura de células, mas não significantes. Quando adicionados os
extratos com 60 dias de imersão, alterações mitocondriais foram confirmadas com
resultados estatísticos significantes. Estudos e análise na seqüência do DNA devem
ser realizados com os extratos da liga de Co-Cr que se mostraram citotóxicos e
procurar minimizar os riscos dos efeitos biológicos.
Neste estudo não foi avaliada a presença da bactéria no processo corrosivo,
embora em revista à literatura a influência da bactéria é indiscutível como indutora da
ação corrosiva em estudos confirmados por LAURENT et al., 2001, TAMURA et al
2002, SCARANO et al 2003, SPEER et al 2003, portanto nossos resultados seriam
mais significantes em presença destes indutores de ação corrosiva.
Também não foram avaliadas as reações químicas especiais das células de
macrófagos, quando afetadas pela ação corrosiva das ligas. Os resultados mostraram
que em presença de atividade celular, há liberação de óxido nítrico através da
interleucina β, aumentando o potencial celular com melhora da superfície do óxido,
diminuindo a liberação de íons e a ação corrosiva, com melhor resposta ao hospedeiro
estudo de LIN & BUMGARDNER realizado em 2004.
Apesar dos avançados estudos sobre o comportamento dos metais, ainda não
há relato sobre a corrosão específica nas barras de overdentures. Tais barras que são
105
implanto-suportadas, somadas as intempéries da cavidade bucal, modificam as
estruturas metálicas dando formação a diferentes pilhas de corrosão, contribuindo
para a degradação das supra e infra-estruturas metálicas e cuja ionização aos tecidos
influem na resposta do hospedeiro. Estudos posteriores sugerem avaliar a influência
da bactéria no processo corrosivo, com variações no pH, maior exposição do tempo
de imersão e análises em nível molecular avaliando a mutagenicidade e
carcinogenicidade com extratos da corrosão destas ligas metálicas.
106
Conclusões
7. CONCLUSÕES:
Tendo em vista os fatores avaliados neste estudo in vitro, e considerando os
resultados obtidos nas análises do potencial de corrosão e da citotoxicidade nas barras
de overdentures em diferentes ligas metálicas, e, baseado na metodologia empregada
pôde-se concluir que:
7.1. As ligas metálicas experimentadas, embora pertencentes ao mesmo sistema de
encaixe sobre implantes (overdentures), tiveram comportamentos semelhantes no
estudo de caracterização das superfícies, onde todos apresentaram uma textura rugosa
com irregularidades e áreas de corrosão antes e após imersão em saliva artificial,
salientando o melhor desempenho superficial ao Ti-c.p.;
7.2. A maior concentração de íons detectados foi nos extratos de cobalto no período
de imersão de 60 dias seguido dos íons níquel;
7.3. No Ensaio de Cristal Violeta, os resultados obtidos dos extratos da corrosão nos
períodos de 30 e 60 dias de imersão, não interferiram na viabilidade celular nem na
morfologia das células. Houve diferença significante entre os grupos de ligas de Co-
Cr no Ensaio do MTT.
107
108
Referências Bibliográficas
8. REFERÊNCIAS *
1.
AGAOGLU, G.; ARUN, T.; IZGU, B.; YARAT, A. Nickel and chromium levels in
the saliva and serum of patients with fixed orthodontic appliances. Angle Orthod.,
Appleton, v. 71, n. 5, p. 375-378, Oct. 2001.
2.
ALONSO, M.C.G.; SALDAÑA, L.; VALLÉS, G.; CARRASCO, J.L.G.; CABRERO,
J.G.; MARTINEZ, M.E. et al. In vitro corrosion behavior and osteoblast response
of thermally oxidised Ti6Al4V alloy. Biomaterials, Oxford, v. 24, n. 1, p. 19-26,
Jan. 2003.
3. APARICIO, C.; GIL, F.J.; FONSECA, C.; BARBOSA, M.; PLANELL, J.A. Corrosion
behavior of commercially pure titanium shot blasted with different materials and
sizes of shot particles for dental implant applications. Biomaterials, Oxford, v. 24,
n. 2, p. 263-273, Jan. 2003.
4. BEZZON, O. L.; PEDRAZZI, H.; ZANIQUELLI, O.; SILVA, T.B. Effect of casting
technique on surface roughness and consequent mass loss afther polishing of NiCr
and CoCr base metal alloys: a comparative study with titanium. J. Prosthet. Dent.,
Saint Louis, v. 92, n. 3, p. 274-7, Sept. 2004.
5. BLACKWOOD, D.J.; PEREIRA, B.P. No corrosion of 304 stainless steel implant after
40 years of service. J. Mater. Sci. Mater. Med., New York, v. 15, n. 7, p.755-758,
109
July 2004.
6. BONACHELA, W.C. Overdentures – Das Raízes aos Implantes Osseointegrados –
Planejamento, Tendências e Inovações. São Paulo: Santos, 2002.
7. COSTA, M.T. Corrosão de braquetes ortodônticos com diferentes teores de níquel:
caracterização e análise citotoxica (Dissertação de mestrado) Goiânia: Faculdade
de Odontologia da UFGO, 2005.
*De acordo com a NBR-6023 de 2002, da Associação Brasileira de Normas Técnicas (ABNT). Abreviaturas de
periódicos de conformidade com a Base de Dados MEDLINE.
8.
CHOUBEY, A.; BASU, B.; BALASUBRAMANIAM, R. Electrochemical behavior of
Ti-based alloys in simulated human body fluid environment. Trends Biomater.
Artif. Organs, New York, v. 18, n. 2, p. 64-72, Jan. 2005.
9. FAHTI, M.H.; SALEHI, M.; SAATCHI, A.; MORTAZAVI, V.; MOOSAVI, S.B. In
vitro corrosion behavior of bioceramic, metallic, and bioceramic metallic coated
stainless steel dental implants. Dent. Mater., Oxford, v. 19, n. 3, p. 188-198, May
2003.
10. GENTIL, V. Corrosão. 3. ed. Rio de Janeiro: LTC-livros técnicos e científicos, 1996.
11. GOLDBERG, J.R.; GILBERT, J.L. The electrochemical and mechanical behavior of
passivated and TIN/AIN-Coated CoCrMo and Ti6Al4V alloys. Biomaterials,
Oxford, v. 25, n. 5, p. 851-864, Feb. 2004.
12. GREEN, N.T.; MACHTEI, E.E.; HORWITZ, J.; PELED, M. Fracture of dental
implants: literature review and report of a case. Implant Dent., Baltimore, v. 11, n.
2, p. 137-143, 2002.
13. GRIMSDOTTIR, M.R.; PETTERSEN, A.H.; KULLMANN, A. Citotoxic effect of
orthodontic appliances. Eur. J. Orthod., Oxford, v. 14, n. 1, p. 47-53, Feb. 1992.
14. GUIDUBLI, O.S. Jornal O Estado de São Paulo, p.A17-A-18, 20/02/2000.
110
15. GUILHERME, A.S.; HENRIQUES, G.E.P.; ZAVANELLI, R.A.; MESQUITA, M.F.
Surface roughness and fatigue performance of commercially pure Titanium and Ti-
6Al-4V alloy after different polishing protocols. J. Prosthet. Dent., Saint Louis, v.
93, n. 4, p. 378-385, Apr. 2005.
16. HALLAB, N.J.; MESSINA, C.; SKIPOR, A.; JACOBS, J.J. Differences in the fretting
corrosion of metal-metal and ceramic-metal modular junctions of total hip
replacements. J. Orthop. Res., New York, v. 22, n. 2, p. 250-259, Mar. 2004.
17. HARGREAVES, J.A. Changes in prevalence of isle of lewis children between 1971 and
1981. Caries Res., Basel, v.17, n.6,p.554-559, Nov/Dec, 1983.
18. HENRIQUES, G.E.P., CONSANI,S., ROLLO,J.M.DA, SILVA, FA. Soldering and
remelting influence on fatigue strength of Co-Cr alloys. J Prosth Dent., Saint
Louis, v.78, n.2, p.146-152, 1997.
19. HIYASAT, A.; DARMANI, H. The effects of on the cytotoxicity of base metal alloys.
J. Prosthet. Dent., Saint Louis, v. 93, n. 2, p.158-163, Feb. 2005.
20. HUANG, H.H. Variation in corrosion resistance of Nickel-Titanium wires from
different manufacture. Angle Orthod., Appleton, v. 75, n. 4, p. 569-573, July 2005.
21. HUANG, H.H.; CHIU, Y.H.; LEE, T.H.; WU, S.C.; YANG, H.W.; SU, K.H.; HSU,
C.C. Ion release from NiTi orthodonthic wires in artificial saliva with various
acidities. Biomaterials, Oxford, v. 24, n. 20, p. 3585-3592, Sept. 2003.
22. HUANG, T.H.; YEN, C.C.; KAO, T.K. Comparison of ion release from new and
recycled orthodontic brackets. Am. J. Orthod. Dentofacial Orthop., Saint. Louis, v.
120, n. 1, p. 68-75, July 2001.
23. HWANG, C.J.; SHIN, J.S.; CHA, J.Y. Metal release from simulated fixed orthodontic
appliances. Am. J. Orthod. Dent. Orthop, Saint. Louis, v. 120, n. 4, p.383-391,
Oct. 2001.
24. ISO(1999) Biological Evaluation of Medical Devices – Part 5 – Tests for in vitro
Cytotoxicity. ISO document 10993.
111
25. ISO(2000) Biological Evaluation of Medical Devices – Part 15 – Identification and
quantification of degradation products from metals and alloys. ISO document
10993-15:2000
26. KUPHASUK, CHOTIROS.; OSHIDA, Y.; ANDRES C. J.; HOVIJITRA, S. T.;
BARCO, M. T.; BROWN, D. T. Electrochemical corrosion of titanium and
titanium-based alloys. J. Prosthet. Dent., Saint Louis, v. 85, n. 2, p. 195-202, Feb.
2001.
27. LAURENT, F.; GROSGOGEAT, B.; RECLARU, L.; DALARD, F.; LISSAC, M.;
Comparison of corrosion behavior in presence of oral bacteria. Biomaterials,
Oxford, v. 22, n. 16, p. 2273-2282, Aug. 2001.
28. LIN,Y-H.; BUMGARNER, J. D. In vitro biocorrosion of Co-Cr-Mo implant alloy by
macrophage cells. J. Orthop. Res., New York, v. 22, n. 6, p. 1231-1236, June 2004.
29. LUCAS, L.C., LEMONS, J.E. Biodegradation of restorative metallic systems. Adv.
Dent. Res., Washington, v. 6, p. 32-37, Sept. 1992.
30. MAHMOUD A.; WAKABAYASHI N.; TAKAHASHI H.; OHYAMA T. Defection
fatigue of Ti-6Al-7Nb,Co-Cr,and gold alloy cast clasps. J. Prosthetic Dent., Saint
Louis, v. 93, n. 2, p. 183-188, Feb. 2005.
31. MARCINACK, C. F. Et al. Linear dimensional changes in elastic Impression materials.
J. Dent. Res., v.59, n.7, p.1152-5, 1980.
32. MISTURA, N.Q. Incidência das doenças periodontais em pacientes geriátricos.
Dissertação de Mestrado. Universidade Camilo Castelo Branco. Campinas, 2000.
33. MOCKERS O.; DEROZE D.; CAMPS J. Cytotoxicity of orthodontic bands, brackets
and archwires in vitro. Dental Materials, New York, v. 18, n. 3, p. 311-317, Mar.
2002.
34. OLMEDO, D.; FERNANDÉZ, M.M.; GUGLIELMOTTI, M.B.; CABRINI, R.L.
Macrophages related to dental implant failure. Implant. Dent., Baltimore, v. 12, n.
1, p. 75-80, Jan. 2003.
112
35. PASCOAL, L.A; VANÂNCIO, E.C.; CANALE, F.C.L.; SILVA. O.L.; VILCA-
HUERTA, D.; MOTHEO, A.J. Metallic biomaterials TiN-Coated: corrosion
analysis and biocompatibility. Artif. Organs, Cambridge, v. 27, n. 5, p. 461-464,
May 2003.
36. PINTO, J.S. A questão epidemiológica. In:. A Odontologia às vésperas do ano 2000.
Brasília: Ed. Santos, 1993. Cáp.7, p.73 - 108.
37. POPA, M.V.; DEMETRESCU, I.; VASILESCU, E.; DROB, P.; LOPEZ, A.S.;
ROSCA, J.M. Corrosion susceptibility of implant materials Ti-5Al-4V and Ti-
6Al-4Fe in artificial extra-cellular fluids. Electrochim Acta, New York, v. 49, n. 2,
p. 2113-2121, Feb. 2004.
38. RAMAN, V.; TAMILSELVI, S.; NANJUNDAN, S.; RAJENDRAN, N.
Electrochemical behaviour of titanium and titanium alloy in artificial saliva. Trends
Biomater. Artif. Organs, New York, v. 18, n. 2, p. 137-140, Jan. 2005.
39. RASMUSSEN, E.J. Alternative prosthodontic technique for tissue integrated. J
Prosthet Dent, Saint Louis, v.57, n.2, p.199205, Feb.1987.
40. RECLARU, L.; LERF, R.; ESCHLER, P.Y.; BLATTER, A.; MEYER, J.M. Evaluation
of corrosion on plasma sprayed and anodized titanium implants, both with and
without bone cement. Biomaterials, Oxford, v. 24, n. 18, p. 3027-3028, Aug. 2003.
41. ROGERO, S.O.; LUGAO, A.B.; IKEDA, T.I.; CRUZ, A.S. Teste in vitro de
citotoxicidade: estudo comparativo entre duas metodologias. Materials Res., New
York, v. 6, n. 3, p. 317-329, Mar. 2003.
42. SCARANO, A.; PIATTELLI, M.; VRESPA, G.; CAPUTI, S.; PIATTELLI, A.
Bacterial adhesion on titanium nitride-coated and uncoated implants: an in vivo
human study. J. Oral Implantol., Lawrence, v. 29, n. 2, p. 80-85, Feb. 2003.
43. SCARANO, A.; PIATTLLI, M.; VRESP, G.; PETRONE, G.; IEZZI, G.; PIATTELLI,
A. Bone healing around Titanium and Titanium Nitride-Coated dental implants
with three surfaces: an experimental study in rats. Clin. Implant. Dent. Relat. Res.,
113
Hamilton, v. 5, n. 2, p. 103-111, Feb. 2003.
44. SERHAN, H.; SLIKA, M.; ALBERT, T.; KWAK, D. Is galvanic corrosion between
Titanium and stainless steel spinal implants a clinical concern? Spine J.,
Hagerstown, v. 4, n. 4, p. 379-387, July-Aug. 2004.
45. SPEER, C.; PELZ, K.; HOPFENMULLER, W.; HOLTGRAVE, E.A. Investigations
on the influencing of the subgingival microflora in chronic periodontitis. J. Orofac.
Orthop., Munich, v. 65, n. 1, p. 34-47, Jan. 2004.
46. SUN, D.; MONAHGAN, P.; BRANTLEY, A.W.; JOHNSTON, M.W.
Potenciodynamic polarization study of the in vitro corrosion behavior of 3 high-
palladium alloys and a gold-palladium alloy in 5 media. J. Prosthet. Dent., Saint
Louis, v. 87, n. 1, p. 86-93, Jan. 2002.
47. TAHER, N.M.; JABAB, A.S. Galvanic corrosion behavior of implant suprastructure
dental alloys. Dent. Mater., Oxford, v. 19, n. 1, p. 54-59, Jan. 2003.
48. TAMURA,Y.; YOKOYAMA, A.; WATARI, F.; KAWASAKI, T. Surface Properties
and Biocompatibility of Nitrided Titanium for Abrasion Resistant Implant
Materials. Dent. Mater. J., Oxford, v. 21, n. 4, p. 355-372, Apr. 2002.
49. VALITTU, P.K., KOKKONEN, M. Deflection fatigue of chromium, titanium and gold
alloy cast denture clasp. J Prosth Dent., Saint Louis, v.74, n.4, p.412-9, Oct.1995.
50. VEDOVATO, E.; CHILVARQUER, I. Overdenture (sobredentadura): como e quando?
In: DINATO, J.C.; POLIDO, W.D. Implantes osseointegrados – cirurgia e
prótese. São Paulo: Artes Médicas, 2001, p. 189-213.
51. WALMSLEY,AD. Magnetic Retention in Prosthetic Dentistry. Magnetic retention in
prosthetic dentistry. Dent Update, New York, v. 29, n. 9, p. 428-33, Nov. 2002.
52. WATAHA, J.C. Biocompatibility of dental casting alloys: a review. J. Prosthet. Dent.,
Saint Louis, v. 83, n. 2, p. 223-234, Feb. 2000.
53. WATAHA, J.C.; CRAIG, R.A.; HANKS, C.T. The release of elements of dental
casting alloys into-culture medium. J. Dent. Res., Washington, v. 70, n. 6, p. 1014-
114
1018, June 1991.
54. WATAHA, J.C.; LOCKWOOD, P.E. Release of elements from dental casting alloys
into cell-culture medium over 10 months. Dent. Mater., Oxford, v. 14, n. 2, p. 158-
163, Mar. 1998.
55. ZAVANELLI, R.A.; PESSANHA HENRIQUES, G.E.; FERREIRA, I.; ALMEIDA
ROLLO, J. M. Corrosion-fatigue life of commercially pure titanium and Ti-6Al-4V
alloys in different storage environments. J. Prosthet. Dent., Saint Louis, v. 84, n. 3,
p. 274-279, Sept. 2000.
115
Apêndice
Tabela das Análises Estatísticas
TABELA 9.1
Test of Homogeneity of Variances
Resultados da Homogeneidade das variâncias-Quantificação de íons-30 dias de imersão
Levene Statistic df1 df2 Sig.
2,269 3 8 ,158
Como F=2,269<F(0,05,3,8)=4,07 ou p-valor (Sig)=0,158>α=0,05, conclui-se que a variâncias são homogêneas, isto é, dentro dos
tratamentos a variabilidade é apenas devida a causas aletórias.
TABELA 9.2
Test of Homogeneity of Variances
Resultados da Homogeneidade das variâncias-Quantificação de íons-60 dias de imersão
116
Levene Statistic df1 df2 Sig.
3,149 3 8 ,086
Como F=3, 149<F (0,05,3,8)=4,07 ou p-valor (Sig) = 0,086 > α=0,05, conclui-se que as variâncias são homogêneas, dentro dos
tratamento a variabilidade é apenas devida a causas aleatórias.
TABELA 9.3
Descriptives – E.A.A. - Resultados – 30 dias de imersão
Amostra N Mean Std.
Deviation
Std. Error 95% Confidence Interval
for Mean
Metal Lower
Bound
Upper
Bound
Prata 3 ,06133 ,012662 ,007311 ,02988 ,09279
Cobalto 3 ,43100 ,96062 ,055462 ,19237 ,66963
Cromo 3 ,02500 ,23516 ,013577 -,03342 0,8342
Níquel 3 ,10267 ,46876 ,027064 -,01378 ,21911
Total 12 ,15500 ,175303 ,050606 ,04362 ,26638
Nota-se que o Cobalto (Co) e o Níquel (Ni) são os metais com maiores médias no tempo de 30 dias, o que corresponde a maior
concentração na liberação de íons.
TABELA 9.4
Descriptives – E.A.A. - Resultados – 60 dias de imersão
Amostra N Mean Std.
Deviation
Std. Error 95% Confidence Interval
for Mean
Metal Lower
Bound
Upper
Bound
Prata 3 ,04933 ,029297 ,016915 -,02345 ,12211
Cobalto 3 ,45133 ,068821 ,039734 ,28037 ,62229
117
Cromo 3 ,00200 ,000000 ,000000 ,00200 ,00200
Níquel 3 ,11533 ,047606 ,027485 -,00293 ,23359
Total 12 ,15450 ,187714 ,054188 ,03523 ,27377
Nota-se que o Cobalto (Co) e o Níquel (Ni) são os metais com maiores médias no tempo de 60 dias de imersão, o que
corresponde a maior liberação de íons.
TABELA 9.5
Test of Homogeneity of Variances
Resultados da Homogeneidade das variâncias- Resultados da Citotoxicidade- Ensaio de Cristal Violeta – 60
Levene Statistic df1 df2 Sig.
1,485 6 28 ,219
Como o p-valor 0,219 foi > que o α = 0,05, as variâncias são homogêneas e que não há diferenças significantes entre as médias.
TABELA 9.6
Resultados estatísticos ANOVA- ensaio de Cristal violeta – 60 dias
Sum of
Squares
Df Mean Square F Sig.
Between Groups
Within Groups
Total
,298
2,063
2,361
3
28
34
,050
,074
,675 ,671
Como o p-valor (Sig) = 0,671 > α=0,05, conclui-se que as variâncias são homogêneas, dentro dos tratamento a variabilidade é
apenas devida a causas aleatórias.
TABELA 9.7
Resultados do ensaio de Cristal violeta – 60 dias
Amostra N Mean Std.
Deviation
Std. Error 95% Confidence Interval
for Mean
Lower
Bound
Upper
Bound
Células 5 ,061420 ,333507 ,149149 ,20010 1,02830
TNF 5 ,30440 ,170409 ,076209 ,09281 ,51599
Saliva 5 ,56140 ,268632 ,120136 ,22785 ,89495
Ti 5 ,55020 ,307345 ,137449 ,16858 ,93182
Ni-Cr 5 ,55520 ,282208 ,126207 ,20479 ,90561
Co-Cr 5 ,54000 ,229843 ,102789 ,25461 ,82539
Pd-Ag 5 ,51360 ,276236 ,123536 ,17061 ,85659
Total 35 ,51986 ,263516 ,044542 ,42934 ,61038
118
Nesta análise observa-se que o TNF foi o controle negativo, e a saliva o controle positivo; a menor média foi da liga da Pd-Ag,
Co-Cr, ou seja, um decréscimo na quantidade de células, no ensaio de cristal violeta com 60 dias de imersão.
TABELA 9.8
Resultados do Ensaio de MTT – 60 dias
Amostra N Mean Std.
Deviation
Std. Error 95% Confidence Interval
for Mean
Lower
Bound
Upper
Bound
Células 5 ,88440 ,315876 ,141264 ,49219 1,27661
TNF 5 ,71140 ,0711476 ,031965 ,62265 ,80015
Saliva 5 ,89400 ,128738 ,057573 ,73415 1,05385
Ti 5 ,98980 ,138646 ,062004 ,81765 1,16195
Ni-Cr 5 ,96680 ,152731 ,068303 ,77716 1,15644
Co-Cr 5 ,83240 ,159816 ,071472 ,63396 1,03084
Pd-Ag 5 ,95560 ,100781 ,045071 ,083046 1,08074
Nesta análise observa-se que o TNF foi o controle negativo, e a saliva o controle positivo; a menor média foi da liga de Co-Cr, ou
seja, um decréscimo na quantidade de células, no Ensaio do MTT com 60 dias de imersão.
Livros Grátis
( http://www.livrosgratis.com.br )
Milhares de Livros para Download:
Baixar livros de Administração
Baixar livros de Agronomia
Baixar livros de Arquitetura
Baixar livros de Artes
Baixar livros de Astronomia
Baixar livros de Biologia Geral
Baixar livros de Ciência da Computação
Baixar livros de Ciência da Informação
Baixar livros de Ciência Política
Baixar livros de Ciências da Saúde
Baixar livros de Comunicação
Baixar livros do Conselho Nacional de Educação - CNE
Baixar livros de Defesa civil
Baixar livros de Direito
Baixar livros de Direitos humanos
Baixar livros de Economia
Baixar livros de Economia Doméstica
Baixar livros de Educação
Baixar livros de Educação - Trânsito
Baixar livros de Educação Física
Baixar livros de Engenharia Aeroespacial
Baixar livros de Farmácia
Baixar livros de Filosofia
Baixar livros de Física
Baixar livros de Geociências
Baixar livros de Geografia
Baixar livros de História
Baixar livros de Línguas
Baixar livros de Literatura
Baixar livros de Literatura de Cordel
Baixar livros de Literatura Infantil
Baixar livros de Matemática
Baixar livros de Medicina
Baixar livros de Medicina Veterinária
Baixar livros de Meio Ambiente
Baixar livros de Meteorologia
Baixar Monografias e TCC
Baixar livros Multidisciplinar
Baixar livros de Música
Baixar livros de Psicologia
Baixar livros de Química
Baixar livros de Saúde Coletiva
Baixar livros de Serviço Social
Baixar livros de Sociologia
Baixar livros de Teologia
Baixar livros de Trabalho
Baixar livros de Turismo
