( PDF ) Análise do comportamento biomecânico de fios ortodônticos após tratamento de superfície

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UNESP

Faculdade de Engenharia do Campus de Guaratinguetá

Guaratinguetá

2010

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RENATA HELENA DA SILVA MOREIRA

Análise do comportamento biomecânico de fios

ortodônticos após tratamento de superfície

Dissertação apresentada à Faculdade de

Engenharia do Campus de

Guaratinguetá, Universidade Estadual

Paulista, para a obtenção do título de

Mestre em Engenharia Mecânica na

área de Materiais.

Orientadora: Profa. Dra. Ana Paula Rosifini Alves Claro

Guaratinguetá

2010

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M838a

Moreira, Renata Helena da Silva

Análise do comportamento biomecânico de fios ortodônticos após

tratamento de superfície. / Renata Helena da Silva Moreira –

Guaratinguetá : [s.n], 2010.

106f. : il.

Bibliografia: f. 77-86

Dissertação (Mestrado) – Universidade Estadual Paulista, Faculdade de

Engenharia de Guaratinguetá, 2010.

Orientador: Profª Drª Ana Paula Rosifini Alves Claro

Fios ortodônticos

I. Título

CDU 612.766

DADOS CURRICULARES

RENATA HELENA DA SILVA MOREIRA

NASCIMENTO 24.03.1970 – São Paulo / SP

FILIAÇÃO Romeu da Silva Moreira

Maria Helena da Silva Moreira

1988/1991 Curso de Graduação em Odontologia

Universidade Taubaté – UNITAU

2000/2002 Curso de Especialização em Ortodontia

e Ortopedia Facial na Universidade

Camilo Castelo Branco – Unicastelo

2007/2010 Curso de Pós-Graduação em Engenharia Mecânica,

Nível de Mestrado, na Faculdade de Engenharia

do Campus de Guaratinguetá da Universidade Estadual

Paulista/ UNESP

DEDICATÓRIA

Esta dissertação é dedicada aos meus pais, Romeu e Maria Helena, pelo

carinho e apoio em todos os momentos de minha vida.

Aos meus filhos, Yasmin e Gabriel, que pelo simples fato de existirem,

me incentiva a lutar e a vencer,

Aos meus irmãos, Roberta e Ricardo, que sempre me incentivaram em

meus estudos.

AGRADECIMENTOS

Em primeiro lugar agradeço a Deus, pela minha vida, minha inteligência, e

por ter me iluminado na concretização deste trabalho.

À minha orientadora Profª Drª Ana Paula Rosifini Alves Claro, pelo

incentivo, dedicação e amizade.

Ao Departamento de Materiais e Tecnologia da Engenharia Mecânica da

FEG –UNESP, pelas informações e apoio recebidos, tornando possível a

realização dessa dissertação de Mestrado.

Aos professores, Dr. Sérgio Schneider e Dra. Cristiane Aparecida de Assis

Claro, pela participação no exame de qualificação e argüição.

Ao Prof. Dr. Sérgio Schneider e Prof. Dra. Sandra G. Schneider pela

dedicação na realização dos ensaios de flexão em três pontos.

Ao aluno de graduação Leandro Martins pela dedicação e auxílio nos

ensaios de flexão em três pontos.

A Profa. Nazir Marins pela colaboração na realização deste estudo e apoio

na realização da Espectroscopia de Raman e Perfilometria.

Ao professor do Departamento de Física, Dr. Rogério Mota pelo apoio na

realização deste trabalho.

Ao professor do Departamento de Física, Dr. Konstantin Georgiev Kostov

pelo apoio no desenvolvimento deste trabalho.

Ao aluno de Mestrado Alessandro Luís Ribeiro dos Santos pelo apoio e

colaboração nas medidas do ângulo de contato e energia de superfície.

Ao Dr. João Paulo Barros Machado do Laboratório de Sensores e

Materiais - LAS - do Instituto de Pesquisa Espacial (INPE) em São José dos

Campos, que propiciou a realização das análises de Espectroscopia de Raman e

Perfilometria.

Aos funcionários da Seção de Pós-Graduação da FEG/UNESP, Regina

Célia Galvão Faria Alves, Elisa Mara de Carvalho Nunes, Sidney Eustáquio

Ramos Rabelo, Maria Cristina Silva de Oliva, Adriano Martins de Almeida pela

atenção no atendimento.

À secretária do Departamento de Materiais e Tecnologia Maria Aparecida

R. Vasconcelos pela gentileza no atendimento.

A minha família, que direta e indiretamente contribuiu para que meu

trabalho fosse possível de ser realizado.

DAS UTOPIAS

Se as coisas são inatingíveis... ora!

Não é motivo para não querê-las...

Que tristes os caminhos, se não fora

A presença distante das estrelas!

Mário Quintana

MOREIRA, R.H.S.

Análise do comportamento biomecânico de fios

ortodônticos após tratamento de superfície. 2010, Dissertação (Mestrado em

Engenharia Mecânica) - Faculdade de Engenharia, Campus de Guaratinguetá,

São Paulo, Guaratinguetá, 2010.

RESUMO

Fios ortodônticos são fabricados com uma série de materiais como aço

inoxidável, metais, cerâmicas e polímeros. No meio bucal, eles estão sujeitos a

fluídos corrosivos e variação de pH podendo levar a liberação de íons níquel nos

tecidos e fluídos corpóreos. Neste estudo in vitro, filmes de carbono amorfo

hidrogenado A-C:H foram depositados em fios ortodônticos empregando a

técnica de PECVD para inibir a liberação de íons. O arranjo estrutural dos fios

foi estudado a partir de Espectroscopia Raman e a molhabilidade avaliada

medindo-se o ângulo de contato da superfície. Para avaliar a liberação de íons, os

arcos ortodônticos (com e sem filme) foram montados em modelos

confeccionados com resina e imersos em solução fisiológica a 37°C por 30 dias.

Durante o tempo de imersão as amostras foram lavadas e/ou imersas em

colutórios diariamente. Espectrofotometria de absorção atômica foi usada para

medir a liberação de elementos a partir de amostras. Os resultados mostraram que

o revestimento previne a liberação de Ni dos fios. O tratamento de superfície

alterou o comportamento mecânico dos fios avaliados.

PALAVRAS-CHAVE: Fios ortodônticos. NiTi. Tratamento de superfície.

Filme A:C-H .

MOREIRA, R.H.S.

Analysis of biomechanical behaviour of orthodontics

wires after surface treatment. 2010, Dissertation (Master in Science) – College

of Engeneering, Campus of Guaratinguetá, São Paulo State University,

Guaratinguetá, 2010.

ABSTRACT

Orthodontics wires are made from a variety of metals such as stainless steel,

metals, ceramics and polymers. In oral environment, they are subjected to

aggressive fluids and pH variation that can lead to nickel ions releasing to body

tissues and fluids. In this in vitro study, A:C-H films were deposited on

orthodontics wires by radio-frequency plasma-enhanced chemical vapour

deposition (PECVD) from inhibited nickel ions release. The structural

arrangement of films was probed by Raman spectroscopy and contact angle

measurements were carried out in order to evaluate the wettability of surface. To

evaluate ions release, orthodontics wires (coated and uncoated) were mounted in

resin mould and immersed inn physiological serum for 30 days at 37°C. During

the immersion time the samples were brushed and/or immersed in mouthwashes

daily. Atomic absorption spectrophotometry was used to measure the release of

elements from the samples in solution. Results showed that the coating prevents

Ni release of orthodontics wires. Surface treatment change mechanical properties

of orthodontics wires.

KEYWORDS: Orthodontics wires. NiTi. Surface treatment. A:C-H films.

LISTA DE FIGURAS

FIGURA 1 Componentes do aparelho ortodôntico.....................................

FIGURA 2 Evolução clínica demonstrando a utilização dos fios de

níquel-titânio (a) inicio do alinhamento e nivelamento, (b) e

FIGURA 3 Curvas demonstrativas das propriedades de um fio de NiTi.... 25

FIGURA 4 Representação esquemática da transformação

austenita/martensita: (a) estrutura totalmente austenítica;(b)

interface austenita/martensita; (c) avanço da interface: cada

camada de átomos é deslocada somente uma pequena

distância; (d) estrutura totalmente martensítica .....................

FIGURA 5 Dois mecanismos de acomodação da forma devido ao

cisalhamento atômico da transformação martensitica: (a)

acomodação por deslizamento (irreversível); (b) acomodação

por maclagem (reversível)............................................................

FIGURA 6 Microscopia óptica de fios NiTi comerciais: (a) matriz

totalmente martensitica; (b) fase martensitica mais grosseira;

pequenas regiões austeniticas; (d) regiões alternadas de

martensita e austenita .............................................................

FIGURA 7 Diagrama de uma liga NiTi com efeito de memória de forma. 29

FIGURA 8

Efeito superelástico nas ligas memória de forma: (a) austenita;

(b) inicio da transformação martensítica; (c) martensita; (d)

deformação elástica da martensita; (e) transformação

reversa............................................................................................

FIGURA 9

Diagrama ternário de fases do DLC......................................... 36

FIGURA 10 Espectros Raman de filmes de diamante excitados com três

diferentes comprimentos de onda............................................. 40

FIGURA 11

Espectros Raman de filmes de grafite excitados com três

diferentes comprimentos de onda..........................................

FIGURA 12

Espectros Raman de filmes de DLC excitados com três

diferentes comprimentos de onda..........................................

FIGURA 13 Esquema ilustrativo do ângulo de contato............................. 41

FIGURA 14 Fluxograma demonstrativo da metodologia empregada........ 43

FIGURA 15 Equipamentos utilizados para a deposição filmes DLC........ 44

FIGURA 16

Diagrama de blocos do sistema de deposição de filmes

DLC.........................................................................................

FIGURA 17 Deposição de filme DLC nas amostras de NiTi...................... 49

FIGURA 18 Perfilômetro Tencor Alpha Step 500...................................... 49

FIGURA 19 Esquema ilustrativo do degrau para medida da espessura do

filme de DLC..........................................................................

FIGURA 20 Goniômetro automatizado (Ramé-Hard–modelo 100-00)... 51

FIGURA 21 Deposição da gota para cálculo do ângulo de contato.......... 52

FIGURA 22 Imagem da gota obtida pelo programa de computador para

medida do ângulo de contato

(θ)

...............................................

FIGURA 23

(a) Modelo em resina e instrumental utilizado para fixação

arco/braquete; (b) detalhe do modelo com arco........................

FIGURA 24 Modelo acondicionado em recipiente com soro fisiológico..... 54

FIGURA 25 Aquário com recipientes simulando meio bucal.......................

FIGURA 26

Equipamento EMIC, Modelo EE 050, com célula de carga de

20N utilizado para o ensaio de flexão três pontos...................

FIGURA 27 Detalhamento do sistema para teste de flexão em três pontos 57

FIGURA 28

Vista superior do sistema para teste de flexão em três pontos

em amostras de fios de NiTi...................................................

FIGURA 29 Ensaio de flexão em três pontos em amostras NiTi(a) e (b).. 58

FIGURA 30 Equipamento para o ensaio de flexão em três pontos para fios

NiTi termoativado com sistema de temperatura....................... 59

FIGURA 31

a) Ensaio de flexão em três pontos realizada em amostra de

NiTi termoativada. (b) Detalhe do ensaio de flexão em três

pontos em amostra NiTi termoativada......................................

FIGURA 32 Curva representativa do ensaio de flexão em três pontos....... 60

FIGURA 33

Espectro Raman obtido a partir de um filme de carbono

amorfo hidrogenado (a-C:H).....................................................

FIGURA 34 Imagem da gota de água sobre o substrato com filme de a-

C:H............................................................................................

FIGURA 35 Liberação de íons níquel para as duas ligas avaliadas.............. 67

FIGURA 36

Curva força x deflexão de calibração obtida a partir do ensaio

de flexão empregando-se deflectômetro eletrônico da

EMIC........................................................................................

FIGURA 37 Curva força x deflexão da liga NiTi com e sem tratamento de

superfície...................................................................................

FIGURA 38 Curva força x deflexão da liga NiTi termoativada com e sem

tratamento de superfície............................................................

FIGURA 39 Curva tensão x deformação da liga NiTi superelástica com e

sem DLC...................................................................................

FIGURA 40 Curva tensão x deformação da liga NiTi termoativada com e

sem DLC...............................................................................

LISTA DE QUADROS

QUADRO 1

Valores do módulo de elasticidade (E) de ligas metálicas

para fios de mesmo diâmetro ............................................

QUADRO 2

Comparação das propriedades de carbonos amorfos com

diamante, grafite, C

e polietileno ...................................

LISTA DE TABELAS

TABELA 1 Grupos e condições de deposição...........................................

TABELA 2

Posição, largura e intensidade das bandas D e G do espectro

do filme a-C:H........................................................................

TABELA 3 Valores médios do ângulo de contato ....................................

TABELA 4 Valores das forças de desativação em função para diferentes

níveis de deflexão...................................................................

TABELA 5 Valores médios de tensões (MPa) em função para

diferentes níveis de deflexão...................................................

LISTA DE ABREVIATURAS

NiTi Liga de níquel-titânio

DLC Diamond-Like-Carbon

PECVD Deposição química por plasma de rádio frequência

TMA Liga de titânio molibdênio

TiNb Liga titânio-nióbio

NiTiCu Liga Níquel-titânio-cobre

AFM Microscopia atômica de força

SEM Microscopia eletrônica de varredura

Temperatura do início da transformação martensítica

Temperatura final da transformação martensítica

Temperatura do início da transformação austenítica

Temperatura final da transformação austenítica

Máxima temperatura para formação da fase martensita superelástica

Máxima temperatura na qual a martensita pode ser formada

H Histerese

SME Efeito memória de forma

SMA Transformação martensítica induzida por tensão

TTR Intervalo de temperatura de transição

a-C:H Carbono amorfo hidrogenado

nm nanômetro

N Newton

MPa megapascal

h Altura h

ADA American Dental Association

MOD Com modificação (DLC)

SUMÁRIO

1 INTRODUÇÃO

..................................................................................................

1.2 OBJETIVOS ...................................................................................................... 22

1.3 ESTRUTURA DA DISSERTAÇÃO ................................................................. 23

2 REVISÃO DE LITERATURA

.......................................................................... 24

2.1 CONSIDERAÇÃO GERAIS ............................................................................. 24

2.2 PROPRIEDADES DAS LIGAS DE NÍQUEL-TITÂNIO................................. 24

2.2.1

Efeito de memória d

e forma ou

memória de forma térmica

....................

2.2.2 Superelasticidade ………………………………………………….............

2.2.3 Biocompatibilidade e citotoxicidade das ligas Níquel-Titânio.................

2.3 TRATAMENTOS DE SUPERFÍCIE ............................................................... 34

2.3.1

Técnicas de

deposição

....................................................................................

2.3.2

Caracterização dos filmes de DLC

.............................................................. 39

3 MATERIAIS E MÉTODOS

………………………………........……..……..

3.1 TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE ...................................................................

3.1.1 Processo de deposição dos filmes DLC ......................................................

3.1.2 Limpeza dos substratos ..............................................................................

3.1.3 Condições de deposição ...............................................................................

3.2 CARACTERIZAÇÃO DOS FILMES .............................................................

3.2.1 Perfilometria .................................................................................................

3.2.2 Espectroscopia Raman ..................................................................................

3.2.3 Medida do ângulo de contato e energia de superfície ..............................

3.3 ENSAIO DE ESCOVAÇÃO ...........................................................................

3.3.1 Espectrôfotometro de absorção atômica ...................................................

3.4 ENSAIO DE FLEXÃO EM TRÊS PONTOS ...................................................

4 RESULTADOS E DISCUSSÃO .........................................................................

4.1. CARACTERIZAÇÃO DOS FILMES...............................................................

4.1.1 Perfilometria ................................................................................................

4.1.2

Espectroscopia Raman

...................................................................................

4..1.3 Medida do ângulo de contato e energia de superfície ...............................

4.1.4 Ensaio de escovação .......................................................................................

4.1.5 Ensaio de flexão em três pontos ....................................................................

4.1.5.1 Calibração do sistema de medidas.............................................................

4.1.5.2 Resultados dos ensaios de flexão................................................................

5 CONCLUSÃO .....................................................................................................

REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS..................................................................

ANEXOS.................................................................................................................

1 INTRODUÇÃO

Na Ortodontia, é comum o emprego de materiais metálicos (ligas metálicas) e

não metálicos (cerâmicas, compósitos e policarbonatos) na confecção de aparelhos

corretivos fixos (GURGEL; RAMOS; KERR, 2001) formados por bandas, braquetes,

fios ortodônticos, amarrilhos e ligaduras (Figura 1), para a correção e posicionamento

de dentes e ossos maxilares (HENRIQUES; MACHADO; HAYASAKI, 2002).

Figura 1 - Componentes do aparelho ortodôntico (HENRIQUES; MACHADO;

HAYASAKI, 2002)

As ligas metálicas são as mais empregadas para a confecção de fios ortodônticos

devido às suas propriedades mecânicas (FERREIRA, 2005). Inicialmente, os fios

ortodônticos eram confeccionados com materiais nobres como ouro, platina, paládio,

sendo posteriormente substituídos por aço inoxidável austenítico. No início da década

de 60, foram desenvolvidas as ligas a base de cromo-cobalto conhecida como Elgiloy

(Rocky Mountain Orthodontics) que comparadas ao aço inoxidável apresentavam

propriedades semelhantes. Os fios de cromo-cobalto têm como característica maior

formabilidade, pois é fabricado em quatro têmperas com variação decrescente sendo

que o azul representa a mais maleável, seguida pelo amarelo (dúctil), verde (semi-

resiliente) e vermelho (resiliente) (GURGEL; RAMOS; KERR, 2001).

No início dos anos 60, Willian Buehler desenvolveu uma liga que ficou

conhecida como Nitinol (níquel, titânio e NOL - Naval Ordinance Laboratory)

Arco ortodôntico

Braquete

Amarrilho

Ligadura

composta por 55% p de níquel e 45% p de titânio. Sua introdução na Ortodontia

ocorreu na década de 1970, o que trouxe mudanças irreversíveis nas técnicas de

tratamento corretivo, tanto para o paciente quanto para o profissional, pois permitiu

grandes ativações com o uso de forças leves e constantes (GHERSEL, 2005).

A utilização de fios de NiTi nas fases iniciais do tratamento ortodôntico

simplifica esta etapa, pois não há necessidade de troca constante de arcos de

nivelamento, como ocorre com os fios de aço inoxidável, aumentando assim a rigidez

(ACKERMAN et al., 1978; FERREIRA, 2005). Sabe-se que forças leves contribuem

para a redução de reabsorção radicular e diminuição do tempo de tratamento

ortodôntico como demonstrado na figura 2.

Figura 2- Evolução clínica demonstrando a utilização dos fios de níquel-titânio: (a)

inicio do alinhamento e nivelamento, (b) e (c) fase intermediária e (d) fase final

(FERREIRA, 2005)

A liga beta titânio TMA (Titanium Molybdenum Alloy), contendo 79% titânio,

11% molibdênio, 6% zircônio e 4% estanho, foi introduzida na Ortodontia em 1979.

Possui módulo de elasticidade menor que o aço inoxidável e maior que a liga de

níquel-titânio (Quadro 1), exibindo efeito memória de forma, excelente resistência à

corrosão, podendo ser soldada por caldeamento. As forças geradas por estes fios são

(

)

(b)

Fio de NiTi Fio de NiTi

intermediárias entre o aço inoxidável e o Nitinol, os fios aceitam dobras e são

indicados principalmente para pacientes com hipersensibilidade ao níquel sendo de

grande utilidade nas fases intermediária e final do tratamento ortodôntico. (KANEKO

et al., 2003; ANDRADE; SATO; KOZEL, 2007). No entanto, a principal desvantagem

desta liga é o alto atrito, sendo oito vezes maior que o aço (GURGEL; RAMOS;

KERR, 2001; KUSY, 1997).

Quadro 1 – Valores do módulo de elasticidade (E) de ligas metálicas para fios de

mesmo diâmetro (GURGEL; RAMOS; KERR, 2001; ARRUDA,2002)

LIGA

Módulo de elasticidade

E (GPa)

Rigidez relativa ao aço

Aço inoxidável

189-205 GPa

1,00

Elgiloy 190-200 GPa 0,97

Beta-titânio

72 GPa

0,36

M-NiTi

33,8 GPa

0,17

As ligas de níquel-titânio podem ser classificadas em estáveis - ativas de acordo

com o seu comportamento mecânico. Uma das desvantagens dos fios de níquel-titânio

é a baixa tenacidade permitindo mínimas dobras (FERREIRA, 2005). Dentro do

grupo das ligas níquel-titânio estáveis, temos os fios de multifilamentos que

apresentam baixo nível de forças e são ideais para estágios iniciais do tratamento

ortodôntico (ANDRADE; SATO; KOZEL, 2007) principalmente em pacientes com

perda óssea acentuada e também para a fase de intercuspidação (GURGEL; RAMOS;

KERR, 2001).

Na década de 1990 foram desenvolvidos os fios de níquel-titânio ativo também

conhecido como termoativado ou superelástico. Esses materiais possuem diferentes

temperaturas de transição indicando a ação em intervalos de forças previamente

estabelecidos, possibilitando seu uso clínico quando solicitada maior ou menor rigidez.

Os fios Ni-Ti-Cu (27

C, 35

C e 40

C) diferenciam-se segundo a temperatura em que

o material encontra-se totalmente na fase austenítica e quanto maior a temperatura da

reversão martensítica, mais maleável torna-se o fio e menor a força exercida sobre os

dentes (GURGEL; RAMOS; KERR, 2001).

Posteriormente foram desenvolvidas as ligas de titânio-nióbio com propriedades

mecânicas semelhantes ao TMA, mas com menor rigidez sendo aplicadas como fios de

finalização (ANDRADE; SATO; KOZEL, 2007).

De um modo geral, as ligas a base de titânio (NiTi, TMA, TiNb e CuNiTi)

possuem elevada resistência a corrosão (SCHIFF; GROSGOGEAT; DALARD, 2004)

quando comparadas a liberação de íons de outras ligas metálicas (RAHILLY E

PRICE, 2003) devido à formação de um filme composto por óxido de titânio (TiO

)

em sua superfície (KANEKO et al., 2004).

A quebra da camada passiva pode levar a liberação de íons de níquel

(STAFFOLANI et al.,1999) que está associado à dermatite de contato, com casos de

reações alérgicas e processos patológicos (ELIADES E ATHANASIOU, 2002; EL

MEDAWAR et al., 2002; ELIADES et al., 2004). A prescrição do uso tópico de flúor

gel acidulado em pacientes portando aparelhos ortodônticos com fios de níquel-titânio

deve ser criteriosa, pois o meio bucal torna-se extremamente agressivo ao material,

ocorrendo dissolução intensa no período de aplicação devido a acidez do meio bucal,

induzindo a liberação de íons de níquel (BUCCI; CÂNDIDO; GOMES, 2003).

Os tratamentos superficiais são uma alternativa viável para minimizar a

liberação de íons associados ao processo de corrosão devido à formação de filmes

finos com maior resistência ao desgaste. De acordo com a literatura, o uso de filmes

DLC - Diamond-Like-carbon Film em arcos ortodônticos de níquel-titânio apresentou

excelente adesão mecânica durante escovação e melhorou a resistência a corrosão

destes arcos, mantendo suas propriedades mecânicas e proporcionando boa

compatibilidade em meio bucal (KOBAYASHI et al, 2005).

1.2. OBJETIVOS

O objetivo deste estudo foi avaliar a liberação de íons em arcos ortodônticos

fabricados com as ligas níquel-titânio superelásticos e termoativados, a partir de

tratamento de superfície por DLC (Diamond-Like-Carbon) empregando a técnica

PECVD (deposição

química por plasma de rádio freqüência) e verificar a influência

deste filmes nas propriedades mecânicas desses materiais.

1.3 ESTRUTURA DA DISSERTAÇÃO

Esta dissertação é constituída por seis capítulos e pelas referências

bibliográficas, tendo conteúdo distribuído da seguinte forma:

Capítulo 1, Introdução: expõe aspectos gerais sobre a dissertação, proposta do

trabalho, justificativa, objetivos e a estrutura da dissertação.

Capítulo 2, Revisão da Literatura contém: Considerações Gerais sobre a liga de

NiTi, propriedades desta liga, biocompatibilidade e citotoxicidade, deposição de filmes

finos de a-C:H, ensaio de flexão em três pontos.

Capítulo 3, Materiais e Métodos: descreve a metodologia utilizada, a confecção

do corpo de prova, a deposição do filme de a-C:H, caracterização do filme, análise de

absorção atômica, teste de flexão em três pontos.

Capítulo 4, Resultados e Discussões: apresentação detalhada dos resultados

alcançados nos experimentos realizados no trabalho e suas respectivas análises, em

confronto com outros autores e trabalhos revisados na literatura.

Capítulo 5, Conclusões: são expostas as conclusões obtidas a partir da avaliação

criteriosa dos resultados encontrados neste estudo.

2 REVISÃO DE LITERATURA

2.1 CONSIDERAÇÕES GERAIS

A liga de níquel-titânio, com composição 55 % p de níquel e 45% p de

titânio, conhecida como Nitinol (Nickel Titanium Naval Ordinance Laboratory)

foi desenvolvida em 1962, pelo U.S. Naval Ordinance Laboratory. Os

pesquisadores buscavam um material não magnético, resistente à corrosão, de

elevada dureza, para ser usado na confecção de ferramentas e armas de mão

(PÉRTILE, 2005). A introdução dos fios de níquel-titânio na Ortodontia iniciou-

se na década de 1970, por Andreasen (CHEN et al, 1992) e a partir da década de

1990 produtos de níquel-titânio passaram a ser comercializados e empregados

também na medicina devido a sua superelasticidade e ao efeito memória de

forma, propriedades completamente novas na época em comparação a ligas

metálicas convencionais (RYHÄNEN, 1999).

Na Ortodontia as ligas de níquel-titânio são empregadas na fabricação de

fios ortodônticos podendo ser divididas em dois tipos, em função da composição

química da liga e do processo de fabricação, apresentando os fenômenos de

memória de forma (arcos termoativados - liga martensítica ativa) e

pseudoelasticidade (arcos superelásticos - liga austenítica ativa) que de acordo

com alguns autores são de interesse para a área ortodôntica (MULLINS;

BAGHY; NORMAN, 1996; OLTJEN et al., 1997; BRITO et al., 2004)

Vários

parâmetros, como a composição da liga, procedimentos de

recozimento e condições de carregamento, podem melhorar o efeito de memória

da forma (ERBSTOESZER et al, 2000).

2.2 PROPRIEDADES DAS LIGAS DE NÍQUEL-TITÂNIO

É bem conhecido que as ligas memória de forma não exibem apenas o efeito

memória de forma, mas também o comportamento pseudoelástico ou

superelasticidade.

Dessa forma, as propriedades dessas ligas são derivadas das mudanças

microestruturais que podem ocorrer devido à aplicação de tensão ou devido à

variação de temperatura. A transformação de fase induzida pela tensão permite que

uma deformação de 8% possa totalmente ser recuperada quando o material for

descarregado por meio de uma transformação de fase reversa (superelasticidade). O

termo memória de forma é derivado da habilidade da liga em lembrar uma forma

pré-determinada no aquecimento (EVANS et al, 2008) e na solicitação mecânica.

A liga NiTi pode apresentar duas características principais que seriam a

superelasticidade e a memória de forma, relacionada ao efeito termoelástico.

Essas características estão representadas na figura 3.

Figura 3 - Curvas demonstrativas das propriedades de um fio de NiTi

(DAYANANDA e SUBBARAO, 2008)

2.2.1 Efeito de memória de forma ou memória de forma térmica

A liga Nitinol obtém seu efeito memória de forma a partir de uma mudança

de fase reversível de uma microestrutura austenítica para martensítica. A

temperatura de transformação é caracterizada por quatro temperaturas: M

e M

durante o resfriamento e A

e A

durante o aquecimento. M

e M

indicam as

temperaturas nas quais ocorre o inicio e final da transformação da fase β para

martensita, enquanto A

e A

indicam as temperaturas onde ocorre a

transformação reversa (HELSEN e BREME, 1998, SANTORO e BESHERS,

2000).

A transformação martensítica pode ser definida como uma transformação da

rede envolvendo cisalhamento e movimento atômico cooperativo. A cinética de

transformação possui dois tipos principais de transformação: atérmica e isotérmica.

Na transformação atérmica durante o processo de nucleação do cristal não existe

ativação térmica, dessa forma a quantidade da nova fase produzida depende apenas

da temperatura e não do período de tempo gasto para uma dada temperatura. Na

transformação isotérmica a quantidade de martensita formada é em função da

temperatura isotérmica do tratamento térmico, e principalmente do tempo. Assim,

as transformações isotérmicas se diferenciam das transformações atérmicas por

serem dependentes do tempo. A fase martensítica é formada a partir da austenita

sendo interpretada como uma seqüência de dois eventos: deformação de Bain e

cisalhamento invariante da rede. A deformação de Bain ou deformação da rede

causa a movimentação de todos os átomos, necessária para produzir uma estrutura

nova a partir da velha. A figura 4a mostra esquematicamente a estrutura austenítica

e a figura 4b-d a transformação martensítica (GIL e PLANELL, 1998).

A segunda parte na transformação martensítica é a acomodação: a martensita

produzida pela deformação de Bain tem forma e volume diferentes da austenita

circundante. A acomodação desta mudança na forma pode ocorrer por meio de dois

mecanismos: deslizamento (Figura 5a) ou maclagem (Figura 5b). O deslizamento é

um processo permanente e é um mecanismo de acomodação encontrado na maioria

das estruturas martensíticas. A maclagem permite a acomodação de maneira

reversível sendo o processo dominante em ligas com efeito de memória de forma

(GIL e PLANELL, 1998). Na figura 6 é possível observar as micrografias ópticas

encontradas na literatura, características destas fases.

Sob temperatura reduzida, estabelece-se a fase martensítica e, com o

aumento da temperatura, ocorre novamente uma transformação progressiva para

a fase austenítica. Com a redução da temperatura obtém novamente a martensita

o que resulta em maior rigidez ao fio. Esse processo de transformação reversível,

combinando tensão e temperatura, confere ao fio o efeito memória de forma. No

processo de fabricação esses fios são moldados no formato desejado em altas

temperaturas e, quando resfriados, podem ser dobrados com facilidade dentro dos

braquetes. Quando esses fios atingem a temperatura da boca, eles tendem a voltar

à forma dada na fabricação, gerando a ativação (MARINS e PROCACI, 2008).

Figura 4- Representação esquemática da transformação austenita/martensita: (a)

estrutura totalmente austenítica;(b) interface austenita/martensita; (c) avanço da

interface: cada camada de átomos é deslocada somente uma pequena distância; (d)

estrutura totalmente martensítica (GIL e PLANELL, 1998)

Figura 5 – Dois mecanismos de acomodação da forma devido ao cisalhamento

atômico da transformação martensítica: (a) acomodação por deslizamento

(irreversível); (b) acomodação por maclagem (reversível) (GIL e PLANELL, 1998)

Figura 6 - Microscopia óptica de fios NiTi comerciais: (a) matriz totalmente

martensítica; (b) fase martensítica mais grosseira; (c) microestrutura

predominantemente martensítica com pequenas regiões austeníticas

(GEROLDO; NUNURA; SANTOS, 2008) (d) regiões alternadas de martensita e

austenita (JAFARI, ZEBARJAD E SAJJADI, 2008)

A propriedade de memória de forma desses materiais é resultante da

capacidade inerente de alterar a força de união, e também se relaciona à

temperatura, por meio do intervalo de temperatura de transição (TTR), que varia

dependendo da composição química da liga e de seu processamento (SANTORO

e BESHERS, 2000). Os fios de níquel-titânio termicamente ativados podem ser

encontrados em diferentes temperaturas de transição, indicando a ação em

intervalos de força previamente estabelecidos (ROSANI, 2001). Isto possibilita o

uso destes fios em diferentes situações clínicas, que podem requerer maior ou

menor rigidez (GOUVEA, 2006). O comportamento desses fios pode ser melhor

compreendido a partir da analise da figura 7.

Figura 7 – Diagrama de uma liga NiTi com efeito de memória de forma

Mi e Mf são as temperaturas inicial e final, respectivamente, em que a

martensita é formada; Mms é a máxima temperatura para a fase martensita

superelástica; Ai e Af são as temperaturas inicial e final na qual a austenita é

formada; H é a histerese. A austenita tem rigidez superior à martensita e maior

capacidade de aplicar forças na desativação. A martensita, de característica mais

dúctil, é conveniente na fase de ativação. Em aplicação na área ortodôntica, é

interessante que Af esteja um pouco abaixo da temperatura do meio bucal.

2.2.2 Superelasticidade

O efeito superelástico ocorre acima de A

e abaixo de M

conforme pode ser

observado na figura 8. No ponto (a) o material é totalmente austenítico, sendo

carregado elasticamente até o ponto (b) onde se inicia a transformação martensítica.

No ponto (c) ocorre a transformação martensítica sendo no ponto (d) o

carregamento elástico dessa fase. A partir do ponto (e) ocorre a transformação

reversa da liga, ou seja, obtém-se a austenita novamente. M

é a temperatura mais

alta na qual a martensita pode ser formada e está localizada acima de Af e abaixo

da temperatura oral. A deflexão gera uma transformação martensítica localizada

que é o fenômeno conhecido como transformação martensítica induzida por

tensão - SIM (MELING e ODEGAARD, 2001).

Figura 8 – Efeito superelástico nas ligas memória de forma: (a) austenita; (b) inicio

da transformação martensítica; (c) martensita; (d) deformação elástica da

martensita; (e) início da transformação reversa (ROBERTSON, 2006)

tensão

deformação

(a)

(b)

(c)

(d)

(e)

O Nitinol pode apresentar até 11% de deformação enquanto a maioria dos

metais pode apresentar apenas 1% de deformação elástica (ROBERTSON,

2006).

A histerese é o comportamento apresentado nos platôs de ativação e

desativação em diferentes magnitudes de força. Histerese está associada ao atrito

com a movimentação de maclas no contorno da martensita e depende da

composição da liga (MELING e ODEGAARD, 2001).

2.2.3 Biocompatibilidade e citotoxicidade das ligas Níquel-Titânio

Para melhor entender as reações biológicas frente ao uso dos diversos

materiais, deve-se conhecer os conceitos de biocompatibilidade, toxicidade,

alergia e hipersensibilidade, a fim de compreender as condições de alguns

pacientes que apresentam alterações no sistema imune.

A biocompatibilidade ocorre quando os tecidos entram em contato com

um determinado material e não manifestam qualquer tipo de experiência tóxica,

irritante, inflamatória, alérgica ou de fundo mutagênico ou carcinogênico. A

ocorrência de qualquer reação adversa é chamada de toxicidade. Para a

biocompatibilidade de um determinado material é necessária uma resposta

adequada do hospedeiro, o que, em Odontologia, significa a não-ocorrência de

reações adversas, ou a ocorrência de reações adversas toleráveis, do organismo

frente a esse material (MENEZES; FREITAS; GONÇALVES, 2009).

A citotoxicidade, ou avaliação da toxicidade em cultura de células, é um

fenômeno in vivo complexo, o qual pode manifestar um amplo espectro de

efeitos, desde uma simples morte celular até aberrações metabólicas, nas quais

não ocorre morte celular, mas apenas alterações funcionais. A genotoxicidade

avalia o dano ao DNA e é, geralmente, utilizada para auxiliar na investigação de

potenciais efeitos, benéficos ou danosos, de diferentes agentes (MENEZES;

FREITAS; GONÇALVES, 2009).

As reações de hipersensibilidade são desordens que têm origem numa

resposta imune que se torna exagerada ou inapropriada, ocasionando lesões sobre

células ou tecidos normais do organismo, enquanto alergia significa uma

hipersensibilidade específica adquirida do sistema imune, tanto de uma fonte

exógena quanto endógena (MENEZES; FREITAS; GONÇALVES, 2009).

Há uma preocupação em se definir a resistência a corrosão das ligas de Ni-

Ti uma vez que as mesmas são utilizadas como biomaterial, que seria identificar

se íons são liberados pelo processo corrosivo. A liberação do níquel, caso ocorra,

além de sensibilizar alguns pacientes, produzindo reação alérgica, pode afetar a

integridade mecânica do fio causando sua fratura e conseqüentemente, provocar

danos ao paciente (BUCCI; CÂNDIDO; GOMES, 2003).

A resistência à corrosão das ligas de níquel-titânio é dada pela formação

de um filme de passivação constituído de TiO

(BUCCI; CÂNDIDO; GOMES,

2003), pois a superfície do níquel-titânio consiste em grande quantidade de óxido

de titânio (TiO

), menores quantidades de óxidos de níquel (NiO e Ni

) e

níquel metálico sendo a camada interna constituída de níquel-titânio. A espessura

da camada de óxido varia entre 2-20 nm. A superfície de NiTi é na sua maioria

composta por oxigênio, carbono e óxido de titânio com resquícios de níquel, o

qual dissolve mais facilmente do que titânio porque seu óxido é menos estável

(PÉRTILE, 2005).

Estudo realizado por Rondelli e Vicentini (1999) demonstrou

comportamento localizado da corrosão de fios de NiTi em fluídos que simulam

os fluídos do corpo humano, comparando-os com fios feitos do aço inoxidável e

da liga base-cobalto. Os testes potenciodinâmicos realizados em saliva artificial a

40ºC indicaram uma resistência ao pite para os fios do NiTi, similar àquela do fio

da liga de cobalto, porém o fio de aço inoxidável apresentou baixo potencial de

resistência ao pite. Os testes potenciodinâmicos em 40º C em solução salina

isotônica (0.9% NaCl) para o NiTi e fios de aço inoxidáveis (em valores

potenciais de pite na escala 200-400 mV e 350 Mv), mostraram que estes

materiais devem ser considerados potencialmente susceptíveis ao pite, apenas a

liga cobalto-base foi considerada imune do pite. Os potenciais de corrosão

localizados determinados pelo teste de ASTM F 746 (0-200 mV e 130 mV para

NiTi e o aço inoxidável, respectivamente) indicam que estes materiais possuem

um risco mais elevado de corrosão localizada.

A resistência à corrosão da maioria dos metais, com exceção dos metais

nobres, é dada pela presença de um filme óxido. A formação deste filme de óxido

superficial é de grande importância para a resistência à corrosão da liga de NiTi,

pois age como barreira contra a migração e dissolução de íons de níquel a partir

da superfície do metal (SHABALOVSKAYA, 2002).

Com o número crescente de tratamentos ortodônticos utilizando

dispositivos que contenham níquel e a predominância crescente de alergia a esse

elemento desenvolvida pela população levaram ao desenvolvimento de pesquisas

buscando avaliar a resistência a corrosão desses materiais. Os fios de NiTi são

produzidos por vários processos de fabricação o que pode acarretar em

comportamentos distintos quanto a resistência à corrosão no meio bucal.

Figueira et al (2009) realizaram estudo sobre a corrosão de ligas de NiTi

em solução de Hank’s a 37° C utilizando método eletroquímico e comparando

esta liga com o titânio comercialmente puro, níquel comercialmente puro, com a

liga Ti-6Al-4V e aço inoxidável 316L, materiais comumente utilizados em

implantes. Observaram que a corrosão foi menor na superfície do titânio que na

superfície do níquel, de acordo com a curva de polarização, devido à formação

de uma camada passiva de óxido. No entanto, fluoretos são inimigos dos metais

reativos, como o titânio e suas ligas, especialmente em meio ácido, causando

corrosão da camada passiva e perda das propriedades mecânicas (AL-MAYOUF,

2004). Esse fator é preocupante, pois os enxaguatórios contendo flúor são

amplamente utilizados na Odontologia para manutenção da boa higiene oral e

auxilia na diminuição do índice de cárie. O flúor promove a formação de

compostos fluoretados que aderem aos dentes e estimulam a remineralização,

enquanto protegem os dentes contra os ataques de ácidos (SHIFF;

GROSGOGEAT; DALARD, 2004).

Os efeitos dos fluoretos na resistência à corrosão do titânio e suas ligas

foram avaliados por Kaneko et al. em 2004. Os autores estudaram a degradação

de quatro fios ortodônticos (NiTi, beta-titânio, aço inoxidável e níquel-cromo-

cobalto) após a imersão desses materiais em solução acidulada do fluoreto do

fosfato de 2.0% em temperatura de 37ºC por 60 minutos. Observaram que as

propriedades mecânicas do níquel-titânio e titânio-beta foram alteradas

sensivelmente, sendo que o modo de fratura mudou de dúctil para frágil. Por

outro lado, a resistência à tração dos arcos de aço inoxidável e de níquel-cromo-

cobalto foi apenas levemente afetada pela imersão. Os autores sugerem que a

degradação de arcos ortodônticos de ligas de titânio ocorra por causa da absorção

do hidrogênio mesmo depois de curto período de imersão em soluções do

fluoreto.

Schiff, Grosgogeat e Dalard (2004) classificaram diferentes ligas

utilizadas de acordo com a resistência à corrosão. Quatro materiais foram

analisados (TMA, TiNb, NiTi e NiTiCu) e testados em três colutórios contendo

flúor (Elmex, Meridol e Acorea) e saliva artificial Fusayama-Meyer. Por meio de

estudo eletroquímico as ligas foram divididas em dois grupos: um grupo baseado

em ligas de NiTi sujeitas à forte corrosão na presença de monofluorfosfato

encontrado em solução de Acorea e outro grupo baseado em TiNb que foi mais

resistente à corrosão e TMA que corroeu fortemente na presença de fluoreto de

estanho encontrado no Meridol. Pelos resultados, pode-se recomendar o colutório

de acordo com a fase de tratamento e a liga que está sendo aplicada. Assim, é

propício indicar Elmex para pacientes que usam TMA e NiTi e Acorea ou

Meridol para pacientes que usam arco TiNb.

2.3 TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE

Os materiais metálicos empregados em aplicações biomédicas, como aço

inoxidável, ligas cobalto-cromo e ligas níquel-titânio, apresentam como principal

desvantagem, após longo uso, a liberação de íons metálicos e conseqüentemente,

um aumento do efeito citotóxico. Por exemplo, o aço inoxidável quando

empregado na fabricação de vasos coronários pode corroer e liberar íons níquel e

cromo. Dessa forma, a modificação de superfície torna-se uma ferramenta

importante para melhorar a biocompatibilidade desses materiais (ROY e LEE,

2007).

Nos últimos anos, o carbono tipo diamante (DLC – Diamond Like

Carbon) tem emergido com um material potencial para essas aplicações devido à

sua elevada dureza, baixo coeficiente de fricção, à elevada resistência ao desgaste

e à corrosão. Os filmes de DLC são materiais amorfos metaestáveis, compostos

principalmente por átomos de carbono ligados por hibridações sp

e sp

em uma

cadeia desordenada. É importante observar que o DLC não é um material

específico, mas um grupo de materiais com uma ampla faixa de estruturas com

ligações atômicas diferentes. Os carbonos hidrogenados podem ser classificados

em quatro tipos de acordo com o teor de hidrogênio (CASIRAGHI, FERRARI e

ROBERTSON, 2005):

(a) Filmes a-C:H com elevado conteúdo de H (40-60 %at); estes filmes

podem ter até 70% de ligações sp

. Entretanto, a maioria das ligações

termina em hidrogênio, tornando-os materiais dúcteis e com baixa

densidade;

(b) Filmes a-C:H com conteúdo intermediário de H (20-40%at), possuem

menor quantidade de ligações sp

, o que lhes confere melhores

propriedades mecânicas.

de 25-30% at de hidrogênio;

(d) a-C:H com baixo conteúdo de hidrogênio (menor do que 20% at). Eles

têm elevado conteúdo de sp

. Nós chamamos estes filmes de grafíticos

a-C:H.

Na figura 9 temos a representação do diagrama ternário de fases para o

DLC. Nos vértices do triângulo encontram-se os pontos para 100% de ligações

, sp

e para H

. Outras regiões do diagrama definem grupos específicos de

carbono, tais como os carbonos amorfos formados, os tetraédricos (ta-C), os

grafíticos (a-C), assim como suas fases hidrogenadas, representadas pelo ta-C:H

e a-C:H. Podem ser observadas também as regiões onde o carbono vítreo e

polímeros HC são formados e também a região na qual não há formação de filme .

Figura 9 – Diagrama ternário de fases do DLC (CASIRAGHI, FERRARI e

ROBERTSON, 2005)

No Quadro 2 temos a comparação das principais propriedades dos

compostos de carbonos amorfos com diamante, grafite, C

e polietileno

(ROBERTSON, 2002).

ta-C

a-C(:H)

ta-C:H

polímeros

Sem filme

Carbono vítreo grafitico

ta-C

Quadro 2 – Comparação das propriedades de carbonos amorfos com diamante,

grafite, C

e polietileno (ROBERTSON, 2002)

H(%)

densidade (g/cm

)

GAP (eV)

Dureza (GPa)

Diamante

100

3,525

100

Grafite

2,267

1,6

Carbono vítreo

1,3-1,55

0,01

ta-C

80-88

3,1

2,5

a-C:H(durezaelevada)

30-40

1,6-2,2

1,1-1,7

10-20

a-C:H(dureza baixa)

40-50

1,2-1,6

1,7-4

<10

ta-C:H

2,4

2,0-2,5

Polietileno

100

0,92

0,01

2.3.1 Técnicas de deposição

Os filmes de DLC vêm sendo produzidos por uma grande variedade de

métodos, incluindo deposição química a vapor, assistida por plasma DC e RF,

sputtering, ou deposição por feixe de íons, a partir de uma variedade de fontes

de carbono, seja como substrato, sólido ou fonte gasosa do material

(NOGUEIRA, 2002).

Os filmes a-C: H podem ser depositados à partir de várias fontes de

gases precursores, tais como: CH

, C

e C

Jones et al (2000) estudaram a hemocompatibilidade dos revestimentos de

DLC, TiN e TiC depositado em substratos de titânio para uso em válvulas

cardíacas através da absorção de proteínas sanguíneas e a adesão plaquetária.

A absorção de albumina e do fibrinogênio nas superfícies dos revestimentos foi

avaliada. A formação de trombos foram observados nas superfícies de TiN e TiC,

exceto nos revestimentos de DLC. Sendo assim, a boa hemocompatibilidade do

DLC se dá pela hidrofobicidade e lisura superficial quando comparados a outras

superfícies.

Yang et al (2004) estudaram a relação entre as propriedades físicas do

revestimento de carbono amorfo hidrogenado (a-C:H) e sua compatibilidade com

o sangue humano. Os filmes de (a-C:H) foram produzidos usando a implantação

iônica por imersão a plasma (PIIID), com aquecimento a vácuo entre 200° e 600°

C. Observou-se que o aquecimento a baixas temperaturas não causou regressão

da biocompatibilidade sanguínea do filme de (a-C:H) sendo que a ação da

aderência plaquetária na superfície dos filmes foram elevadas para temperaturas

acima de 400 °C. Relatam também que a mudança das propriedades físicas do

filme (limitação tanto da banda gap como do fibrinogênio), aumenta a

concentração e condutividade. Sendo assim, a compatibilidade dos filmes de (a-

C:H) foram afetados pela estrutura eletrônica e constatou-se que a melhora desta

estrutura é importante para a inibição da ativação plaquetária.

Yang et al (2006) estudaram a estrutura e as propriedades das películas do

carbono amorfo hidrogenado (a-C: H) para aplicações biomédicas. Também

investigaram a relação entre as propriedades físicas destes filmes e sua

compatibilidade no sangue. Os filmes foram fabricados usando a técnica de

deposição por implantação iônica a plasma, seguido de recozimento a 200 e

600 ºC. Os filmes foram analisados por Espectroscopia Raman e microscopia de

força atômica (AFM). A adesão, a ativação e a morfologia das plaquetas foram

investigadas usando a microscopia eletrônica de varredura (SEM). A adesão

plaquetária e a ativação da a-C: H foram afetadas pelo recozimento acima de

400ºC. Dessa forma, a compatibilidade sanguínea dos filmes foi afetada pela

estrutura eletrônica.

Sui e Cai (2006) estudaram as ligas de níquel-titânio revestidas com DLC

empregando a implantação iônica. Os autores observaram que a deposição do

filme DLC levou a uma melhor resistência a corrosão e hemocompatibilidade

sanguínea, sem deterioração do efeito memória de forma e superelasticidade.

2.3.2. CARACTERIZAÇÃO DOS FILMES DE DLC

A espectroscopia Raman é uma técnica analítica não destrutiva empregada

na caracterização de materiais carbonosos. É comumente realizada para avaliar

comprimentos de onda na região do espectro azul-verde (488-514,5 nm), mas

Espectroscopia Raman multi-comprimento de onda (MW Raman) é também

empregada (FERRARI, 2005).

Os espectros Raman de todos os materiais carbonosos exibem seus picos

característicos de 1ª ordem na região entre 1000 e 1800 cm

-1

para energia de

excitação no visível e infravermelho. Para os materiais grafíticos, essa região é

referente às bandas D (1200 a 1400 cm

-1

) e G (1500 a 1600 cm

-1

) atribuídas às

ligações sp

. Para filmes de diamante, um pico bem definido pode ser visto em

1332 cm

- 1

, referente às ligações do tipo sp

. Já, os espectros Raman de DLC

consistem em bandas largas, típicas de materiais amorfos desordenados,

apresentando ligações C-C do tipo sp

, sp

e sp

. As letras derivam de

diamante(D) e grafite(G) e a deconvolução do espectro permite visualização das

bandas as quais estão relacionadas com as ligações sp

e sp

Nas figuras 10, 11 e

12 temos os espectros dos filmes tipo diamante, tipo grafite e DLC (LOBO,

2005).

Figura 10 - Espectros Raman de filmes de diamante excitados com três diferentes

comprimentos de onda (LOBO et al, 2005)

Figura 11 - Espectros Raman de filmes de grafite excitados com três diferentes

comprimentos de onda (LOBO et al, 2005)

Figura 12- Espectros Raman de filmes de DLC excitados com três diferentes

comprimentos de onda (LOBO et al, 2005)

A adsorção de produtos químicos pela superfície dos materiais é um dos

fatores que podem afetar as aplicações destes materiais em vários ramos da

indústria. O acúmulo de material na superfície pode provocar a degradação local

do material, gerando pequenos defeitos como furos e corrosões localizadas.

Existem diversas técnicas que podem ser empregadas no estudo da adsorção de

produtos químicos pelos materiais. Uma das técnicas empregada é a de ângulo de

contato, que é uma medida macroscópica em que é pipetada uma gota de uma

dada solução sobre as amostras. Após a deposição da gota observa-se a forma da

gota e a curvatura da mesma, conforme demonstrado na figura 13.

Figura 13 - Representação esquemática do ângulo de contato

substrato

Gota

Pela medida do ângulo da curvatura pode-se relacionar ângulo de contato

com a tensão superficial apresentada pelo material em relação à solução

empregada. O aumento no ângulo de contato, que corresponde à menor tensão

superficial apresentada, significa menor aderência da solução aos materiais

empregados (NOGUEIRA, 2002).

Quando o ângulo de contato é menor que 90°, o material possui uma

característica hidrofílica e quando é maior que 90° apresenta característica

hidrofóbica. Essa propriedade é chamada de molhabilidade do material, e está

ligada com a energia de superficial do material.

O conceito de energia superficial pode ser explicado usando um líquido

como exemplo, onde átomos e moléculas do líquido se movem livremente

procurando ocupar uma posição de menor energia potencial, isto é, onde as

forças (atrativas e repulsivas) estejam em equilíbrio. Entretanto, as partículas na

superfície do material experimentam somente forças dirigidas para dentro do

líquido, garantindo à superfície maior energia. A energia superficial é dada pela

diferença entre as energias na superfície e no interior do material (BOYAN et al.,

2003).

Dois métodos de cálculos são usados para determinação da energia de

superfície, o método harmônico e o geométrico. Usando-se dois líquidos para a

medida dos ângulos de contato; cujas componentes polar e dispersiva sejam

conhecidas; pode-se determinar as componentes da energia de superfície do

sólido.

Atualmente, estas medidas são relativamente fáceis de serem obtidas

através de sistemas com microcâmera e computador. Estas fornecem os valores

de energia de superfície, calculadas por ambos os métodos, imediatamente após

as medidas dos ângulos de contato.

3 MATERIAIS E MÉTODOS

Neste trabalho foram utilizados amostras e arcos de fios ortodônticos

NiTi superelástico e termoativado, disponíveis no mercado. Na figura 14

verificamos a metodologia empregada para o desenvolvimento do presente

estudo.

Figura 14 - Fluxograma demonstrativo da metodologia empregada.

Tratamento de superfície

Caracterização

do Filme

Espectroscopia

Raman

Perfilometria

Ângulo de

Contato

Ensaio de escovação

Ensaio de Flexão

em 3 pontos

Absorção Atômica

3.1 TRATAMENTO DE SUPERFÍCIE

3.1.1 Processo de deposição dos filmes DLC

A técnica escolhida para a deposição dos filmes de carbono amorfo

hidrogenado foi a deposição química por plasma de rádio freqüência (Radio-

Frequency Plasma-Enhanced Chemical Vapor Deposition – RF PECVD),

realizada no Laboratório de Plasma, Faculdade de Engenharia, Campus de

Guaratinguetá (UNESP). O reator e todo equipamento utilizado para a deposição

dos filmes é mostrado na figura 15.

Figura 15 - Equipamentos utilizados para a deposição filmes DLC

Para a realização da deposição foi empregado um sistema constituído por

um reator de vidro no formato cilíndrico medindo 180 mm de diâmetro por 140

mm de altura, com volume aproximado de 3 litros. O plasma é estabelecido

entre dois eletrodos circulares, internos planos e paralelos, sendo um deles

aterrado, medindo 100 mm de diâmetro.

Reator

Eletrodos

Casador de

impedância

O processo de limpeza no interior da câmara foi efetuado por meio de uma

bomba mecânica (M18, Edwards). Esse equipamento possui uma válvula

solenóide, acoplada a sua saída, a qual é responsável pela admissão automática

de ar atmosférico no seu desligamento. Este procedimento evita o refluxo do óleo

da bomba para o interior da câmara de plasma, conectada à bomba por meio de

uma válvula esférica e um tubo flexível de aço inoxidável. O controle da pressão

no interior do reator de plasma foi realizado por meio de um sensor (Edwards)

operando na faixa de pressão de 10

a 10

-2

Pa e a leitura do valor de pressão foi

realizada por meio de uma unidade digital controladora de pressão.

Os plasmas foram excitados por meio de uma fonte de radio freqüência

(modelo RF- 300 Tokyo HY-Power) operando na freqüência de 13,6 MHz com a

potência de 50 W, acoplada ao reator por meio de cabos coaxiais e um sistema

casador de impedância (modelo MB-300Tokyo HY-Power). Um diagrama de

blocos do sistema pode ser visualizado na figura 16.

Figura 16 – Diagrama de blocos do sistema de deposição de filmes DLC

Acetileno

Argônio

Fonte RF

Casador de

impedância

MEDIDOR

DE PRESSÃO

BOMBA

MECÂNICA

REATOR DE

VIDRO

Fluxô

metro

3.1.2 Limpeza dos substratos

Nesse estudo foram empregados três tipos de substratos: lâminas de vidro

e silício (para caracterização do filme depositado), os arcos ortodônticos (NiTi e

termoativados para ensaio de escovação e absorção atômica) e as amostras

destes fios para o ensaio de flexão).

As lâminas de vidro e o sílicio foram colocados em uma solução com

detergente próprio para limpeza de amostras, deixados por 15 minutos em cuba

ultrassônica e lavados em água corrente. Em seguida, foram imersos em água

destilada, colocados em ultrassom por mais 15 minutos e lavados

individualmente em água destilada. Posteriormente, foram mergulhados em

álcool isopropílico, e acondicionados em ultrassom por 15 minutos. Concluído

este processo de limpeza, foi realizada secagem em estufa a 160ºC por 30

minutos.

As amostras e os arcos foram limpos de acordo com as seguintes etapas:

primeiramente foi realizada lavagem manual com gaze e sabão (DET LIMP S

32) e enxaguados em água corrente com auxílio de uma peneira. Com o auxilio

de Becker, foram colocados em cuba ultrassônica Thomton T 14, com sabão de

laboratório por 20 minutos e lavagem em água corrente e água destilada. Depois

foi realizada imersão em água destilada e manutenção em cuba ultrassônica por

20 minutos, seguida de lavagem com água destilada e imersão em álcool

isopropílico com manutenção no ultrassom por 20 minutos. Em seguida, foi

realizada imersão em acetona com manutenção no ultrassom por 20 minutos.

Concluído este processo, foi realizada secagem em estufa a 160ºC por 30

minutos.

3.1.3 Condições de deposição

As condições empregadas para a deposição do filme foram as

preconizadas por Marins em seu estudo (MARINS, 2003). Os plasmas foram

excitados a partir de radiofreqüência, operando na freqüência de 13,56 Hz, na

faixa de pressão de 10 Pa, com potência de 50 W. Misturas de acetileno e argônio

foram empregadas na proporção de 70% de argônio e 30% de acetileno, com o

tempo de deposição de 5 minutos.

Para limpeza do reator de outros gases ou elementos químicos foi

realizado plasma de argônio com pressão de 2 x 10

-1

Torr, potência de 50W e

tempo de 20 minutos. Após a limpeza do reator anotou-se a pressão base de

trabalho (P

) marcada no medidor digital, pois é através desta P

que se calcula a

quantidade de argônio e de acetileno, ou seja, calcula-se a pressão de cada um

deles através da pressão base para depositar 70% de argônio e 30% de acetileno.

Para a obtenção de filme de DLC próximo da faixa de 10 Pa = 7,5 x 10

-2

Torr empregou-se os seguintes parâmetros:

Pressão argônio: 2,3 X 10

-2

Torr,

Pressão acetileno: 5,3 x 10

-2

Torr

Sendo assim, temos:

Acetileno 30% = P

+ P

C2H2

Argônio 70% = P

+ P

C2H2

+ Par

Após a deposição na base da amostra (lado 1), “quebrou-se” o vácuo e

abriu-se o reator para realização da deposição do filme do lado oposto (lado 2),

repetindo todo o processo desde a limpeza com plasma de argônio .

Para facilitar o entendimento de todo o processo de deposição, as amostras

foram divididas em quatro grupos, conforme Tabela 1:

Grupo I: 10 corpos de prova de fio ortodôntico de NiTi retangular de

0,0215” x 0,025”, marca comercial, lote 2878023, para o ensaio de flexão em três

pontos;

Grupo II: 10 corpos de prova de fios ortodônticos de NiTi Termoativado

retangular de 0,0215” x 0,025”, marca comercial, lote 2887001, para o ensaio de

flexão em três pontos;

Grupo III: 05 arcos ortodônticos NiTi retangular de 0,0215” x 0,025”,

marca comercial, lote 2878023, para o ensaio de escovação, e

Grupo IV: 05 arcos ortodônticos de NiTi Termoativado retangular de

0,0215” x 0,025”, marca comercial, lote 2887001, para o ensaio de escovação.

Tabela 1- Grupos e condições de deposição

Grupo Deposição Pressão base

de trabalho

Pressão

acetileno

30%

Pressão

argônio

70%

Lado 1 1,7 X 10

Torr 4,0 X 10

Torr 9,3X 10

Torr

Lado 2 1,2 X 10

Torr 3,5 X 10

Torr 8,8 X 10

Torr

Lado 1 2,0 X 10

Torr 4,3 X 10

Torr 9,6X 10

Torr

Lado 2 1,2 X 10

Torr 3,5 X 10

Torr 8,8 X 10

Torr

III

Lado 1 1,1 X 10

Torr 3,35 X 10

Torr 8,6 X 10

Torr

Lado 2 1,0 X 10

Torr 3,25 X 10

Torr 8,5 X 10

Torr

Lado 1 1,8 X 10

Torr 4,1 X 10

Torr 9,4X 10

Torr

Lado 2 1,3 X 10

Torr 3,6 X 10

Torr 8,9X 10

Torr

O tempo aproximado de deposição foi de 300 segundos, sendo que a

polarização ocorreu pelo eletrodo inferior a fim de se proporcionar o crescimento

de filmes mais duros, aderentes e com mais carbono (Figura 17).

Figura 17 - Deposição de filme DLC nas amostras de NiTi

3.2 CARACTERIZAÇÃO DOS FILMES

3.2.1 Perfilometria

A espessura do filme de a-C:H foi medida no Laboratório de Sensores e

Materiais - LAS - do Instituto de Pesquisa Espacial (INPE) em São José dos

Campos, por meio de um Perfilômetro TENCOR ALPHA STEP (AS) 500 como

mostra a figura 18.

Figura 18 – Perfilômetro Tencor Alpha Step 500

amostras

Os filmes foram depositados sobre substratos de vidro, onde parte da

superfície do substrato é coberta por uma máscara de vidro de modo a apresentar

um degrau entre a superfície do filme e a do substrato, como mostra a figura 19.

Este degrau formado e sua medida (altura “h”) corresponde à espessura do filme

a qual é medida pela perfilometria.

Figura 19 - Esquema ilustrativo do degrau para medida da espessura do filme de

DLC

3.2.2 Espectroscopia Raman

A Espectroscopia Raman é uma técnica analítica que avalia a estrutura

molecular de filmes carbonosos, verificando se este filme é do tipo polimérico ou

DLC.

Os filmes de a-C:H foram caracterizados pela técnica de Espectroscopia

Raman, realizado no Laboratório de Sensores e Materiais (LAS) do Instituto de

Pesquisa Espacial (INPE) em São José dos Campos através do Espectrômetro

Renishaw – Raman Imaging Microscope, por um Laser de Argônio excitados a

514 nm e a faixa de comprimento de onda analisado foi de 900 a 2000 cm

-1

O espectro Raman foi obtido através da incidência da luz monocromática

do laser de argônio (514 nm) sobre a amostra do filme de a-C:H. A luz

espalhada foi dispersa por uma rede de difração no espectrômetro e suas

componentes foram recolhidas em um detector que converte a intensidade da luz

Posição da máscara

DLC

DEGRAU

“h”

em sinais elétricos que foram interpretados em um computador na forma de um

espectro Raman. Os espectros obtidos eram deconvoluídos em duas curvas

gaussianas, denominadas banda G (associado a hibridização sp

) e banda D

(atribuído a hibridização sp

), segundo o procedimento proposto por Robertson

(2002).

3.2.3 Medida do ângulo de contato e energia de superficie

Os ângulos de contato (θ) e energia de superfície foram obtidos através de

um Goniômetro automatizado (Ramé-Hard–modelo 100-00), do Laboratório de

Plasma da Faculdade de Engenharia de Guaratinguetá (FEG/UNESP). Este

equipamento que é mostrado na figura 20 e é composto por uma câmera CCD,

que captura a imagem da gota depositada sobre o filme. Um programa de

tratamento de imagens determina o perfil desta gota, calculando o ângulo de

contato.

Figura 20 - Goniômetro automatizado (Ramé-Hard–modelo 100-00)

Nestas análises, utilizou-se o vidro como substratos dos filmes, a água

deionizada como líquido polar e o diodometano como líquido apolar ou

dispersivo. Para realização de análise estatística, três gotas foram depositadas

sobre diversas superfícies das amostras e medidas 10 vezes. Estas análises foram

realizadas 24 horas após as deposições como mostrado na figura 21.

Figura 21 – Deposição da gota para cálculo do ângulo de contato

Através da medida do ângulo de contato temos a propriedade de

molhabilidade do material, onde se este ângulo for menor que 90° o material

apresenta propriedade hidrofílica; e se for maior que 90°, o material tem uma

característica hidrofóbica.

A energia de superfície é dada pelo trabalho de trazer uma partícula de

dentro do líquido para fora, por unidade de superfície, num volume e temperatura

constantes. A energia livre total numa superfície é a soma de contribuições de

diferentes forças intermoleculares.

Dois métodos de cálculo são usados para determinação da energia de

superfície considerando as componentes, polar e dispersiva (não polar): o método

harmônico e o geométrico.

Atualmente, estas medidas são fáceis de serem obtidas através de sistemas

com microcâmera e computador. Estas fornecem os valores de energia de

superfície, calculadas por ambos os métodos, imediatamente após as medidas dos

ângulos de contato como demonstrado na figura 22.

ota

Agulha

Figura 22 – Imagem da gota obtida pelo programa de computador para medida

do ângulo de contato

(θ)

3.3 ENSAIO DE ESCOVAÇÃO

O ensaio de escovação foi realizado na Faculdade de Engenharia de

Guaratinguetá (FEG/UNESP), para avaliação de liberação de íons. Foram

confeccionados modelos em resina acrílica Dencor, realizada a colagem de

braquetes poliméricos e a fixação dos arcos ortodônticos por meio de ligaduras

elásticas utilizando instrumento sputnik, conforme figura 23.

(a) (b)

Figura 23 - (a) Modelo em resina e instrumental utilizado para fixação

arco/braquete; (b) detalhe do modelo com arco

Arco

ortodôntico

Modelo em

resin

ligadur

sputnik

Os arcos utilizados foram os de secção retangular com dimensão 0,025” X

0,021”.

Os modelos foram divididos em dois grupos:

 Grupo Experimental G1 (sem DLC + imersão em soro fisiológico +

escovação + colutório) composto por 05 arcos de NiTi e 05 arcos de NiTi

termoativado.

 Grupo Experimental G2: (com DLC +imersão em soro fisiológico+

escovação + colutório) composto por 05 arcos de NiTi e 05 arcos de NiTi

termoativado.

O Grupo Controle, onde os modelos ficaram imersos em soro fisiológico sem

escovação, foi composto por 05 arcos de NiTi e 05 arcos de NiTi termoativado.

Estes modelos foram acondicionados em recipientes individuais e fechados,

contendo 120 ml de solução de soro fisiológico (cloreto de sódio a 0,9%)

conforme figura 24.

Figura 24 - Modelo acondicionado em recipiente com soro fisiológico

Os modelos foram colocados em um aquário de vidro contendo água a

aproximadamente 34º a 37 ºC simulando a cavidade oral como mostra a figura

25.

Figura 25 - Aquário com recipientes simulando meio bucal

Foi realizada a escovação manual dos arcos ortodônticos utilizando escova

Oral B 30 (macia) e uma pequena quantidade de creme dental Colgate Total 12

por um período de 15 minutos para cada arco. Após a escovação, os modelos

eram lavados em água destilada e imersos em colutório Cepacol por 05 minutos.

Posteriormente eram enxaguados com água destilada e novamente colocados em

seus respectivos recipientes contendo soro fisiológico.

Após 30 dias, as amostras foram retiradas dos potes e o líquido

encaminhado para realização de Espectroscopia de Absorção Atômica.

3.3.1 Espectrômetro de absorção atômica

Para análise de absorção atômica utilizou-se o Espectrômetro de Absorção

Atômica com atomização por Chama (Varian AA240Z) do Laboratório de

Análises Químicas, do Departamento de Materiais e Tecnologia, da Faculdade de

Engenharia Mecânica, do Campus de Guaratinguetá, UNESP, para avaliação da

quantidade de íons metálicos liberados dos arcos, com e sem filme de DLC.

3.4 ENSAIO DE FLEXÃO EM TRÊS PONTOS

O ensaio de flexão em três pontos foi realizado buscando-se avaliar a

influência do tratamento de superfície nas propriedades mecânicas dos fios

ortodônticos. Para isso, foram retiradas amostras da parte reta de secção

transversal dos fios ortodônticos retangulares (0,0215” x 0,025” ) de NiTi ( lote

2878023 ) e NiTi termoativados ( lote 2887001), com comprimento de 20 mm.

Foram divididos em dois grupos, sendo:

 Grupo controle sem filme composto por 10 amostras de fios de NiTi e 10

amostras de NiTi termoativados.

 Grupo experimental com filme composto por 10 amostras de fios de NiTi

e 10 amostras de NiTi termoativados.

Esses testes foram realizados em uma máquina de ensaios mecânicos

(EMIC) Modelo DL 3000, com célula de carga de 20N pertencente ao

Departamento de Materiais da Escola de Engenharia de Lorena- USP. Foram

realizadas adaptações necessárias que podem ser observadas na figura 26. O

sistema construído consiste em um dispositivo de pequeno

porte

que utiliza

cargas menores que 20N, sendo possível o controle na velocidade de aplicação de

carga, tanto no carregamento quanto no descarregamento.

Figura 26- Equipamento EMIC, Modelo EE 050, com célula de carga de 20N

utilizado para o ensaio de flexão três pontos

Figura 27 – Detalhamento do sistema para teste de flexão em três pontos

O suporte de amostra foi fabricado em aço inoxidável e a distância entre

os apoios do fio nesse suporte é de 13 mm. As medidas de deflexões foram

obtidas utilizando-se um deflectômetro eletrônico da EMIC, modelo EE 050,

com objetivo de medir a deflexão máxima de até 3,1mm, conforme pode ser

observado na figura 27 e 28. O atuador consiste de uma haste com uma ponteira

em cunha feita de uma liga de titânio para minimizar seu peso.

Antes do início dos ensaios com os fios, o sistema foi calibrado com o

objetivo de verificar a influência da rigidez do deflectômetro nos resultados.

Atuador

Deflectômetro

Amostra

Suporte de

amostra

Figura 28 – Vista superior do sistema para teste de flexão em três pontos em

amostras de fios de NiTi

Os ensaios de flexão em três pontos realizados nas amostras de NiTi são

mostrados nas figuras 29 ( a) e (b).

Figura 29 (a) e (b) - Ensaio de flexão em três pontos em amostras NiTi

Amostra

amostra

deflectômetro (a) (b)

Foi necessário fazer uma nova programação para que a aquisição de dados

do ensaio fosse feita também na etapa de descarregamento, além dos dados

obtidos no carregamento. Esse programa permite a entrada de dados da

geometria corpo de prova, distância entre apoios, velocidade do atuador, deflexão

final, etc.

Os corpos de prova constituídos de fios termoativados foram submetidos

ao ensaio de flexão, conforme metodologia estudada ADA n°32, conforme pode

ser observado na figura 30. Sendo assim, para os testes com os fios de NiTi

termoativado foi construída uma câmara para simular a temperatura corporal.

Com este objetivo foi acoplada uma cuba de acrílico, com travas, e vedação em

silicone. A cuba de acrílico é transparente e permite uma boa visualização do

ensaio. O sistema foi testado e os resultados mostraram que após ajustar a

temperatura do conjunto em 37 °C ocorreu uma variação inferior a 1°C para um

intervalo de 10 minutos. Considerando que o tempo de um ensaio é inferior a 7

minutos pode se garantir que a temperatura ficou constante durante os ensaios,

por isso, não foi necessário utilizar um sistema de aquecimento auxiliar para

manter a temperatura constante.

Figura 30 – Equipamento para o ensaio de flexão em três pontos para fios NiTi

termoativado com sistema de temperatura

Os ensaios de flexão em três pontos realizados nas amostras de NiTi

termoativadas são demonstradas nas figuras 31 (a) e (b).

Figura 31 - (a) Ensaio de flexão em três pontos realizada em amostra de NiTi

termoativada. (b) Detalhe do ensaio de flexão em três pontos em amostra NiTi

termoativada

Os dados de força e deflexão adquiridos durante os ensaios mecânicos de

flexão em três pontos foram traçados em forma de gráficos, conforme mostrado

na figura 32. Em cada ensaio foram registradas as forças, durante o

descarregamento, correspondentes às seguintes deflexões: 0,5, 1, 2 e 3 mm.

Figura 32 – Curva representativa do ensaio de flexão em três pontos

As formulações utilizadas na determinação das propriedades mecânicas

baseiam-se na teoria aplicada a vigas sujeita à flexão em três pontos,

considerando o material no regime elástico.

amostra

atuador

cuba

trava

Vedação de

silicone

amostra

(a)

(b)

amostra

O módulo de elasticidade (E) foi obtido empregando-se a equação:

∆

(1)

Em que: ∆

é o incremento da carga aplicada;

é a distância entre apoios; ∆

o incremento de deflexão (flexa).

A tensão em flexão foi calculada usando a equação:

(2)

A deformação foi obtida empregando-se a seguinte equação:

(3)

Em que: ε é a deformação na superfície externa; Y é a deflexão máxima (ou

flexa).

4. RESULTADOS E DISCUSSÃO

Neste trabalho foram realizadas deposições de filme de a-C:H, sobre

amostras e também sobre arcos de NiTi superelástico e NiTi termoativado, com o

objetivo de inibir a liberação de íons metálicos. Os filmes foram depositados pela

técnica de deposição de vapor químico assistido por plasma – PECVD,

utilizando-se radiofreqüência (13,56 MHz). Realizou-se a deposição do filme

com a proporção de 30% de acetileno e 70% de argônio, com pressão constante

igual a 10 Pa. Investigou-se o efeito da deposição deste filme sobre as amostras e

arcos por meio de ensaios de molhabilidade, perfilometria, Espectroscopia de

Raman,

Espectrofotometria de absorção atômica e Ensaio de flexão em três

pontos.

4.1. Caracterização dos filmes

4.1.1. Perfilometria

A partir da realização do ensaio de perfilometria foi possível medir a

espessura do filme de a-C:H, tomando-se a medida em seis pontos diferentes

sobre a lâmina de vidro, obtendo-se o valor médio equivalente a 228,25 nm e

288,25 nm para o NiTi e NiTi termoativado, respectivamente. Como a função do

filme era proteger as amostras do meio bucal a espessura foi considerada

satisfatória.

4.1.2. Espectroscopia Raman

Os espectros foram deconvoluídos segundo método proposto por

Robertson (2002), o qual consiste em fazer uma aproximação com número de

gaussianas iguais ao número de bandas associadas a ligações sp

e sp

respectivamente e, calcular a área relativa sob os picos (Fig. 33).

(a)

800 1000 1200 1400 1600 1800

-200

200

400

600

800

1000

R2 - 50W - 10Pa

30% C

+ 70% Ar

INTENSIDADE (u.a)

DESLOCAMENTO RAMAN (cm

-1

)

(b)

Figura 33- Espectro Raman obtido a partir de um filme de carbono amorfo

hidrogenado (a-C:H)

Para a liga NiTi a partir da análise do espectro verificou-se que os picos

deconvoluídos D e G se localizam nas zonas de 1357,9 cm

-1

e 1536,1 cm

-1

respectivamente. A aparição do pico D revela que há uma desordem na estrutura

grafítica, portanto trata-se de um filme amorfo. Além disso, quanto mais larga a

linha do espectro Raman, mais amorfo o material se apresenta.

Da mesma forma o espectro obtido para o filme depositado sobre a liga

termicamente ativada apresentou as bandas D e G nas zonas de 1373,8 e 1545,2

-1

, respectivamente. Na tabela 2 é possível verificar os valores obtidos para o

filme de a-C:H para os dois materiais estudados utilizando a potência de 50W.

Tabela 2 - Posição, largura e intensidade das bandas D e G do espectro do filme

a-C:H para os dois materiais avaliados

Potência (W)

Posição (cm

) Largura (cm

) Intensidade

Banda D Banda G

Banda D

Banda G Banda D

Banda G

NiTi 1357,9

1536,1 249,43 132,40 667,83

2501,7

NiTi termoativado 1373,8

1545,2 261,27 141,77 287,27

720,51

Para a liga NiTi a razão entre a intensidade das bandas (I

) do espectro

do filme em função da potência foi equivalente a 0,26 e a taxa de deposição do

filme em relação a potência foi de 0,76 A/s [espessura do filme dividido pelo

tempo de deposição = (52,47 nm /300 s)]. Para a liga termicamente ativada a

razão entre a intensidade das bandas (I

) do espectro do filme em função da

potência foi equivalente a 0,39 e a taxa de deposição do filme em relação à

potência foi de 0,96 A/s [espessura do filme dividido pelo tempo de deposição =

(52,47 nm /300 s)].

4.1.3. Medida do ângulo de contato e energia de superfície

Na tabela 3 é possível verificar os valores médios obtidos para o ângulo de

contato das amostras estudadas.

Como o mesmo tratamento foi empregado para todas as amostras os

valores do ângulo de contato foram bastante próximos. Superfícies que

apresentam ângulos próximos a 90º estão mais próximos de um caráter

hidrofóbico do que hidrofílico, sendo esta propriedade interessante para

aplicações onde não se deseja a adesão de placa bacteriana. Flint et al (2000)

verificaram que para amostras confeccionadas com aço inoxidável houve uma

maior adesão de bactérias para valores de ângulo de contato de aproximadamente

86º e menor para superfícies com ângulos de 64º.

Tabela 3 – Valores médios do ângulo de contato

Na figura 34 é possível observar o aspecto da gota durante a medida do

ângulo de contato.

Grupos avaliados Ângulo de contato

(fio de NiTi c/DLC)

75,59 ± 0,38

(fio de NiTi

termoativado c/ DLC)

77,31 ± 0,24

Figura 34 – Imagem da gota de água sobre o substrato com filme de a-C:H

4.2. ENSAIO DE ESCOVAÇÃO

Na figura 35 é possível observar os valores detectados para os íons níquel

presentes na solução após a escovação associada à imersão em soro fisiológico

por trinta dias. Os arcos do grupo controle ficaram apenas imersos em solução

salina não tendo sido submetidos è escovação.

Comparando-se os dois materiais avaliados observa-se graficamente que a

liberação de íons níquel foi maior no grupo da liga NiTi termicamente ativada

para as três condições avaliadas. No entanto, verifica-se que para os dois

materiais a presença de uma camada de DLC inibiu a liberação de íons níquel.

Kobayashi (2005)

Figura 35 – Liberação de íons níquel para as duas ligas avaliadas

4.3. ENSAIO DE FLEXÃO EM TRÊS PONTOS

4.3.1 Calibração do sistema de medidas

Antes de começar os testes de funcionalidade com os fios, foi realizada

uma aferição a fim de calibrar e verificar o efeito da rigidez do deflectômetro no

resultado dos testes. Foi realizado um ensaio, sem nenhum fio, tomando-se os

valores força- deflexão até uma amplitude de 3,1mm. O resultado está mostrado

na figura 36.

É possível observar um comportamento linear tanto no carregamento

quanto no descarregamento, obtendo-se uma constante linear de 0,118 N/mm

para calibração dos ensaios.

0,0 0,5 1,0 1,5 2,0 2,5 3,0 3,5

0,05

0,10

0,15

0,20

0,25

0,30

0,35

0,40

0,45

0,50

Força (N)

Deflexمo (mm)

Figura 36– Curva força x deflexão de calibração obtida a partir do ensaio de

flexão empregando-se deflectômetro eletrônico da EMIC

4.3.2. Resultados dos ensaios de flexão

Na figura 37 é possível observar as curvas representativas de força x

deflexão para os fios superelásticos, nas duas condições avaliadas: com e sem

deposição de a:C-H. Observa-se que em ambos os casos o material apresentou o

laço de histerese não-linear característico do NiTi superelástico. O tratamento de

superfície deslocou levemente a curva do fio tratado para cima sem

comprometimento das propriedades superelásticas da liga.

A declividade da curva antes da transformação para martensita é constante

indicando que o material é completamente austenítico antes da formação da

martensita.

0,0 0,5 1,0 1,5 2,0 2,5 3,0 3,5

Força (N)

Deflexão (mm)

Superelástico sem DLC

Superelástico com DLC

Figura 37 – Curva força x deflexão da liga NiTi com e sem tratamento de

superfície

A histerese das amostras de NiTi superelástico sem DLC e com DLC, foi

a mesma, verificando-se um aumento na tensão de ativação e desativação nas

amostras com DLC. A completa transformação em martensita ocorreu a 1667

MPa e 1796 MPa, para a amostra não tratada e tratada, respectivamente. Sui et al

(2006) observaram o mesmo comportamento para essas ligas após tratamento de

superfície por imersão a plasma e concluíram que essas diferenças não são

importantes para as aplicações a que esses materiais são destinados.

Para as amostras obtidas a partir de arcos de NiTi termoativados o

comportamento mecânico verificado foi bastante interessante, conforme pode ser

verificado na figura 38.

0,0 0,5 1,0 1,5 2,0 2,5 3,0 3,5

Força (N)

Deflexão (mm)

TERMO Sem MOD

TERMO Com MOD

Figura 38 – Curva força x deflexão da liga NiTi termoativada com e sem

tratamento de superfície

Para ambas as condições o comportamento mecânico deste material foi

analisada, sendo que à temperatura de teste de 37 °C, os materiais encontram-se

inicialmente, antes de qualquer solicitação mecânica, na fase austenítica. No

entanto, isso não inibiu a formação da martensita induzida por tensão durante o

ensaio flexão, e as propriedades superelásticas do fio puderam ser observadas.

Além disso, houve um pequeno aumento da força no patamar superior (força de

ativação) para o fio com deposição, sendo que, no patamar inferior (região de

desativação) manteve-se praticamente igual ao fio sem tratamento, e isso

significa que a histerese é maior para o fio com deposição. Vale ressaltar que as

forças de desativação é que são responsáveis na correção dos dentes.

Após o tratamento de superfície a declividade correspondente ao módulo

de Young na região austenítica para o fio superelástico foi mais pronunciada não

sendo verificado esse comportamento previamente. A diferença verificada entre

os dois materiais (superelástico e termoativado) após tratamento deve-se a sua

composição química, pois as ligas termoativadas apresentam cobre em sua

composição levando a formação de uma fase intermediária romboedral

denonimada fase R.

A tabela 4 mostra os valores médios de força de desativação para

deflexões (mm) de 0.5, 1.0, 1.5, 2.0, 2.5 e 3.0 mm, para os fios superelásticos

sem e com DLC e termoativados sem e com DLC.

Tabela 4 – Valores das forças de desativação em função para diferentes níveis de

deflexão

MÉDIA DAS FORÇAS (N)

Deflexão (mm) 0.5 1.0 1.5 2.0 2.5

3.0

SUPER -S/DLC 3.1 ± 0.5 3.8 ± 0.5 4.4 ± 0.5 4.8 ± 0.5 5.7 ± 0.5 9.4 ± 0.2

SUPER -C/DLC 3.8± 0.2 4.5 ± 0.2 5.3 ± 0.4 5.7± 0.5 6.5 ± 0.2 10 ± 0,6

TERMO - S/DLC 2.0 ± 0.2 2.4 ± 0.2 2.7 ± 0.2 2.9 ± 0.2 3.6 ± 0.2 5.6± 0.1

TERMO - C/DLC 1.4 ± 0.4 2.0 ± 0.4 2.6 ± 0.4 3.0 ± 0.3 3.9 ± 0.2 8.5 ± 0.3

Observa-se que os fios termoativados antes do tratamento de superfície

apresentaram valores de ativação inferiores aos dos fios NiTi superelásticos. De

acordo com Gravina (2007) clinicamente esse comportamento é interessante uma

vez que quanto menores as cargas para se atingir os patamares constantes de

ativação, com cargas mais suaves e constantes as ativações ocorrem.

Após o tratamento de superfície o valor de ativação foi superior para os

fios superelásticos no início do patamar e superior em ambos os casos no final da

deformação. Sui et al. (2006) verificaram comportamentos semelhantes após

tratamento de superfície por imersão a plasma em fios superelásticos, no entanto,

contrariamente ao preconizado por Gravina (2007) esses autores acreditam que a

elevação nos valores de ativação não afetam o uso desses materiais.

Para obtenção dos valores de tensão e deformação correspondente ao

carregamento em flexão foi utilizada a teoria aplicada a vigas sujeita à flexão em

três pontos, considerando o material no regime elástico. O comportamento em

flexão, dado em termos de tensão x deformação, é mostrado nas figuras 39 e 40.

Para todos os materiais a deformação máxima foi de aproximadamente 6%. O

nível de tensão na fase de ativação em que a martensita começa a se formar

induzida por tensão difere quanto ao aspecto de ser superelástico ou

termoativado. Nos fios superelásticos essa tensão foi da ordem de 900 MPa,

enquanto que, para os fios termoativados a tensão foi de aproximadamente 700

MPa.

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06 0,07

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

Superelástico sem DLC

Superelástico com DLC

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

Figura 39 – Curva tensão x deformação da liga NiTi superelástica com e

sem DLC

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06 0,07

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

Termoativado sem DLC

Termoativado com DLC

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

Figura 40 - Curva tensão x deformação da liga NiTi termoativada com e sem

DLC

A tabela 5 mostra os valores médios de tensões (MPa) para deflexões (mm)

de 0.5, 1.0, 1.5, 2.0, 2.5 e 3.0 mm, para os fios superelásticos sem e com DLC e

termoativados sem e com DLC.

Tabela 5 – Valores médios de tensões (MPa) em função para diferentes níveis de

deflexão

MÉDIA DAS TENSÕES (MPa)

Deflexão (mm) 0.5 1.0 1.5 2.0 2.5

3.0

SUPER -S/DLC

319 ± 51 391 ± 51 453 ± 51 494 ± 51 587 ± 51 968 ± 21

SUPER -C/DLC

391± 21 463 ± 31 546 ± 51 587 ± 51 669 ± 21 1030 ± 62

TERMO - S/DLC

206 ± 21 247± 21 278 ± 21 299 ± 21 371 ± 21 577± 10

TERMO - C/DLC

144 ± 41 206 ± 41 268 ± 41 309 ± 31 401 ± 21 875 ± 31

O patamar superior representa a tensão necessária para deformar o fio

(ativação) e o patamar inferior o descarregamento. A declividade inicial e final é

o módulo de Young das fases austenítica e martensítica, respectivamente. O

tratamento de superfície não alterou a declividade da região inicial do fio

superelástico, mantendo-se o valor do módulo de elasticidade em torno de 85

GPa. No entanto, o tratamento de superfície modificou a inclinação inicial da

curva tensão x deformação do fio termoativado, que significa um aumento do

módulo de elasticidade que apresentou um valor de 140 GPa.

5. CONCLUSÕES

Com a realização desta pesquisa, conclui-se que:

• O emprego do tratamento de superfície com DLC propiciou menor liberação

de íons para os dois materiais estudados;

• A espessura do filme de DLC para o NiTi superelástico e NiTi termoativado,

foi suficiente para inibir a liberação de íons níquel protegendo as amostras do

meio bucal;

• O tratamento de superfície foi mais efetivo para os materiais com

comportamento superelástico. As forças de desativação para os fios

superelásticos foram maiores que os termoativados, e os maiores valores

foram obtidos para o superelástico com tratamento de superfície;

• A deposição do DLC promoveu aumento, tanto no carregamento quanto no

descarregamento, das forças e das propriedades mecânicas das amostras. O

tratamento de superfície alterou, mas não comprometeu as propriedades

superelásticas dos fios. Comparando-se os fios superelásticos com e sem

tratamento, verificou-se que naquele com tratamento de superfície, os

patamares de ativação e desativação foi ligeiramente deslocado para cima, ou

seja, teve um pequeno aumento de resistência à flexão. Para os temoativados,

o fio com tratamento mostrou essa elevação de resistência à flexão, com

maior destaque, apenas no patamar de ativação;

• O nível de tensão em que a martensita começa a se formar induzida por

tensão difere quanto ao aspecto de ser superelástico ou termoativado.

Verificou-se que essa diferença foi de aproximadamente 200 MPa, ou seja,

nos fios superelásticos essa tensão foi da ordem de 900 MPa, enquanto que,

para os fios termoativados a tensão foi de aproximadamente 700 MPa;

• O tratamento de superfície aumentou o módulo de elasticidade da fase

austenita do fio de NiTi termoativado;

• A temperatura empregada na esterilização das amostras para deposição do

DLC afetou as propriedades das ligas termoativadas.

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ANEXOS

Curvas tensão X deformação das amostras de NiTi superelástico sem

modificação.

AMOSTRA 1

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

SUPER_S/MOD_1

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 2

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

SUPER_S/MOD_2

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 3

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

SUPER_S/MOD_3

Tensão (MPa)

Deformação (mm/m m)

AMOSTRA 4

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

SUPER_S/MOD_4

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 5

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

SUPER_S/MOD_5

Tensão (MPa)

Deform ação (m m/m m)

AMOSTRA 6

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

SUPER_S/MOD_6

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 7

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

SUPER_S/MOD_7

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 8

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

SUPER_S/MOD_8

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 9

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

SUPER_S/MOD_9

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 10

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

SUPER_S/MOD_10

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

Curvas tensão X deformação das amostras de NiTi superelástico com

modificação

AMOSTRA 1

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

SUPER_C/MOD_DCL_1

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 2

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

SUPER_C/MOD_DCL_2

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 3

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

SUPER_C/MOD_DCL_3

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 4

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

SUPER_C/MOD_DCL_4

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 5

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

SUPER_C/MOD_DCL_5

Tensão (MPa)

Deformação (mm/)mm

AMOSTRA 6

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

SUPER_C/MOD_DCL_6

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 7

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

SUPER_C/MOD_DCL_7

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 8

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

SUPER_C/MOD_DCL_8

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 9

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

SUPER_C/MOD_DCL_9

Deformação (mm/mm)

Tensão (MPa)

AMOSTRA 10

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

SUPER_C/MOD_DCL_10

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

Curvas tensão X deformação das amostras de NiTi termoativado sem

modificação.

AMOSTRA 1

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

TERMO _S.MOD_1

Tensão (MPa)

D eform ação (m m /m m )

AMOSTRA 2

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000

TERMO_S/MOD_2

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 3

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

100

200

300

400

500

600

700

800

900

1000

TERMO_S/MOD_3

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 4

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

TERMO_S/MOD_4

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 5

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

TERMO_S/MOD_5

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 6

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

TERMO_S/MOD_6

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

100

AMOSTRA 7

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

TERMO_S/MOD_7

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 8

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

TERMO_S/MOD_8

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

101

AMOSTRA 9

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

TERMO_S/MOD_9

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 10

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

TERMO_S/MOD_10

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

102

Curvas tensão X deformação das amostras de NiTi termoativado com

modificação

AMOSTRA 1

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

TERMO_C/MOD_DCL_1

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 2

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06 0,07

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

TERMO_C/MOD_DCL_2

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

103

AMOSTRA 3

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

TERMO_C/MOD_DCL_3

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 4

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

TERMO_C/MOD_DCL_4

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

104

AMOSTRA 5

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

TERMO_C/MOD_DCL_5

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 6

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

TERMO_C/MOD_DCL_6

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

105

AMOSTRA 7

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

TERMO_C/MOD_DCL_7

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 8

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

TERMO_C/MOD_DCL_8

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

106

AMOSTRA 9

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

TERMO_C/MOD_DCL_9

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

AMOSTRA 10

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 0,06

200

400

600

800

1000

1200

1400

1600

1800

2000

2200

2400

2600

2800

3000

TERMO_C/MOD_DCL_10

Tensão (MPa)

Deformação (mm/mm)

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