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Degradação de componentes cerâmicos a base de
ZrO2 tetragonal estabilizada com Y2O3 em saliva
artificial
ORIENTADOR: Prof. Dr. Alain Laurent Marie Robin ALUNA: Luiza Emy Mukaeda
Lorena, SP Novembro, 2011
1
LUIZA EMY MUKAEDA
Degradação de componentes cerâmicos a base de ZrO2 tetragonal estabilizada com Y2O3 em saliva artificial
Trabalho de Conclusão de Curso apresentado ao Departamento de Engenharia Química da Universidade de São Paulo para a obtenção da graduação em Engenharia Química. Área de Concentração: Materiais. Orientador: Prof. Dr. Alain R. M. Robin.
Lorena 2011
2
Autorizo a reprodução e publicação total ou parcial deste trabalho, por qualquer meio convencional ou eletrônico, para fins de estudo e pesquisa, desde que citada a fonte.
3
SUMÁRIO 1. RESUMO ........................................................................................................ 4
2. OBJETIVOS .................................................................................................... 5
2.1 Geral: ............................................................................................................ 5
2.2 Específicos: .................................................................................................. 5
3. REVISÃO BIBLIOGRÁFICA ............................................................................... 6
3.1. O Dente ....................................................................................................... 6
3.2. As Cáries ..................................................................................................... 7
3.3. O Uso do “Fluor” .......................................................................................... 9
3.4. Materiais Usados para Restauração e Próteses Dentárias ........................ 10
3.4.1. Restaurações dentárias ....................................................................... 10
3.4.2. Próteses e próteses sobre implantes ................................................... 12
3.5. Cerâmicas à Base de Zircônia – ZrO2 ........................................................ 13
3.5.1. Mecanismos de tenacificação .............................................................. 14
3.5.2. Degradação da zircônia ....................................................................... 15
4. METODOLOGIA .............................................................................................. 19
4.1. Ensaio de Degradação em Saliva .............................................................. 20
4.2. Caracterização das amostras degradadas em saliva ................................. 21
5. RESULTADOS E DISCUSSÃO ....................................................................... 23
6. CONCLUSÃO .................................................................................................. 38
7. REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS ................................................................. 39
ANEXO I (ABSTRACT) ........................................................................................ 42
4
1. RESUMO
Com a evolução das técnicas de restauração dentária na odontologia, houve um
considerável aumento na demanda por produtos cerâmicos que apresentem boa
resistência mecânica aliada à resistência à corrosão. Nesse contexto, a zircônia
tetragonal, ZrO2, apresenta destaque por possuir características mecânicas que
permitam o seu uso sob diversificadas formas de aplicações de cargas. Por outro
lado, na odontologia, esses materiais são, em sua maioria, importados,
dificultando a popularização de técnicas avançadas de restauração dentária no
país. Uma recente novidade foi a introdução de cerâmicas nacionais no ramo da
odontologia. Dentre esses produtos, os blocos pré-sinterizados de ZrO2 tetragonal
vêm sendo gradualmente aceitos devido às suas boas propriedades
apresentadas: apresentam alta densidade, propriedades mecânicas similares e
confiabilidade superior aos produtos importados. Nesse trabalho, blocos
comerciais de ZrO2 tetragonal (ProtMat Materiais Avançados® e Ivoclar®) foram
sinterizados a 1530°C por 2h, conforme sugerido pelos fabricantes. Os materiais
foram caracterizados quanto às fases cristalinas, aspectos microestruturais e
propriedades mecânicas. Uma característica importante a ser conhecida nesses
materiais cerâmicos é a capacidade de resistir à degradação em meio líquido, a
qual diminui a resistência mecânica superficial dos materiais, principalmente em
ambiente bucal. Nesse contexto, os materiais foram submetidos à solução
sintética representando a saliva, com diferentes pH e concentrações de fluoretos,
utilizando a saliva artificial de Fusayama por tempos diferentes. Após os testes, as
amostras foram analisadas quanto à microestrutura, utilizando Microscopia
Eletrônica de Varredura (MEV), fases cristalinas por meio de Difratometria de
Raio-X (DRX) e tamanho médio de cristalitos, utilizando a Equação de Sherrer.
Os íons contidos na solução de saliva foram quantificados com um espectrômetro
de emissão óptica com plasma (ICP). Os resultados foram correlacionados e os
efeitos da saliva, do pH e da concentração de fluoreto foram avaliados em função
do tempo.
5
2. OBJETIVOS
2.1 Geral:
Analisar a degradação de cerâmicas de zircônia em saliva artificial.
2.2 Específicos:
Analisar o comportamento das cerâmicas a partir de diferentes
métodos;
Comparar a degradação de cerâmicas micrométricas e
nanométricas;
Avaliar o efeito do pH e da concentração de fluoretos na saliva sobre
a degradação das cerâmicas.
6
3. REVISÃO BIBLIOGRÁFICA
3.1. O Dente
O dente deve suportar solicitações mecânicas, como forças compressivas
de até 700N e processo abrasivo, assim como ataque químico por alimentos ou
bebidas ácidas ou pelos ácidos liberados durante a metabolização dos açúcares
por bactérias.
Como proteção, a dentina do dente é recoberta por uma camada dura de
esmalte, que pode atingir 2 mm de espessura nos ângulos cortantes.
O esmalte tem uma estrutura cristalina contendo 96% em massa de
matéria inorgânica, principalmente em forma de hidroxiapatita Ca5(PO4)3OH
contendo carbonatos, 3% de água e 1% de matéria orgânica, como proteínas e
lípidos. Os cristais de hidroxiapatita se organizam em prismos longos e finos que
se estendem da interface dentina-esmalte até a superfície do dente [1].
O dente é constituído de várias partes como mostrado na Figura 3.1.
Figura 3.1. Constituintes de um dente [2].
Já a dentina possui 21% em massa de fases orgânicas (92% dos quais,
colágeno) e 79% de matéria inorgânica (principalmente hidroxiapatita
carbonatada). A estrutura da dentina apresenta túbulos contendo prolongamentos
odontoblásticos, responsáveis pela permeabilidade desta parte do dente [1].
A parte interna do dente é conhecida como polpa e contém células
odontoblásticas, nervos e capilares sanguíneos. As terminações nervosas estão
7
em contato com as células e podem até se estender à curta distância nos túbulos
dentinais. O dente é assim sensível a impulsos transmitidos pelo fluído ao longo
dos túbulos e a estimulações químicas, mecânicas e térmicas podendo resultar
em dor.
Por fim, o dente é ancorado no osso através de um ligamento periodontal.
O cimento assegura a ligação entre a dentina e o ligamento.
3.2. As Cáries
Testes in vitro mostraram que a perda de esmalte do dente humano é de
cerca de 3 mm/ano em refrigerantes contendo ou não açucares, e de 0,4 mm/ano
em água destilada. Estas altas velocidades de dissolução medidas em ensaios in-
vitro seriam alarmantes se não existisse, no ambiente oral (in-vivo), um equilíbrio
entre os processos de desmineralização e remineralização do dente [1].
De fato, os cristais de hidroxiapatita do esmalte (ou da dentina) estão em
equilíbrio dinâmico com a solução aquosa adjacente (saliva) e a velocidade de
dissolução depende não somente do pH mas da concentração de íons Ca2+ e
PO43- desta solução [3]. De maneira simples, os equilíbrios podem ser
representados da como apresentado nas equações (1) e (2).
Ca10(PO4)6(OH)2 10Ca2+ + 6PO43- + 2OH- (1)
PO43- + 3H+ HPO4
2- + 2H+ H2PO41- + H+ H3PO4 (2)
Em pH abaixo de 5,5, a hidroxiapatita pode se dissolver; é a
desmineralização. A saliva age como uma solução tampão natural, servindo a
neutralizar o ambiente ácido e restringir o processo de dissolução.
Ainda mais, a saliva é rica em íons Ca2+ e PO43- e para pH superior a pH
5,5, a apatita pode se reformar; é o processo de remineralização.
O processo que ocorre quando se fala de cárie é devido a um desequilíbrio
entre a remineralização e a desmineralização, principalmente devido à presença
de um ambiente ácido, provocando a dissolução da hidroxiapatita.
Apesar dos alimentos e das bebidas ácidas poderem causar
desmineralização dos dentes, a principal causa da cárie são as bactérias
cariogénicas. As bactérias se acumulam na superfície dos dentes e formam
colônias organizadas, chamadas de biofilme ou placa dentária. Uma bactéria
8
pode ter um diâmetro de 1 m, mas o biofilme pode ter mais de 1 mm de
espessura e pode conter algumas centenas de espécies diferentes de bactérias
[1,4]. As bactérias cariogênicas, como estreptococos, lactobacilos e actinomycos,
geram ácidos (láctico, acético...) na placa dentária, como produtos de seu
metabolismo de carbohidratos, provocando a desmineralização dos dentes
(cárie).
A figura 3.2 mostra a evolução do pH da placa dentária logo após uma
limpeza bucal com solução de glicose a 10% (curva de Stephan) [5]. Pode-se
observar que o pH da placa cai de 6,5-7 para 5 em 2 a 3 min, valor abaixo do
valor crítico de 5,5 que corresponde ao pH a partir do qual a apatita começa a se
dissolver. Este baixo pH persiste por cerca de 30 min e tem que esperar 40 min
para o pH voltar a seu valor inicial. O pH torna a aumentar devido à ação tampão
da saliva, exercida pelos íons bicarbonatos e fosfatos.
Além das características tampão e remineralizadora da saliva, esta
apresenta também uma atividade antibacteriana de parte de alguns constituintes
como imunoglobulina (Ig A e Ig G) e algumas enzimas (lactoferrina,
lactoperoxidase e lizosima).
Se a cárie afetou somente o esmalte ou a dentina, o dentista poderá optar
por uma restauração direta (obturação), ou se o avanço da cárie desgastou
bastante o dente, por uma restauração indireta (uma coroa, por exemplo). Os
casos mais graves necessitam de desvitalização do dente (tratamento de canal)
ou mesmo a extração do dente. Neste último caso, o dentista deverá optar pela
instalação de uma prótese.
Figura 3.2. Curva de Stephan [5].
9
3.3. O Uso do “Flúor”
Na ausência de fluoretos, a hidroxiapatita Ca5(PO4)3OH é a forma mais
estável do fosfato de cálcio. Na fluorapatita Ca5(PO4)3F, os pequenos íons F-
substituem os íons hidroxilas OH-, o que estabiliza ainda mais a estrutura. Assim,
em ambiente bucal contendo fluoretos, a fluorapatita se forma a partir da
hidroxiapatita do esmalte e da dentina, dando uma maior resistência ao dente ao
ataque ácido, portanto tornando-o menos propenso a sofrer cárie [1].
A saliva contém íons fluoretos provenientes do sangue, porém esta defesa
é limitada e sua eficiência varia em função da quantidade de açúcares ingeridos e
do momento da ingestão. Por exemplo, a recomendação de não comer doces
antes de dormir deve-se ao fato de que a saliva não é ativada durante o sono e,
portanto, o ataque do esmalte é maior neste período.
Assim, é necessário um suprimento adicional de “flúor” para
contrabalancear certas deficiências do organismo frente aos modos alimentares
modernos. Este suprimento pode ser feito através do consumo de água de
distribuição fluoretada e do uso de pastas de dentes e enxaguantes bucais
contendo “flúor”. Para certos pacientes expostos a risco, podem ser
recomendadas a ingestão controlada de suplementos fluoretados (comprimidos)
ou a aplicação, por profissionais, de géis ou vernizes fluoretados que contêm
maiores teores de fluoretos.
O alto nível de fluoretos pode promover a formação de fluoreto de cálcio
CaF2 sólido sobre os dentes que se dissolve em ambiente ácido liberando íons
fluoretos, e atuando assim como reservatório para a remineralização da
fluorapatita. No entanto, deve-se tomar cuidado, especialmente durante o período
de formação dos dentes, com a absorção de quantidades exageradas de “flúor”,
porque pode ocorrer a doença chamada de fluorose, caracterizada por manchas
nos dentes e de defeitos estruturais graves.
A introdução de “flúor” no ambiente bucal é feita, na maioria dos casos, sob
forma de fluoreto de sódio NaF, e em água de distribuição, também sob forma de
fluoreto de cálcio CaF2, fluossilicato de sódio Na2SiF6 ou ácido fluossilícico H2SiF6
[6].
A Tabela 3.1 apresenta as concentrações de fluoretos em água fluoretada
fornecida pela SABESP-SP, em alguns cremes dentais e enxaguantes bucais,
10
comprimidos fluoretados, géis e vernizes encontrados no mercado nacional
(teores indicados nos rótulos dos produtos) [7].
Tabela 3.1 - Teores de fluoretos em água fluoretada de distribuição, cremes dentais, enxaguantes bucais, comprimidos fluoretados, géis e vernizes encontrados no mercado
nacional [7].
(mg/L)
Creme dental Close Up Whitening Sorriso Fresh Colgate Frescura Confiável Colgate Controle do Tártaro Aquafresh Triple Protection Tandy (infantil)
1500 1100 1450 1100 1500 1100
Enxaguante bucal Leader Antisético Bucal Plax Antisético Bucal Johnson & Johnson Reach
226 227 226
Água de distribuição SABESP-SP
0,6-0,8
Suplementos fluoretados
0,25 a 1,0 mg / comprimido
Gel fluoretado Vigodent Top Gel Fluor-fosfato acidulado (pH 3,6-3,9) Vigodent Top Gel neutro (pH 7,0)
12 300 9 000
Verniz fluoretado Fluorniz WHITE
22 000
Pesquisas recentes mostram que, além de agir na formação de fluorapatita
sobre os dentes, os fluoretos presentes na cavidade bucal, adicionados em
pequenas quantidades diárias, são suficientes para reduzir o metabolismo
bacteriano e assim tornar o meio bucal menos ácido.
3.4. Materiais Usados para Restauração e Próteses Dentárias
Como visto anteriormente, as doenças dentárias, em particular as cáries,
podem levar à destruição parcial dos dentes, ou nos casos mais graves na sua
extração. Quando a perda do dente é parcial, se faz restaurações, e no caso de
perda total do dente, se coloca próteses ou próteses sobre implantes.
3.4.1. Restaurações dentárias
Há dois tipos de restaurações dentárias, as diretas e as indiretas.
As restaurações diretas são obturações colocadas em cavidades
preparadas no dente. Os materiais usados têm alta resistência à degradação e
11
corrosão no ambiente bucal, são biologicamente inertes, adquirem rapidamente
as propriedades mecânicas necessárias, como resistência à pressão, e
apresentam uma expansão térmica compatível com à do dente. Os principais
materiais utilizados [1] são:
- o amálgama que é uma mistura de Hg com outros metais, Ag, Sn, Cu e In. Uma
composição típica é 45-55% Hg + 35-45% Ag + 15% Sn. É o material mais antigo
e ainda o mais usado por ser mais barato. No entanto, não fornece qualidade
estética.
- as resinas compósitas que consistem em uma mistura de moléculas
monoméricas de metacrilato com carga inorgânica de partículas finas de quartzo,
vidros aluminosilicatos ou borosilicatos. A fase orgânica é polimerizada
quimicamente, ou pela ação da luz. Estes materiais têm propriedade estética e
são os mais usados para restauração da frente dos dentes.
- o cimento de ionômero de vidro que consiste em uma mistura de polímero
orgânico solúvel na água (como o ácido poliacrílico) e de vidro aluminosilicato
pulverizado. Formam-se, por reação ácido-base, polímeros de polimetacrilatos
metálicos (com Ca2+ e Al3+ provenientes do vidro) embebidos com partículas de
vidro. Este material é translúcido, tem boa resistência mecânica e ao ataque pela
água e pelos ácidos. Libera também lentamente íons fluoretos, aumentando a
resistência às cáries.
- as resinas modificadas por ácidos. São materiais mais modernos que buscam
reunir as características das resinas e dos ionômeros de vidro. Contêm muitos
dos componentes das resinas (carga inorgânica inerte, monômeros de metacrilato
e substância fotoiniciadora da polimerização) e componentes do ionômero de
vidro (monômeros carboxilados leves e vidros básicos pulverizados). Estes
materiais têm boa aceitação entre os dentistas devido a suas qualidades estéticas
e principalmente o seu desempenho clínico.
As restaurações indiretas incluem, entre outros elementos, as coroas e as
pontes, e são fabricadas em porcelana, porcelana fundida sobre metal, ligas
metálicas nobres ou não nobres e resinas compósitas. O dentista faz um molde
da região a ser restaurada. O laboratório, a partir deste molde, cria a restauração
que é então cimentada à cavidade preparada no dente. A composição dos
diferentes materiais [8,9] é a seguinte:
12
- porcelana: mistura de argila (Al2O3+SiO2), feldspato (K2O+Al2O3+SiO2) e sílica
(SiO2).
- porcelana fundida sobre metal: a porcelana é do mesmo tipo descrito
anteriormente e o metal feito de ligas a base de Au ou Pd, e ligas Ni-Cr-Mo
(composição típica Ni – 15 Cr – 3 Mo – 3 Be).
- ligas metálicas nobres: elas podem ser de alto teor de Au (80-90%) , ligas Au-Pd
(ex.: 50% Au + 30% Pd + 10% Sn+In + 10% Ag), ligas Pd-Ag (ex.: 60% Pd + 30%
Ag + 10% Sn+In) ou alto teor de Pd (>80%).
- ligas metálicas não nobres: são ligas Ni-Cr (ex.: 70-80% Ni ou (Ni+Co) + 10-25%
Cr + Mo, W, Mn, Be).
- resinas compósitas: são as mesmas usadas para obturações.
3.4.2. Próteses e próteses sobre implantes
Existem vários tipos de próteses, como fixas, parciais removíveis e totais, e
próteses sobre implantes [10].
A prótese fixa é um dente artificial confeccionado em metal, resina com
núcleo metálico ou cerâmica com núcleo metálico. Os materiais são os mesmos
que descritos anteriormente para as restaurações indiretas. Esta prótese é
cimentada sobre remanescentes dentais ou sobre faces não visíveis de dentes
vizinhos aos locais dos dentes perdidos. Não pode ser removida pelo paciente,
nem pelo dentista.
A prótese parcial removível é um aparelho protético que substitui os dentes
naturais e é indicada no caso de perda de um número grande de dentes, e em
particular quando estão ausentes os dentes posteriores. Pode ser fixada aos
dentes remanescentes por grampos metálicos semiflexíveis.
A prótese total (conhecida como dentadura) substitui todos os dentes de
uma arcada e é feita de resina.
Uma prótese sobre implante é uma prótese do tipo mencionado
anteriormente para prótese fixa, mas fixada sobre um implante metálico que serve
de pilar e atua como raiz artificial. Este implante é feito de Ti-CP ou da liga Ti-6Al-
4V. Os implantes mais utilizados são os implantes Brånemark, nome do
pesquisador sueco que desenvolveu este tipo de implante, no início da segunda
metade do século XX. Estes implantes são cilíndricos (diâmetro em torno de 4mm
e comprimento entre 7 e 20mm) com roscas externa e interna.
13
3.5. Cerâmicas à Base de Zircônia – ZrO2
Implantes dentários cerâmicos possuem uma série de vantagens em
relação aos metálicos, quando usado em próteses implanto-suportadas. Dentre
elas podemos destacar sua estética; biocompatibilidade; elevada dureza; alta
estabilidade química. A função do sistema estomatognático é a mastigação. Em
conseqüência, deve-se esperar que as próteses dentárias possuam resistência
mecânica, dureza, tenacidade à fratura e resistência à compressão, bem como
resistência à fadiga, para suportar os esforços originários do processo de
mastigação. As forças incidem sobre as estruturas com direção e intensidade que
variam com a capacidade muscular do indivíduo, região do elemento dentário,
anatomia dentária, condições locais, alimentação e hábitos do paciente [11,12].
A zircônia tetragonal (ZrO2) é um material cerâmico amplamente divulgado
e muito utilizado na atualidade, em função de suas propriedades físicas,
mecânicas e composição química. Este material é utilizado em várias áreas tais
como: indústria química, nuclear, aeroespacial e medicina. O emprego
diversificado da zircônia deve-se principalmente a sua alta tenacidade e
resistência mecânica, baixa relação peso/resistência mecânica e boa resistência à
corrosão em diversos meios agressivos. Aliado a isso, esse material é bioinerte.
Na década de setenta, cientistas anunciaram que as cerâmicas à base de
zircônia poderiam apresentar resistência mecânica e tenacidade à fratura altas,
em temperatura ambiente, como os aços, a partir da transformação martensítica
sob tensão. No entanto, para se obter uma cerâmica com essas propriedades é
necessária uma microestrutura com características químicas (composição e
homogeneidade) e físicas (tamanho e forma de grãos e poros) adequadas, além
de adição de óxidos, tais como MgO, La2O3, CaO, CeO2 e Y2O3. A adição desses
óxidos estabilizantes na matriz de ZrO2 permite a retenção das fases cúbicas e/ou
tetragonal, na temperatura ambiente.
A retenção da fase tetragonal [13,14] metaestável, e sua conseqüente
transformação para a fase monoclínica, são consideradas pré-requisitos para o
aumento da tenacidade à fratura da cerâmica de zircônia, tornando-as um grande
potencial para aplicações como cerâmicas estruturais. A transformação
tetragonal-monoclínica [15] durante o resfriamento da zircônia pura apresenta um
grande interesse tecnológico devido à sua natureza semelhante à transformação
martensítica, relacionada em algumas evidências: a quantidade de fase
14
transformada varia de acordo com a mudança de temperatura; a fase tetragonal
de alta temperatura não pode ser estabilizada na temperatura ambiente através
de abaixamento súbito de temperatura; a transição ocorre com uma velocidade
próxima à velocidade de propagação do som nos sólidos, em temperaturas
próximas a 1170 0C, conforme o esquema a seguir:
Monoclínica 1170 C Tetragonal 2370 C Cúbica 2680 C Líquida
Essa transformação é acompanhada por uma expansão volumétrica
[16,17], que varia entre 3 e 5 %. Isso provoca tensões internas na microestrutura
do material, gerando microtrincas ao redor da partícula transformada, tornando o
corpo cerâmico extremamente frágil, prejudicando as propriedades mecânicas e
refratárias da zircônia pura. Por outro lado, nas cerâmicas dopadas, as tensões
internas que se originam, absorvem energias de tensões externas aplicadas e
melhoram as propriedades mecânicas, especialmente a tenacidade à fratura.
3.5.1. Mecanismos de tenacificação
a) Microtrincamento: O aumento de volume que ocorre na transformação
gera tensões tangenciais ao redor da partícula transformada, que induz ao
aparecimento de microtrincas. A trinca propaga-se até encontrar a partícula da
fase monoclínica, depois é desviada e torna-se ramificada [18].
b) Transformação de fase induzida por tensão: Uma trinca se propaga sob
tensão, e é gerado um campo de tensões ao seu redor, principalmente na ponta
da trinca. Como resultado, ocorre a transformação martensítica (fase tetragonal-
monoclínica), criando um estado de compressão na matriz, sendo necessário que
ocorra uma energia extra para a propagação da trinca no material. Este fato tem
como conseqüência um aumento na tenacidade da zircônia [19].
c) Tensão de compressão na superfície da cerâmica: Através de
tratamentos mecânicos superficiais, como retífica e polimento, ocorre a
transformação da partícula tetragonal para monoclínica, onde são desenvolvidas
tensões de compressão na superfície da cerâmica. Como resultado, estas
tensões aumentam a tenacidade à fratura e a resistência mecânica na superfície.
15
Este tipo de processo é muito importante, visto que os defeitos superficiais são
mais nocivos do que os defeitos internos no corpo do material [18].
A classe de cerâmicas de zircônia estabilizadas com óxido de ítrio (Y2O3),
também chamadas de Y-TZP, é muito utilizada como biomateriais, pois,
apresenta boa biocompatibilidade. Em estudos recentes, em zircônia monolítica
(Y-TZP) ou reforçada com alumina, não foram observadas reações adversas em
células ou tecidos vivos. O material foi avaliado quanto à sua biocompatibilidade e
estabilidade química, utilizando testes de solubilidade química (ISO 6872:95
Dental Ceramics), e os resultados foram plenamente satisfatórios. A Tabela 3.2
apresenta algumas das principais propriedades da ZrO2 estabilizada com Y2O3
[20].
Tabela 3.2 – Propriedades típicas de cerâmicas de ZrO2 estabilizada com Y2O3 [20].
Propriedades Valores
Massa específica - ρ (g/cm3) 6,0 ~6,1
Condutividade Térmica - κ (W.m.K-1) 2,0~2,2
Coef. Expansão Térmica - .α (10-6 oC-1) 10,1~11
Resistência ao choque térmico - ΔT (0C) 350
Módulo de Elasticidade - E (GPa) 200~210
Resistência à compressão – σ (MPa) 2000~2500
Resistência à flexão - σ (MPa) 900
Dureza - HV (GPa) 13
Tenacid. à Fratura - KIC (MPa.m1/2) 10
Coef. de Poisson – μ 0,23
Módulo de Weibull – m 12
3.5.2. Degradação da zircônia
Partindo-se de pós nanométricos pode-se obter cerâmicas de zircônia com
menores tamanhos de grãos do que com pós iniciais micrométricos [21, 22]. Além
disso, a temperatura de sinterização cai sensivelmente para tamanhos pequenos
de grãos.
Alguns estudos têm mostrado que cerâmicas de zircônia micrométrica
podem apresentar até 80% de transformação de fases (t-m) após imersão em
16
água a 140º C por 20 h, enquanto cerâmicas de zircônias nanométricas
permanecem inalteradas nestas mesmas condições. Embora ambos apresentem
propriedades mecânicas muito interessantes, a cerâmica de zircônia nanométrica
apresenta-se promissora como material de implantes odontológicos, devido a sua
elevada resistência em meio aquoso, conforme ilustrado na Figura 3.3.
Figura 3.3 – Porcentagem da fase monoclínica em amostras TZ-3Y (micrométrica) e TZ-
3Y-E (nanométrica), após imersão em água a 140°C como uma função do tempo de
exposição [21].
Vários mecanismos têm sido propostos para explicar a degradação das
cerâmicas à base de zircônia em meios aquosos [23, 24, 25].
Li et al. [23] propuseram que existe uma reação entre as moléculas de água
e Y2O3 na superfície dos grãos de Zircônia estabilizada com Ítria (ZrO2(Y2O3))
resultando na formação de cristalitos de Y(OH)3 de tamanho nanométrico (20 e 50
nm). A dissolução preferencial de Y no contorno de grão desestabilizaria a fase
tetragonal nestas regiões as quais serviriam de sítios de nucleação para a
transformação tetragonal-monoclínica dentro dos grãos (Figura 3.4). De fato, após
os núcleos atingirem um tamanho crítico, a transformação t-m ocorreria
rapidamente por dentro dos grãos de maneira similar a uma transformação
martensítica.
Outro mecanismo proposto por Guo [26, 27] está baseado na aniquilação
das lacunas de oxigênio pela interação com as moléculas de água conforme a
seguinte reação:
H2O + VO.. + OO
x → 2(OH)O. (C)
17
onde VO.. representa uma lacuna de O, OO
x um íon de O na posição de O na rede
cristalina e (OH)O. um íon hidroxila na posição de um íon de O.
Figura 3.4 – Ilustração esquemática do processo de propagação da transformação
(t-m) [23].
As etapas do processo seriam: (i) adsorção de H2O na superfície da
zircônia; (ii) reação de H2O com O2- gerando íons hidroxilas OH-; (iii) difusão de
OH- para dentro do material através dos contornos de grãos; (iv) preenchimento
das lacunas de O pelos íons hidroxilas; (v) transformação da fase tetragonal para
monoclínica quando a concentração de lacunas de O atinge um valor para o qual
a fase tetragonal não é mais estável. Este modelo também contempla a formação
de Y(OH)3 através da reação energeticamente favorecida entre os defeitos (OH)O.
e os defeitos substitucionais YZr´.
A avaliação da resistência à corrosão de materiais cerâmicos tem sido o
assunto principal de diversos estudos, e pode-se esperar que nenhuma outra
espécie iônica apresente uma maior ação corrosiva que o fluoreto. Estudos
mostram que a formação de YF3 libera íons Y3+ dentro da estrutura corroída. O
YF3 precipita em cruzamentos triplos e forma barreiras de transporte, provocando
assim um forte abrandamento no processo de corrosão em cerâmicas [25].
Existem alguns estudos do comportamento da zircônia micrométrica em
água, mas não existem trabalhos detalhados sobre taxa de degradação em água
de cerâmicas de zircônia nanométrica, assim como em meio de saliva artificial.
Embora se tenha um consenso por diversos autores sobre as excelentes
18
propriedades mecânicas da zircônia, ainda existem dúvidas sobre a integridade
das propriedades mecânicas após determinado grau de degradação [28].
19
4. METODOLOGIA
Os materiais comerciais utilizados nesse trabalho foram blocos pré-
sinterizados de ZrO2 (3%mol Y2O3) com características micrométricas (bloco
ZrHP) e nanométricas (bloco ZrHP-nano), ambos da empresa ProtMat® Materiais
Avançados LTDA – Brasil (Figura 4.1), comercializados em blocos com dimensão
de 40 x 15 x 15 mm e apresentando 95% de fase tetragonal. Foram utilizados
também os blocos pré-sinterizados de ZrO2 (3%mol Y2O3) com características
micrométricas (bloco e.max ZirCad) da Empresa IVOCLAR VIVADENT.
Foram realizados testes de degradação da zircônia micrométrica e
nanométrica em saliva artificial. As amostras degradadas em saliva foram
caracterizadas quanto às fases cristalinas, microestruturas e tamanho de
cristalitos. A composição química da saliva quanto às concentrações dos íons do
zircônio e ítrio foi determinada após os testes de degradação.
Figura 4.1 – Tabela de especificações do fabricante das amostras ZrHP e ZrHP-nano.
20
4.1. Ensaio de Degradação em Saliva
Os blocos ZrHP, ZrHP-nano (ambos da ProtMat) e e.max ZirCad (da
IVOCLAR) foram sinterizados em temperatura de 15500C por 2h, em forno
FE50RP da marca Maitec®, por 2h. As amostras foram submetidas à preparação
ceramográfica, em politriz PHOENIX 4000 da marca Jean Wirtz®, com lixamento
e polimento.
Em seguida, as amostras foram submetidas à degradação em saliva
artificial (Fusayama). Os reagentes para o preparo da solução e suas respectivas
quantidades estão apresentados na Tabela 4.1 (os reagentes foram adicionados
na ordem apresentada na tabela e em seguida adicionou-se água deionizada
suficiente para completar 1000 mL de solução). O pH natural da saliva de
Fusayama é próximo de 5. Visando o estudo em salivas de diferentes pH`s e
concentrações de fluoretos, foram preparadas 8 soluções diferentes,
apresentadas na Tabela 4.2. O ajuste do pH das soluções foi realizado com HCl e
NaOH e a adição de íons F- foi realizada utilizando-se NaF. Uma amostra de cada
tipo de cerâmica foi submetida a cada solução por três diferentes tempos: 15, 30
e 60 dias.
Tabela 4.1 – Reagentes para o preparo da saliva de Fusayama e suas respectivas
quantidades.
Reagente Massa necessária (g)
NaCl 0,400
KCl 0,400
CaCl2.2H2O 0,795
NaH2PO4.H2O 0,690
Na2S.9H2O 0,005
uréia 1,000
21
Tabela 4.2 – pH e concentração de fluoreto das salivas.
Solução pH Concentração de F (mg/L)
1 5 0
2 5 1000
3 5 5000
4 2 0
5 2 1000
6 5 10000
7 5 20000
8 2 5000
4.2. Caracterização das amostras degradadas em saliva
As fases cristalinas presentes nas amostras foram identificadas antes e após
o teste de degradação por difratometria de raios X, com difratômetro XRD-6000
de marca Shimadzu®, com radiação de Cu Kα (λ= 1,5418Å) filtrada com níquel,
no intervalo angular 2θ = 10-900, passo angular 0,020 e tempo de contagem de 2
segundos, usando as fichas JCPDS – Joint Commitee on Powder Diffraction
Standards [29] para identificação.
Visando determinar possível perda ou ganho de massa das amostras
durante os testes de imersão na saliva, estas foram pesadas antes e depois dos
ensaios de degradação, utilizando balança de precisão 10-5 g.
Os tamanhos médios dos cristalitos foram medidos utilizando a equação de
Debye – Sherrer [30, 31], Equação (A), onde K é uma constante de forma de
grãos que é aproximadamente igual a 0,9; β é a diferença angular (rad) referente
à metade da intensidade do pico de difração.
L = (A)
A morfologia das amostras sinterizadas e após os testes de degradação foi
analisada por Microscopia Eletrônica de Varredura (MEV), equipamento
JSM5310, da marca JEOL.®.
As soluções de saliva após os testes de degradação foram também
analisadas com relação à concentração de Y3+ e Zr4+. Foi utilizado um
Kλ
β.cosθ
22
espectrômetro de emissão óptica com plasma indutivamente acoplado (Vista AX –
CCD Simultaneous ICP - OES).
23
5. RESULTADOS E DISCUSSÃO
Inicialmente, as amostras foram expostas às salivas 1 a 5 (de acordo com
a Tabela 4.2). Após a exposição por diferentes tempos, todas as análises para a
caracterização das amostras foram realizadas.
Os resultados obtidos pelas análises de DRX mostram que as amostras
expostas em soluções de pH 5 sem fluoretos e com 1000 e 5000 mg/L de F, e de
pH 2 sem fluoreto não sofreram transformação de fase tetragonal-monoclínica,
pois os difratogramas apresentam apenas fase tetragonal. Todas as amostras
expostas à solução de pH 2 com 1000 mg/L de F- apresentaram fase monoclínica,
mas somente as amostras ZrHP-nano expostas por 60 dias sofreram total
transformação (t-m). As Figuras 5.1, 5.2 e 5.3 mostram os difratogramas de raios
X das amostras ZrHP-nano, ZrHP e Ivoclar micro, respectivamente.
A Tabela 5.1 mostra a variação de massa das amostras após os ensaios
de degradação, com as respectivas soluções de saliva à qual foram submetidas e
o número de dias de exposição. Só houve variação significante da massa para as
amostras ZrHP-nano, ZrHP e Ivoclar micro na saliva de pH 2 com 1000 mg/L de
F-. A variação de massa nesta solução cresceu na seguinte ordem: Ivoclar micro <
ZrHP < ZrHP-nano.
Utilizando a Equação de Sherrer, Eq. (A), verificou-se uma diminuição no
tamanho médio de cristalito, após a degradação. A Tabela 5.2 mostra os valores
médios de cristalito calculados antes da degradação e após exposição de 15, 30 e
60 dias. Observou-se que o tamanho de cristalito das amostras Ivoclar micro era
relativamente menor quando comparado ao das amostras ZrHP e ZrHP-nano
antes da degradação. Porém, para os três tipos de amostras, após a degradação
por tempos diferentes, os tamanhos de cristalito se mantêm praticamente
constantes em torno de 40 nm.
24
Tabela 5.1 – Variação de massa (em g) das amostras após ensaios de degradação.
Solução Amostra Variação de massa (Δm)
15 dias 30 dias 60 dias
pH 5
sem F-
ZrHP-nano 0.00008 0.00017 0.00037
ZrHP 0.00007 -0.00025 -0.00045
Ivoclar micro 0.00009 0.00001 -0.00064
pH 5
1000 mg/L
de F
ZrHP-nano 0.00006 0.00004 -0.00009
ZrHP -0.00008 0.00001 0.00001
Ivoclar micro -0.00002 0.00002 0.00017
pH 5
5000 mg/L
de F
ZrHP-nano -0.00016 0.00015 0.00031
ZrHP 0.00021 -0.00035 0.00020
Ivoclar micro -0.00008 0.00020 0.00027
pH 2
sem F-
ZrHP-nano 0.00018 -0.00006 -0.00008
ZrHP 0.00031 0.00027 -0.00007
Ivoclar micro -0.00023 0.00011 -0.00006
pH 2
1000 mg/L
de F
ZrHP-nano 0.00150 0.00422 0.01878
ZrHP 0.00045 0.00098 0.00192
Ivoclar micro 0.00022 0.00062 0.00109
Tabela 5.2 – Tamanho médio de cristalito antes e depois de testes de degradação em saliva artificial, com seus respectivos desvios padrão (em nm).
Após degradação
Antes da
degradação 15 dias 30 dias 60 dias
ZrHP – nano (ProtMat ®) 62,89 40,22 +/- 4,63 42,45 +/- 4,50 46,73 +/- 5,39
ZrHP (ProtMat ®) 52,41 41,44 +/- 3,06 42,44 +/- 4,50 39,94 +/- 4 98
Micro (Ivoclar) 44,94 42,44 +/- 4,50 40,37 +/- 5,36 39,94 +/- 4,97
As Figuras 5.4 a 5.8 mostram as micrografias das amostras expostas em
soluções de pH 5 sem fluoreto, com 1000 e 5000 mg/L de F-, e em soluções de
pH 2 sem fluoreto e com 1000 mg/L de F-, respectivamente. Os riscos
provenientes da preparação ceramográfica foram mantidos, pois o polimento
excessivo pode agredir a amostra, podendo gerar uma transformação (t-m).
Sendo assim, estes riscos podem ser observados nas micrografias das amostras
que não apresentam efeitos da corrosão. A superfície das amostras expostas às
condições pH 5/sem F-, pH 5/1000 mg/L de F-, pH 5/5000 mg/L de F- e pH 2/sem
25
F- conservou os riscos provenientes da preparação ceramográfica, como
mostrado nas Figuras 5.4 a 5.7, respectivamente. A Figura 5.8 mostra que as
amostras expostas à solução de pH 2 com 1000 mg/L de F- não apresentam mais
os riscos decorrentes da preparação ceramográfica mas uma superfície porosa,
atestando de um processo de degradação intenso.
10 20 30 40 5020 30 40 5020 30 40 50
T - ZrO2 tetragonal
M - ZrO2 monoclínica
TT
T
TT
T
TT
T
T
T
T
MM
M
M
M
M TT
Inte
nsid
ad
e (
cp
s)
pH
2
1000ppm
F-
pH
5
5000ppm
F-
pH
5
1000ppm
F-
pH
5
sem
F-
60 dias30 dias15 dias
2 (graus)
TT
T
TT
T
TT
T
TT
T
M T
T
TT
T
TT
T
T
TT
T
TT
M
TT
T
pH
2
sem
F-
Figura 5.1 – Difratogramas de raios X das amostras ZrHP-nano expostas por 15, 30 e 60
dias em saliva artificial com diferentes pHs e concentrações de fluoretos.
26
10 20 30 40 5020 30 40 5020 30 40 50
T - ZrO2 tetragonal
M - ZrO2 monoclínica
TT
T
TT
T
TT
T
TT
M
TT
T
2 (graus)
TT
T
TT
T
TT
T
TT
T
M
TT
T
TT
T
TT
T
T
TT
T
T
TT
M
TT
T
Inte
nsid
ad
e (
cp
s)
pH
2
1000ppm
F-
pH
2
sem
F-
pH
5
5000ppm
F-
pH
5
1000ppm
F-
pH
5
sem
F-
60 dias30 dias15 dias
Figura 5.2 – Difratogramas de raios X das amostras ZrHP expostas por 15, 30 e 60 dias
em saliva artificial com diferentes pHs e concentrações de fluoretos.
.
27
10 20 30 40 5020 30 40 5020 30 40 50
T - ZrO2 tetragonal
M - ZrO2 monoclínica
TT
T
TT
T
TT
T
TT
T
MT
T
T
60 dias30 dias15 dias
2 (graus)
TT
T
TT
T
TT
T
TT
T
M TT
T
TT
T
TT
T
TT
T
TT
T
M
TT
T
Inte
nsid
ad
e (
cp
s)
pH
2
1000ppm
F-
pH
2
sem
F-
pH
5
5000ppm
F-
pH
5
1000ppm
F-
pH
5
sem
F-
Figura 5.3 – Difratogramas das amostras Ivoclar micro expostas por 15, 30 e 60 dias em saliva artificial com diferentes pHs e concentrações de fluoretos.
28
15 dias 30 dias 60 dias
Am
ostr
as Z
rHP
-nano
Am
ostr
as Z
rHP
Am
ostr
as I
vocla
r m
icro
Figura 5.4 – Micrografias das amostras degradadas em solução de pH 5 sem fluoreto.
29
15 dias 30 dias 60 dias
Am
ostr
as Z
rHP
-nano
Am
ostr
as Z
rHP
Am
ostr
as I
vocla
r m
icro
Figura 5.5 – Micrografias das amostras degradadas em solução de pH 5 com 1000 mg/L
de F-.
30
15 dias 30 dias 60 dias
Am
ostr
as Z
rHP
-nano
Am
ostr
as Z
rHP
Am
ostr
as I
vocla
r m
icro
Figura 5.6 – Micrografias das amostras degradadas em solução de pH 5 com 5000 mg/L
de F-.
31
15 dias 30 dias 60 dias
Am
ostr
as Z
rHP
-nano
Am
ostr
as Z
rHP
Am
ostr
as I
vocla
r m
icro
Figura 5.7 – Micrografias das amostras degradadas em solução de pH 2 sem fluoreto.
32
15 dias 30 dias 60 dias
Am
ostr
as Z
rHP
-nano
Am
ostr
as Z
rHP
Am
ostr
as I
vocla
r m
icro
Figura 5.8 – Micrografias das amostras degradadas em solução de pH 2 com 1000 mg/L
de F-.
A Tabela 5.3 apresenta os valores de concentração de Y3+ encontrados
nas salivas 1 a 5 por meio das análises de ICP-OES. Os resultados obtidos
mostram que a saliva contendo 1000 mg/L de F- e de pH 2 ataca a estrutura mais
drasticamente, o que libera uma quantidade significativamente maior de íons Y3+
na solução. Isso é indicativo que a degradação está relacionada à presença de
fluoretos e ao baixo pH. A concentração de Y3+ nesta solução cresceu na
seguinte ordem: Ivoclar micro < ZrHP < ZrHP-nano.
33
Tabela 5.3 – Concentração de Y3+ ( em mg/L) nas soluções de saliva artificial após testes
de degradação das cerâmicas de zircônia.
15 dias 30 dias 60 dias
Solução 1
pH 5
sem F-
ZrHP-nano < 0,001 < 0,001 < 0,001
ZrHP < 0,001 0,003 0,0031
Ivoclar micro 0,0035 0,0031 0,0027
Solução 2
pH 5
1000 mg/L F-
ZrHP-nano 0,0016 0,0018 0,0021
ZrHP < 0,001 < 0,001 < 0,001
Ivoclar micro < 0,001 < 0,001 0,0039
Solução 3
pH 5
5000 mg/L F-
ZrHP-nano < 0,001 < 0,001 0,0018
ZrHP < 0,001 < 0,001 < 0,001
Ivoclar micro < 0,001 0,0027 0,0038
Solução 4
pH 2
sem F-
ZrHP-nano < 0,001 < 0,001 < 0,001
ZrHP < 0,001 < 0,001 < 0,001
Ivoclar micro < 0,001 0,0024 < 0,001
Solução 5
pH 2
1000 mg/L F-
ZrHP-nano 0,185 0,295 1,085
ZrHP 0,136 0,227 0,532
Ivoclar micro 0,06 0,175 0,297
Embora a introdução de íons fluoreto tenha sido feita a partir do sal NaF, os
compostos HF e HF2- também podem estar presentes, dependendo da
concentração total de fluoreto e do pH da solução. As concentrações de F-, HF e
HF2- podem ser calculadas através da constante de equilíbrio [32] das reações
(3), (4) e (5).
HF H+ + F- K1 = [H+][F-]/[HF] = 1.30x10-3 mol L-1 (3)
HF2- HF + F- K2 = [HF][F-]/[ HF2
-] = 0.104 mol L-1 (4)
e a igualdade:
[total F] = [F-] + [HF] + 2[ HF2-] (5)
As concentrações de F-, HF e HF2- sob as condições experimentais
utilizadas são apresentadas na Tabela 5.4.
34
Tabela 5.4 – Concentração total de fluoreto e concentrações correspondentes à F-, HF e
HF2- para pH 5 e pH 2 [32].
pH Concentração total de fluoreto (mgL-1)
[F-] (mg L-1)
[HF] (mg L-1)
[HF2-]
(mg L-1)
5
0 1000 5000
10000 20000
0 973
4729 9156
17484
0 7
38 74 141
0 7
178 669
2441
2 0
1000 5000
0 104 414
0 841
3355
0 86
1372
Considerando que as cerâmicas de zircônia apenas apresentaram
transformação de fases (t-m) em solução com pH 2 e 1000 mg/L de fluoreto, a
degradação desses materiais pode estar relacionada a presença de HF cuja
concentração é de 841 mg/L nesta solução [34].
Foi observado que em água quente existe uma clara tendência de maior
resistência à degradação das amostras ZrHP-nano quando comparadas às
amostras ZrHP [33]. Isso indica que o mecanismo de degradação que acontece
na água é diferente daquele que ocorre em saliva artificial com diferentes pHs e
concentrações de fluoreto .
Visando aumentar a representatividade do estudo desenvolvido, novos
testes foram desenvolvidos. Amostras das 3 qualidades (ZrHP, ZrHP-nano e
Ivoclar) foram expostas nas soluções de saliva artificial 6 a 8 (condições pH 5 /
10000 mg/L F-, pH 5 / 20000 mg/L F- e pH 2 / 5000 mg/L F- de acordo com a
Tabela 4.2 por 60 dias, e análises de DRX e ICP foram realizadas.
Os resultados obtidos pelas análises de DRX mostram que as amostras
degradadas em soluções de pH 5 (10000 e 20000 mg/L de F-) não sofreram
transformação tetragonal-monoclínica, pois os difratogramas apresentam apenas
fase tetragonal. Todas as amostras expostas à solução de pH 2 com 5000 mg/L
de F- apresentaram fase monoclínica, mas somente a amostra ZrHP-nano sofreu
total transformação (t-m). As Figuras 5.10, 5.11 e 5.12 mostram os difratogramas
de raios X das amostras degradadas em solução de pH 5 com 10000 mg/L de F-,
com 20000 mg/L de F- e pH 2 com 5000 mg/L de F-, respectivamente.
35
10 20 30 40 50 60 70 80 90
T T
T
TT - ZrO
2 tetragonal
M - ZrO2 monoclínica
Ivoclar micro
T
T
T
T
T
ProtMat micro
T
T
T
T
Inte
nsid
ade (
CP
S)
2 (degrees)
ProtMat nano
Figura 5.10 – Difratograma das amostras degradadas na solução 6 (pH 5 com
10000 mg/L de F-)
10 20 30 40 50 60 70 80 90
T
T
T
TT - ZrO
2 tetragonal
M - ZrO2 monoclínica
Ivoclar micro
TT
T
T
ProtMat micro
M
T
T
T
T
Inte
nsid
ade (
CP
S)
(degrees)
ProtMat nano
Figura 5.11 – Difratograma das amostras degradadas na solução 7 (pH 5 com
20000 mg/L de F-)
36
10 20 30 40 50 60 70 80 90
MM T
T
T
T T - ZrO2 tetragonal
M - ZrO2 monoclínica
Ivoclar micro
MM
T
T
T
T
Inte
nsid
ade (
CP
S)
ProtMat micro
T
M
M
M
M
MM
M
T
2 (degrees)
ProtMat nano
Figura 5.12 – Difratograma das amostras degradadas na solução 8 (pH 2 com
5000 mg/L de F-)
As concentrações dos íons Y3+ e Zr4+ foram determinadas para todas as
amostras, utilizando o ICP. Os resultados encontrados para a concentração de
Y3+ mostraram que a quantidade de íons nas soluções de saliva com pH 5 (10000
e 20000 mg/L de F) é insignificante (<0,01 mg/L). Observou-se que a saliva de pH
2 com 5000 mg/L de F apresentou altos teores de íons Y3+ para as três amostras,
porém para a amostra proveniente de pós nanométricos (ZrHP-nano) a
quantidade de íons foi o dobro da encontrada para as outras amostras, como
pode ser visto na Figura 5.13.
Com relação à concentração de íons Zr4+, altos teores foram medidos para
as três amostras nas três soluções (Figura 5.14). Porém, as soluções de saliva
com pH 2 e 5000 mg/L de F apresentaram os maiores valores e a solução
utilizada para a amostra ZrHP-nano conteve o dobro de íons Zr4+, quando
comparado às outras amostras.
Como o óxido Y2O3 é responsável pela estabilização da fase tetragonal, a
transformação (t-m) apresentada pela cerâmica proveniente de pós nanométricos,
37
pode ser relacionada à alta dissolução de íons Y3+ encontrada na solução de pH 2
(tanto para 1000 mg/L de F, quanto para 5000 mg/L). Embora essa dissolução
tenha sido alta também nas soluções utilizadas na degradação das outras
amostras, não deve ter sido suficiente para desestabilizar a fase tetragonal
dessas cerâmicas.
Figura 5.13 – Concentração de íons Y3+ das soluções de saliva utilizadas nos testes de
degradação.
Figura 5.14 – Concentração de íons Zr4+ das soluções de saliva utilizadas nos testes de
degradação.
38
6. CONCLUSÃO
A cerâmica de ZrO2 produzida a partir de pós nanométricos, apesar do
excelente desempenho apresentado em água, demonstrou-se mais sensível à
degradação em ambiente bucal, podendo apresentar uma elevada transformação
martensítica neste meio.
Esta transformação (t-m) está relacionada à dissolução na saliva de
estruturas Y(III), responsáveis pela estabilidade da fase tetragonal.
Para o ambiente bucal, a cerâmica mais indicada para fabricação de uma
prótese dentária seria a proveniente de pós micrométricos (ZrHP e Ivoclar),
devido a sua maior resistência à degradação em saliva artificial.
Porém, tanto a cerâmica obtida de pós nanométricos (ZrHP-nano) como
aquelas obtidas de pós micrométricos (ZrHP e Ivoclar) não apresentam
resistência em saliva de baixo pH (=2) contendo íons fluoretos (> 1000 mg/L),
devido à formação de HF.
39
7. REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS
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[2] DENTES ANATOMIA. Produced by J. Beckford. Disponível em : <www.red-
dental.com/brasil>. Acesso em: Jan. 2009.
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1992.
[4] FAM: Faculdade de Americana. TEM: Microbiologia da água
<www.fam.br/microrganismos/micro_medica_microbiologia_oral.htm> Acesso em:
Jan.2009.
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Oral Cavity: A Microbial Imbalance. Disponível em: <www.hsc.wvu.edu/micro>
Acesso em: Jan.2009.
[6] SÃO PAULO (ESTADO). SABESP. Água. Portaria 635/75 sobre Lei 6050/74
Disponível em : <www.sabesp.com.br/legislacao/PDF/P63575.pdf> Acesso em:
Jan.2009.
[7] MEIRELIS, J. P. Influência do pH e do teor de fluoretos sobre o
comportamento eletroquímico do titanio e das ligas Ti-6Al-4V e Ti-20Ta em
saliva artificial. 2006. 106 f. Dissertação (Mestrado em Engenharia de Materiais)
- Faculdade de Engenharia Química de Lorena, Universidade de São Paulo,
Lorena, 2006.
[8] ASM HANDBOOK, Properties and Selection: Nonferrous Alloys and
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[9] RESTORING YOUR SMILE. Produced by Fillings. Disponível em:
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mandibulares. Ed. 2. Artes Médicas. 1992.
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42
ANEXO I (ABSTRACT)
With the evolution of the dental restoration techniques, a considerable growth in
the demand of ceramic products occurred, since these materials present good
strength associated to corrosion resistance. In this context, the tetragonal zirconia,
ZrO2, is featured due to its mechanical characteristics, which allow the use in
different load applications. However, in dentistry, these materials are most of the
time imported, complicating the dental restoration advanced techniques diffusion
in the country. Between these products, the pre-sintered tetragonal zirconia blocks
have been gradually accepted due to the properties they present: high density,
similar mechanical properties and reliability greater than the imported products. In
this work, tetragonal ZrO2 commercial blocks (ProtMat Materiais Avançados® and
Ivoclar®) were sintered at 1530°C for 2 hours, as suggested by the manufacturers.
The materials were characterized by crystalline phases, microstructure aspects
and mechanical properties. An important characteristic to be known is this ceramic
materials capacity to resist degradation in aqueous environment, which reduces
the superficial mechanical resistance mainly in mouth environment. In this context,
the materials were submitted to artificial solution representing the saliva, with
different pH and fluoride concentration, using Fusayama saliva per different times.
After the degradation tests, the samples were analyzed for microstructure (MEV),
crystalline phases (RXD), and medium crystallite size. The saliva solutions ions
were quantified by ICP. The results were correlated and the saliva effects, the pH
and the fluoride concentration were evaluated in function of time.
