A grande aceitação das ligas desenvolvidas com metais básicos deve- se especialmente às propriedades mecânicas superiores e ao baixo custo (ATSÜ, BERKSUN, 2000; TRÓIA JR et al, 2003), exceto as ligas de titânio, que
possuem propriedades mecânicas inferiores às de metais nobres (WATAHA, 2001). Por definição, esta classe de ligas odontológicas contém menos de 25 % em peso da composição de metais nobres, o que na prática traduz-se na ausência destes (WATAHA, 2002). As ligas de metais básicos apresentam valores altos de resistência mecânica e de dureza (BEZZON et al, 2001 (b), assim como do módulo de elasticidade, além de serem mais resistentes à deformação em temperaturas elevadas (ANUSAVICE, 1998). O módulo de elasticidade de ligas áuricas mais resistentes (90 GPa) corresponde a aproximadamente 50 % do valor nas ligas de metais básicos (185 - 225 GPa), mostrando-se igualmente inferior ao módulo de elasticidade das ligas à base de paládio (115 - 125 GPa) (WATAHA, 2000). Fazem parte desta classe as ligas de níquel-cromo (Ni-Cr), níquel- cromo - berílio (Ni-Cr- Be), cobalto-cromo (Co-Cr) e ligas à base de titânio.
As ligas de metais básicos têm coloração acinzentada, enegrecida ou esverdeada que é uma dificuldade adicional na cobertura com a porcelana opaca. Quando o mascaramento dos óxidos não é bem sucedido, a estética da restauração é prejudicada. A espessura da camada óxida das ligas à base de níquel ou cobalto é maior que em outras ligas por conterem elementos que prontamente formam óxidos durante a sinterização do opaco (WATAHA, 2002). A espessura não controlável da camada de óxidos no processamento artesanal das ligas pode ser prejudicial à união metal - porcelana.
Ligas de cobalto-cromo são multifásicas e utilizadas na confecção de coroas metálicas, peças metalocerâmicas ou como infra-estrutura da PPR (AMEER, KHAMIS, AL-MOTLAQ, 2004), sendo esta última a sua maior aplicação. Normalmente têm alguma quantidade de carbono na composição para conferir resistência. Constituem-se em boas alternativas para pacientes com reconhecido histórico de sensibilidade ao níquel.
O titânio é conhecido por sua biocompatibilidade, bioinércia, baixo custo relativo, módulo de elasticidade semelhante ao dos tecidos calcificados, estabilidade química e alta resistência à corrosão (CAI, et al, 2001; DINATO, POLIDO, 2001; KUPHASUK et al, 2001; ZAVANELLI et al, 2000 ; TRÓIA JR et al, 2003). Uma das características mais interessantes do titânio é sua alta reatividade. Em contato com o ar, a superfície do titânio reage prontamente, produzindo uma fina camada de óxidos densos e estáveis (especialmente TiO2), que protegem o metal contra ataques químicos, soluções ácidas e atmosferas oxidantes
(DINATO, POLIDO, 2001; KUPHASUK et al, 2001; ZAVANELLI et al, 2000; MABILLEAU et al, 2006). Apresenta ainda resistência à tração de 200 a 700 MPa, peso específico de 4,5 g/cm3, ponto de fusão a 1668 oC, dureza Vickers entre 80 e 105, condutividade térmica de 0,2 J/cm.K e expansão térmica de 9,6x10–7 K–1 (DINATO, POLIDO, 2001). O titânio comercialmente puro é usado na fabricação de implantes dentários, no recobrimento de superfícies e para a fundição de coroas parciais fixas, grades metálicas para PPR e fios ortodônticos. O titânio forma uma camada superficial de óxidos estáveis e esta é altamente resistente à corrosão, podendo ser considerado como um metal hipoalergênico (ZAVANELLI et al, 2000). Entretanto, é comprovada, in vitro, a sensibilidade do titânio ao ácido fluorídrico, peróxido de hidrogênio e íons fluoreto (MABILLEAU et al, 2006). Várias ligas à base de titânio são comercializadas atualmente, entretanto, a mais popularmente empregada é a Ti-6Al-4V, devido à dureza e altos valores de resistência à flexão e fadiga (CRAIG, POWERS, 2002; TRÓIA JR et al, 2003). As principais desvantagens do uso de ligas à base de titânio para trabalhos metalocerâmicos relacionam-se à necessidade de equipamentos especiais, difícil manuseio, compatibilidade com porcelanas de ultra - baixa fusão e à tendência para formar óxidos não aderentes à porcelana em temperaturas superiores a 800 ºC (TRÓIA JR et al, 2003).
A deposição de filmes finos é uma maneira de alterar determinadas propriedades superficiais de um material, independente do substrato. Um dos processos é por deposição física de vapor (PVD - physical vapour deposition), técnica caracterizada pelo uso de meios físicos para geração e transporte de vapores (via feixes moleculares) da fonte geradora em direção ao substrato. Os átomos ou moléculas vaporizados em direção ao substrato podem ser produzidos por arranque mecânico através do bombardeamento de íons sobre o catodo (alvo), pulverizando-o, o que descreve o processo de sputtering. Estes íons são produzidos por plasma e quando acelerados por ação de um campo elétrico, têm sua energia e momento transferidos para o alvo, sublimando átomos deste. Como conseqüência, os átomos sublimados são depositados sobre o substrato na forma de filmes finos. Entretanto, o processo pode promover alterações na microestrutura do substrato, ejetando, refletindo ou implantando espécies. O processo de sputtering convencional sofreu alterações para aprimorar o rendimento e a qualidade do processo, adicionando-se imãs próximos ao alvo para alterar a trajetória dos elétrons sublimados (elétrons secundários) (FONTANA, SAGÁS, 2006), confinando o plasma
na região próxima ao alvo e, portanto, melhorando a eficiência da deposição de filmes finos. (FONTANA, MUZART, 1998) e caracterizando o sistema de magnetron sputtering. O sistema convencional é o diodo magnetron sputtering, que ainda apresenta restrições de qualidade por produzir danos ao filme depositado quando a voltagem aplicada excede -300 V. Com a introdução de um terceiro aparato em frente ao alvo (triodo magnetron sputtering) torna-se possível a uniformização do campo elétrico, culminando com um maior poder de ionização do alvo, além de ser viável a produção de filmes com temperatura do substrato inferior a 100 ºC e em pressão inferior à utilizada no sistema de diodo. A configuração triodo magnetron sputtering gera um sistema de maior flexibilidade nos parâmetros de trabalho e alta qualidade nos filmes depositados (FONTANA, MUZART, 1998).
Filmes finos biocompatíveis devem apresentar propriedades mecânicas superiores, boa resistência à corrosão em ambiente oral e alta força de união com o material que recobre (LOPEZ et al, 2004). O recobrimento de ligas ortodônticas à base de níquel-cromo com filmes finos de titânio já é uma alternativa aplicável aos pacientes alérgicos ao níquel (MABILLEAU et al, 2006).
2.3.3.1 Processamento Laboratorial do Sistema Metalocerâmico
As ligas metálicas odontológicas de fundição são comercializadas em diversas formas de apresentação, sendo a cilíndrica e em chapa as mais comuns. O processamento de cada liga deve seguir as normas do fabricante.
Após os passos clínicos de preparo do remanescente dentário, moldagem e confecção dos modelos das arcadas dentárias em gesso, o cirurgião- dentista encaminha ao laboratório de próteses suas solicitações para confecção de cada trabalho protético. As solicitações incluem o tipo de liga a ser utilizado, características estéticas e demais detalhes funcionais, além dos próprios modelos em gesso. De posse das informações do cirurgião-dentista, o técnico em prótese dentária (TPD) desenvolve manualmente uma série de procedimentos técnicos que resultarão no trabalho final.
O primeiro passo é reproduzir a escultura da infra-estrutura protética em cera (encerar) sobre o modelo em gesso, simulando o volume metálico a ser
reposto com a prótese. Em seguida, há inclusão apenas da cera em material de revestimento refratário. A etapa seguinte é a queima do revestimento para que a cera evapore, gerando um modelo negativo e caracterizando a técnica da cera perdida. A fundição das ligas pode ser realizada tanto com maçarico a gás, quanto em máquina elétrica de fundição. Com a utilização do maçarico, torna-se impossível controlar precisamente a temperatura empregada na fusão da liga.
A preparação das ligas antes da aplicação da porcelana pode afetar o mecanismo de união metalocerâmica (HOFSTEDE et al, 2000). Alguns estudos sugerem que o acabamento da liga fundida deva ser realizado com pedras abrasivas de alumina em sentido unidirecional para evitar projeções metálicas que aprisionem ar e/ou partículas abrasivas na interface (CAMPBELL et al, 1995), enquanto outros confirmam que a direção do acabamento dos metais não afeta a porosidade da interface, nem em número, nem em tamanho (HOFSTEDE et al, 2000). Partículas contaminadoras promovem o aprisionamento de gases durante a sinterização, resultando no aumento da porosidade da porcelana. As áreas de porosidade servem como concentradores de tensões residuais, influenciando negativamente na união metal - porcelana.
O jateamento com alumina em pó da infra-estrutura já acabada serve para remover impurezas superficiais. A área jateada apresenta-se com maior energia superficial, o que melhora a molhabilidade e facilita a aplicação da porcelana. O jateamento gera microporosidades que aumentam a área superficial de contato metal - porcelana (HOFSTEDE et al, 2000). Na seqüência, as camadas de porcelana são aplicadas, estruturando os contornos e cores finais do trabalho.