FACULDADE INGÁ MESTRADO PROFISSIONALIZANTE EM ODONTOLOGIA MANOELA MORAES DE FIGUEIRÊDO

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1 FACULDADE INGÁ MESTRADO PROFISSIONALIZANTE EM ODONTOLOGIA MANOELA MORAES DE FIGUEIRÊDO COMPARAÇÃO DAS FORÇAS DE ATIVAÇÃO E DESATIVAÇÃO ENTRE FIOS DE NÍQUEL TITÂNIO TERMOATIVADOS MARINGÁ 2011

2 MANOELA MORAES DE FIGUEIRÊDO COMPARAÇÃO DAS FORÇAS DE ATIVAÇÃO E DESATIVAÇÃO ENTRE FIOS DE NÍQUEL TITÂNIO TERMOATIVADOS Dissertação apresentada à Faculdade Ingá como requisito parcial para obtenção do título de Mestre em Ortodontia. Orientador: Prof. Dr. Rodrigo Hermont Cançado MARINGÁ 2011

3 F475c FIGUEIRÊDO, Manoela Moraes de Comparação das forças de ativação e desativação entre fios de níquel-titânio termoativados. / Manoela Moraes de Figueirêdo-- Maringá: UNINGÁ, f. ilust. Dissertação (Mestrado) Departamento de Pós- Graduação em Odontologia - Mestrado Profissionalizante em Odontologia, Subárea Ortodontia. Faculdade Ingá, Orientação: Prof. Dr. Rodrigo Hermont Cançado 1. Fios Ortodônticos. 2. Níquel. 3. Titânio. 4. Teste de materiais. 5. Elasticidade. I. FIGUEIRÊDO, Manoela Moraes de. II. Comparação das forças de ativação e desativação entre fios de níquel-titânio termoativados. CDD Autorizo exclusivamente para fins acadêmicos e científicos, a reprodução total ou parcial desta dissertação/tese, por processos fotocopiadores e outros meios eletrônicos. Assinatura: Data: 29/04/2011 Projeto de pesquisa aprovado em: 28/01/2011 Nº do Protocolo: 888/1-2011

4 MANOELA MORAES DE FIGUEIRÊDO COMPARAÇÃO DAS FORÇAS DE ATIVAÇÃO E DESATIVAÇÃO ENTRE FIOS DE NÍQUEL-TITÂNIO TERMOATIVADOS. Dissertação apresentada à Faculdade Ingá como requisito parcial para obtenção do título de Mestre em Ortodontia. Aprovada em 29/ 04/ 2011 COMISSÃO EXAMINADORA Prof. Dr. Rodrigo Hermont Cançado Faculdade Ingá Prof. Dr. Fabrício Pinelli Valarelli Faculdade Ingá Prof. Dr. Guilherme dos Reis Pereira Janson Faculdade de Odontologia de Bauru - USP

5 DEDICATÓRIA Dedico este trabalho... Aos meus pais, Hugo e Mariêta, exemplos de vidas dignas e cheias de moral, por uma vida inteira de dedicação, direcionamentos, apoio nas decisões, pelo respeito, e, sobretudo, pelo amor incondicional. Ao meu marido, Alexandre, pela sua extrema boa vontade em me ajudar sempre que requisitado, sem medir esforços, em todas as etapas deste trabalho. Vencemos juntos! Aos meus filhos queridos, Igor e Giuli, por aceitarem, mesmo sem entenderem, as minhas ausências em busca de uma realização pessoal e profissional. Aos meus irmãos Hugo, Régis, Cecília, Felipe e Eugênio por serem mais que irmãos, serem amigos e companheiros de todas as horas. Aos meus sogros, Gil e Rosa Carmem, pelo apoio nas minhas ausências, pelo incentivo pessoal e exemplo de vida. À Deus, por existir, por ter uma família maravilhosa, por ter amigos sinceros, por ter a capacidade de discernir as oportunidades da vida, a sabedoria e a coragem para seguir sempre em frente.

6 AGRADECIMENTOS Ao Prof. Dr. Rodrigo Hermont Cançado, professor e meu orientador, por ter o dom de simplificar o complicado; pela gentileza, humildade e caráter na forma de transmitir seus conhecimentos. Indubitavelmente, cada gota de seus conhecimentos contribuirá de forma definitiva na minha formação acadêmica. Ao Prof. Dr. Fabrício Pinelli Valarelli, pela transmissão de seus conhecimentos de formas tão ávidas, com sede da verdade científica, e estímulos para sabermos selecionar entre os diferentes pontos de vista. A Prof a. Dra. Karina Maria Salvatore de Freitas, coordenadora do curso de mestrado, pela sua disciplina, dedicação, paciência, amizade e pelo grande exemplo percorrido no meio acadêmico e científico. Ao Dr. Alexandre Galo Lopes, pelo seu grande empenho e dedicação ao desenvolvimento de novos materiais odontológicos. Este trabalho não teria sido possível sem o seu grande auxílio e extrema gentileza. Muito obrigada. Ao Prof. Dr. José Eduardo Sesso, pelo exemplo de dedicação a profissão, competência, amizade e confiança. Seus ensinamentos me estimularam a seguir em busca da excelência na Ortodontia.

7 AOS AMIGOS E COLEGAS DO CURSO Amigos sabem quando serão amigos Pois compartilham momentos dão força... Estão sempre lado a lado... Nas conquistas, nas derrotas... Nas horas boas e nas difíceis... Amizade nem sempre é pensar do mesmo jeito Mas abrir mão, de vez em quando... Amizade é ter um irmão Que não mora na mesma casa... É compartilhar segredos, emoções... É compreensão, é diversão... É contar com alguém, sempre que precisar É ter algo em comum É não ter nada em comum... É não ter nada em comum mesmo... É saber que se tem mais em comum do que se imagina... É sentir saudade, é querer dar tempo... É dar preferência, é bater um ciúme Amizade que é amizade nunca acaba... Mesmo que a gente cresça, E apareçam outras pessoas no nosso caminho... PORQUE AMIZADE NÃO SE EXPLICA... ELA, SIMPLESMENTE, EXISTE!!! (Autor desconhecido)

8 A TODOS... Três verbos existem que, bem conjugados, serão lâmpadas luminosas em nosso caminho Aprender, Servir e Cooperar. Três atitudes exigem muita atenção Analisar, Reprovar e Reclamar. Dê três normas de conduta jamais nos arrependeremos Auxiliar com a intenção do bem, Silenciar e Pronunciar frases de bondade e estímulo. Três diretrizes manter-nos-ão, invariavelmente, em rumo certo Ajudar sem distinção, Esquecer todo mal e Trabalhar sempre. Três posições deveremos evitar em todas as circunstâncias Maldizer, Condenar e Destruir. Possuímos três valores que, depois de perdidos, jamais serão recuperados A hora que passa, A oportunidade e A palavra falada. Três programas sublimes se desdobram à nossa frente, revelando-nos a glória da Vida Superior Amor, Humildade e Bom ânimo. Que o Senhor nos ajude, pois, em nossas necessidades, a seguir sempre três abençoadas regras de salvação Corrigir em nós o que nos desagrada em outras pessoas, Amparar-nos mutuamente, Amarmos uns aos outros. Chico Xavier

9 Resumo

10 RESUMO O objetivo deste trabalho foi avaliar e comparar o comportamento de carga e deflexão de seis fios de Níquel-Titânio termoativados utilizando uma máquina universal de flexão de três pontos (EMIC). Os fios NiTinol Termoativado (Aditek), NeoSentaloy F200 (GAC), Thermo Plus (Morelli), Cooper NiTi 35 C(Ormco), Flexy Thermal 35 C (Orthometric) and Superthermal Nickel Titanium Arches (OrthoSource) foram avaliados na ativação e desativação mediante deflexões de 0.5, 1, 2 and 3 mm nas temperaturas de 24 C e 37 C. Diagramas e dados referentes à carga e deflexão foram obtidos pelo software Tesc. As forças de ativação e desativação em todas as deflexões avaliadas e nas duas diferentes temperaturas foram comparadas pela análise de variância a um critério (ANOVA). Os resultados mostraram diferenças significantes entre os fios (P<0.05) nas forças de ativação e desativação nas duas temperaturas avaliadas. NeoSentaloy F200 e NiTinol Termoativado liberaram a menor força na desativação em 37ºC. Este estudo revelou diferenças significantes entre os seis tipos de fios de Níquel-Titânio termoativados testados nas forças de ativação e desativação. Palavras-chave: Fios ortodônticos. Teste de materiais. Níquel. Titânio. Elasticidade.

11 Abstract

12 ABSTRACT The aim of this study was to evaluate and compare the load/deflection behavior of six Thermal Activated Nickel Titanium orthodontic wires using a three-point bending test (EMIC). The wires NiTinol Termoativado (Aditek), NeoSentaloy F200 (GAC), Thermo Plus (Morelli), Cooper NiTi 35 C (Ormco), Flexy Thermal 35 C (Orthometric) and Superthermal Nickel Titanium Arches (OrthoSource) were evaluated in the activation and deactivation at deflections of 0.5, 1, 2 and 3 mm at two different temperatures of 24 C and 37 C. Force-deflection diagrams and data were collected by Tesc software. Forces of activation and deactivation at all deflections applied and in both temperatures were compared by analysis of variance (ANOVA). Results demonstrated that significant differences (P<0.05) in forces were observed among wires during activation and deactivation at both temperatures evaluated. NeoSentaloy F200 and NiTinol Termoativado released the lowest force for deactivation at 37 C. This study revealed significant differences in force during activation and deactivation among the six types of Thermal Activated Nickel Titanium wires tested. Key Words: Orthodontic wires. Material testing. Nickel. Titanium. Elasticity.

13 LISTA DE FIGURAS Figura 1 Bandellete de Fauchard (1728) Figura 2 Aparelho de Angle (1887) Figura 3 Arco E Figura 4 Amarrilhos de latão da coroa até o arco pesado Figura 5 Aparelho Pino e tubo Figura 6 Aparelho Arco de cinta Figura 7 Aparelho Edgewise Figura 8 Deformação Elástica Figura 9 Deformação Plástica Figura 10 Comparação entre o comportamento elástico de um material metálico sem superelasticidade com uma liga superelástica Figura 11 Deformação plástica com recuperação através do Efeito Memória de Forma Figura 12 Estruturas em 3D da austenita e martensita Figura 13 Marcação do fio antes do corte Figura 14 Máquina de corte pneumático... 90

14 Figura 15 Arcos e respectivos corpos de prova Figura 16 (a) Avaliação da maior dimensão do corpo de prova; (b) Avaliação da menor dimensão do corpo de prova Figura 17 Máquina de Ensaio Universal EMIC e computador acoplado Figura 18 Posicionamento do fio na barra de dois pontos Figura 19 Início do teste Figura 20 Ativação de 0,5 mm Figura 21 Ativação de 1 mm Figura 22 Ativação de 2 mm Figura 23 Ativação de 3 mm Figura 24 Projetor de Perfil Figura 25 Corpo de prova no projetor após o teste com retorno a forma original Figura 26 Corpo de prova no projetor após o teste sem retorno a forma original Figura 27 Verificação da precisão do sistema para realização dos testes em 37 C Figura 28 Realização dos testes em 37 C

15 LISTA DE TABELAS Tabela 1 Comparação do módulo de elasticidade (E) de algumas ligas metálicas para fios de mesmo diâmetro Tabela 2 Forças ótimas para o movimento dentário ortodôntico Tabela 3 Fios de Níquel-Titânio termoativados utilizados Tabela 4 Forças mínimas e máximas necessárias para ativar os fios de Níquel-Titânio termoativados em 0,5; 1, 2 e 3 mm na temperatura de 24 C Tabela 5 Forças mínimas e máximas necessárias para desativar os fios de Níquel-Titânio termoativados em 3, 2,1 e 0,5 mm na temperatura de 24 C Tabela 6 Comparação das forças necessárias para ativar os fios de Níquel-Titânio termoativados na temperatura de 24 C pela análise de variância a um critério (ANOVA) Tabela 7 Comparação das forças necessárias para desativar os fios de Níquel-Titânio termoativados na temperatura de 24 C pela análise de variância a um critério (ANOVA) Tabela 8 Forças mínimas e máximas necessárias para ativar os fios de Níquel-Titânio termoativados em 0,5; 1,2 e 3 mm na temperatura de 37 C Tabela 9 Forças mínimas e máximas necessárias para desativar os fios de Níquel-Titânio termoativados em 3,2,1 e 0,5 mm na temperatura de 37 C

16 Tabela 10 Comparação das forças necessárias para ativar os fios de Níquel-Titânio termoativados na temperatura de 37 C pela análise de variância a um critério (ANOVA) Tabela 11 Comparação das forças necessárias para desativar os fios de Níquel-Titânio termoativados na temperatura de 37 C pela análise de variância a um critério (ANOVA) Tabela 12 Visualização das marcas comerciais quanto às menores e maiores forças, de acordo com as médias, para ativar e desativar os fios de NiTi termoativados em 24 C Tabela 13 Visualização das marcas comerciais quanto às menores e maiores forças, de acordo com as médias, para ativar e desativar os fios de NiTi termoativados em 37 C

17 LISTA DE GRÁFICOS Gráfico 1 Tensão X Deformação (Regimes Elástico e Plástico) Gráfico 2 Resiliência e Formabilidade Gráfico 3 Tensão x Deformação de um fio superelástico Gráfico 4 Pseudoelasticidade Gráfico 5 Efeito memória de forma Gráfico 6 Termograma durante aquecimento e resfriamento no DSC Gráfico 7 Tensão e deformação da liga de NiTi a 10 C associados ao esquema de mudanças estruturais Gráfico 8a Aditek 24 C Gráfico 8b Aditek 37 C Gráfico 9a GAC 24 C Gráfico 9b GAC 37 C Gráfico 10a Morelli 24 C Gráfico 10b Morelli 37 C Gráfico 11a Ormco 24 C Gráfico 11b Ormco 37 C

18 Gráfico 12a Orthometric 24 C Gráfico 12b Orthometric 37 C Gráfico 13a OrthoSource 24 C Gráfico 13b OrthoSource 37 C Gráfico 14 Relação entre Carga e Deflexão dos fios testados para ativação e desativação na temperatura de 24 C Gráfico 15 Relação entre Carga e Deflexão dos fios testados para ativação e desativação na temperatura de 37 C

19 LISTA DE QUADROS Quadro 1 Fases da evolução dos fios ortodônticos Quadro 2 Distribuição esquemática dos fios ortodônticos contemporâneos... 33

20 Sumário

21 SUMÁRIO 1. INTRODUÇÃO REVISÃO DA LITERATURA A ORTODONTIA FIOS ORTODÔNTICOS Propriedades mecânicas Carga/Deflexão e Tensão/Deformação Módulo de Elasticidade ou Módulo de Young (E) Recuperação Elástica Resiliência Formabilidade Superelasticidade ou Pseudoelasticidade Memória de forma ( Efeito Mola ) Soldabilidade Atrito Biocompatibilidade e Estabilidade Ambiental Tipos de ligas de Níquel-Titânio Níquel Titânio Estável (M-NiTi ou trabalhado a frio) Níquel-Titânio Ativo (A-NiTi ou trabalhados em altas temperaturas) Superelasticidade Termoativação Testes realizados em fios de Níquel titânio Testes de Flexão de três pontos Testes para avaliação do Intervalo de Transição Térmica (ITT) Testes no DSC (Differential Scanner Calorimetry) Testes de torção Outros testes MECANISMOS BIOLÓGICOS DOS MOVIMENTOS DENTÁRIOS INDUZIDOS ORTODONTICAMENTE PROPOSIÇÃO MATERIAL E MÉTODOS... 88

22 4.1. MATERIAL MÉTODOS ANÁLISE ESTATÍSTICA RESULTADOS DISCUSSÃO SELEÇÃO DA AMOSTRA REALIZAÇÃO DOS TESTES METODOLOGIA QUANTIDADE DE FORÇAS BIOLÓGICAS RESULTADOS AVALIAÇÃO DO COMPORTAMENTO DAS MARCAS NO GRÁFICO DE CARGA X DEFLEXÃO CONSIDERAÇÕES CLÍNICAS SUGESTÕES PARA FUTUROS TRABALHOS CONCLUSÃO REFERÊNCIAS APÊNDICES APÊNDICE A - ATIVAÇÃO E DESATIVAÇÃO NA TEMPERATURA DE 24 C APÊNDICE B - ATIVAÇÃO E DESATIVAÇÃO NA TEMPERATURA DE 24 C APÊNDICE C - ATIVAÇÃO E DESATIVAÇÃO NA TEMPERATURA DE 37 C APÊNDICE D - ATIVAÇÃO E DESATIVAÇÃO NA TEMPERATURA DE 37 C

23 Introdução

24 23 1. INTRODUÇÃO Ainda não existe uma liga que possua todas as qualidades necessárias para todas as etapas do tratamento ortodôntico (KUSY, 1997). Com o conhecimento das propriedades inerentes a cada liga, o clínico poderá selecionar a mais indicada para cada fase particular. O uso dos fios de Níquel-Titânio na Ortodontia Clínica tem sido largamente observado devido as suas extraordinárias propriedades de memória de forma(kusy, 1997;MARTINS et al., 1996;PROFFIT, 1995;SACHDEVA, 1997) e superelasticidade (BURSTONE; QIN; MORTON, 1985;IBE; SEGNER, 1998;MIURA et al., 1986;TONNER; WATERS, 1994;WATERS, 1992). Estas características dão capacidade a estes fios de produzirem forças leves e contínuas mesmo com grandes níveis de deflexão. Estes fios são particularmente adequados para as fases iniciais do tratamento quando deflexões consideráveis são necessárias para encaixá-los dentro dos slots dos braquetes. Como as forças exercidas pelos fios de Níquel-Titânio devem suscitar uma resposta fisiológica do osso, tendem a minimizar as fases de hialinização na remodelação óssea, o desconforto do paciente e reabsorções radiculares(capelozza FILHO; SILVA FILHO, 1998;SAKIMA; DALSTRA; MELSEN, 2006). Uma nova geração destes fios está disponível no mercado desde os anos noventa e tem como diferencial a sensibilidade a temperatura, especialmente a do meio oral. Por este motivo, promovem uma força ainda menor para a movimentação dentária(bishara et al., 1995;KUSY, 1997;PROFFIT; FIELDS JR., 1995;SACHDEVA, 1997). Entretanto, os valores destas forças de desativação dos fios estão sujeitos a variações dependendo da proporção de seus componentes e do tipo de tratamento térmico no momento da fabricação da liga. Portanto, estas informações deveriam estar padronizadamente estampadas nas embalagens dos fios em cada marca

25 24 comercial(bartzela; SENN; WICHELHAUS, 2007;KAYSER et al., 2002;NAKANO et al., 1999;SAKIMA; DALSTRA; MELSEN, 2006;TONNER; WATERS, 1994). Alguns fabricantes de fios já fornecem estas informações sobre seus produtos, mas muitos não. Por este motivo, existe certo receio no momento de selecionar entre uma ou outra marca comercial e, também, o receio dos resultados indesejáveis por causa de forças além do necessário. Este trabalho procurou fazer uma comparação entre fios de Níquel-Titânio Termoativados de marcas disponíveis no mercado nacional, para servir de orientação aos ortodontistas juntamente com seus bons sensos clínicos no momento da escolha.

26 Revisão da Literatura

27 Revisão de Literatura REVISÃO DA LITERATURA Com o intuito de facilitar a compreensão do tema pesquisado, esta revisão fará uma abordagem histórica breve da Ortodontia; da evolução dos Fios Ortodônticos com suas propriedades mecânicas, concentrando-se apenas nos fios de interesse; abrangerá um pouco sobre forças ótimas para o movimento ortodôntico; e, por último, buscará na literatura científica as publicações que foram realizadas na mesma linha de pesquisa deste trabalho A ORTODONTIA É o ramo da odontologia relacionada com o estudo do crescimento do complexo craniofacial, com o desenvolvimento da oclusão e com o tratamento das anomalias dentofaciais(moyers, 1991). Esta especialidade odontológica, como vista atualmente, teve suas origens na França, no século XVIII, em 1728, quando Pierre Fauchard descreveu o seu aparelho, o Bandelette de Fauchard (Fig. 1). Constituía de uma tira metálica que, associada a amarrilhos de prata ou latão, promovia a movimentação dentária formando o arco(graber; VANARSDALL, 2002). Figura 1 Bandelette de Fauchard (1728). Fonte: Graber (1996)(GRABER; VANARSDALL, 1996).

28 Revisão de Literatura 27 Em 1887, a soldagem começou a ser aplicada na área ortodôntica, permitindo confeccionar o parafuso de retração de Angle. Nesta época a ortodontia contava com arco pré-formado, bandas, cimento para a fixação das bandas, encaixes soldados, parafuso expansor e de retração(graber; VANARSDALL, 1996). Naquele mesmo ano, Edward H. Angle desenvolveu o protótipo do primeiro braquete com encaixe, um delicado tubo de metal (Fig. 2) soldado à banda permitindo movimento de rotação do dente(graber; VANARSDALL, 1996). Figura 2 - Aparelho de Angle (1887). Fonte: Graber (1996)(GRABER; VANARSDALL, 1996). Em 1890, Edward H. Angle construiu um aparelho ortodôntico que denominou de arco E, para normalizar o arco dentário. O Arco E (Fig. 3) consistia de um arco vestibular pesado de expansão, unido por soldas a duas bandas parafusadas nos dois primeiros molares. Fazia uso de ancoragem simples e realizava movimentos de coroa dos dentes. Amarrilhos de latão das coroas até o arco pesado (Fig. 4) eram usados para conduzir os dentes até a oclusão(graber; VANARSDALL, 2000).

29 Revisão de Literatura 28 Figura 3 Arco E. Fonte: Graber (2000)(GRABER; VANARSDALL, 2000). Figura 4 Amarrilhos de latão da coroa até o arco pesado. Fonte: Graber (2000)(GRABER; VANARSDALL, 2000).

30 Revisão de Literatura 29 Este aparelho, em que os fios eram de bronze, resultava em baixa eficiência nas estabilizações dos dentes no pós-tratamento. Justamente pela dificuldade de realizar movimentação nas raízes, ele introduziu na ortodontia o Aparelho Pino e Tubo (Fig. 5), no qual a movimentação radicular era possível, permitindo assim o completo controle da movimentação dentária(graber; VANARSDALL, 2000). Figura 5 Aparelho Pino e Tubo. Fonte: Graber (2000)(GRABER; VANARSDALL, 2000). Porém, a grande dificuldade de adaptação do Aparelho Pino e Tubo à medida que os dentes se movimentavam levou Angle a criar o Aparelho com Arcocinta, entre 1913 e 1915 (Fig. 6). Este, por sua vez, fixava-se aos dentes através de bandas e nestas eram soldados braquetes com uma abertura vertical por onde o arco ortodôntico passava e era fixado com pinos de bronze. Os dentes ficavam livres para se movimentar ao longo do arco ortodôntico(graber; VANARSDALL, 1996).

31 Revisão de Literatura 30 Figura 6 Aparelho de Arco-cinta. Fonte: Graber (2000)(GRABER; VANARSDALL, 2000). Em 1928, dois anos antes de seu falecimento, Angle(ANGLE, 1928) inventou o aparelho Edgewise onde o arco é inserido em 90 em relação ao plano de inserção do Arco-cinta. A forma do braquete foi alterada, este ganhou uma abertura no centro e na horizontal, ao contrário do aparelho anterior onde a abertura era vertical. A ligadura de cobre, que prende o arco ortodôntico ao braquete, foi substituída pela de aço inoxidável (Fig. 7)(GRABER; VANARSDALL, 1996).

32 Revisão de Literatura 31 Figura 7 - Aparelho Edgewise. Fonte: Graber (1996)(GRABER; VANARSDALL, 1996). Os braquetes, desde Angle, passaram também por diversas propostas de alterações nas formas e nos materiais, evoluindo de simples para geminado, maiores ou menores, metálicos, de policarbonato, ou cerâmicos. Entretanto, Andrews (1989)(ANDREWS, 1989) foi quem realmente propôs uma mudança significativa, idealizando os braquetes pré-ajustados, amplamente utilizados na atualidade. Todavia, a forma do arco continua a ser obtida pela configuração de um fio ortodôntico(graber; VANARSDALL, 1996).

33 Revisão de Literatura FIOS ORTODÔNTICOS Os fios ortodônticos seguiram a evolução dos bráquetes por todo o século XX. No início da Ortodontia, o ouro, a prata, o bronze e o latão eram os materiais disponíveis para os aparelhos. Segundo Proffit (1995)(PROFFIT, 1995), antes da década de 50, os aparelhos ortodônticos eram rotineiramente confeccionados com ligas metálicas preciosas, isto porque nenhum outro material toleraria as condições intra-orais. Após a primeira guerra mundial, o aço foi industrializado e entrou também na Ortodontia, que o utiliza largamente até hoje. Gradualmente, o uso do aço inoxidável vai cedendo espaço para as novas ligas metálicas, como as de níqueltitânio(phillips, 1993). Na década de setenta, com o desenvolvimento tecnológico, surgiu a liga de níquel-titânio estabilizado. Na década de oitenta, os fios de beta titânio e os de níquel titânio superelásticos (austenítico ativo) foram introduzido no mercado. A introdução das ligas com memória de forma reduziu a relação de carga x deflexão. Estes fios têm um módulo de elasticidade significativamente maior que os de aço inoxidável. Portanto, fios com dimensões maiores podem ser utilizados mais cedo no tratamento, para um maior controle do movimento dentário(gurgel; RAMOS; KERR, 2001), (QUINTÃO; BRUNHAROII, 2009). Na década de noventa surgiu o fio de níquel titânio termodinâmico (martensítico ativo). Nesta mesma época surgiram os gradualmente termodinâmicos, os metálicos com coberturas estéticas e os de compósitos poliméricos, revestidos com fibras de vidro que somente entraram no mercado em 2008 (Quadro 1)(QUINTÃO; BRUNHAROII, 2009).

34 Revisão de Literatura 33 Quadro 1 - Fases da evolução dos fios ortodônticos. Fonte: Quintão (2009)(QUINTÃO; BRUNHAROII, 2009). Os fios ortodônticos contemporâneos podem ser classificados da seguinte forma: metálicos e cerâmicos (Quadro 2). Os metálicos são de aço (convencionais e trançados), cromo-cobalto e titânio (titânio-molibdênio, níquel-titânio e titânio-nióbio). Os de Níquel-Titânio, por sua vez, podem ser martensíticos estáveis ou austeníticos ativos(filleul, 1993). Quadro 2 - Distribuição esquemática dos fios ortodônticos contemporâneos. Fonte: Filleul (1993)(FILLEUL, 1993).

35 Revisão de Literatura Propriedades mecânicas Carga/Deflexão e Tensão/Deformação Quanto à sua liberação de força, o comportamento de um fio ortodôntico segue um desenho representado por um gráfico de carga/deflexão (Gráfico 1) que registra a quantidade de energia acumulada para cada milímetro de deformação. Gráfico 1 - Tensão x Deformação. Regime elástico e plástico. Fonte: Gurgel (2001)(GURGEL; RAMOS; KERR, 2001). Tensão (σ) é definida como a força por unidade de área ou a intensidade das forças distribuída numa certa secção transversal (σ =F/So; sendo F = carga aplicada e So= área da secção reta do fio). É expressa por newtons (N) por metros quadrados (m 2 )(BEER; JONHSTON, 1989). Deformação (ε) é definida como relação entre a variação do comprimento final do fio e o seu comprimento inicial (ε = l-lo/ lo; sendo l = comprimento final e lo= comprimento inicial)(beer; JONHSTON, 1989).

36 Revisão de Literatura 35 Tensão e deformação são características internas do fio que podem ser calculadas por medidas de carga/deflexão(proffit; FIELDS JR., 2000). Seguindo a clássica Lei de Hooke, onde a tensão é diretamente proporcional à deformação(beer; JONHSTON, 1989), se um fio for flexionado para incluir no arco um dente que estiver desnivelado, haverá maior energia acumulada quanto maior a distância da deflexão. Portanto, para cada milímetro de aumento da ativação, o fio acumulará proporcionalmente mais energia(phillips, 1993). O maior valor da tensão σ para o qual a Lei de Hooke é válida se denomina limite de proporcionalidade do material. Quando o material é dúctil e possui o início do escoamento em um ponto bem definido do diagrama, o limite de proporcionalidade coincide com o ponto de escoamento(beer; JONHSTON, 1989) Módulo de Elasticidade ou Módulo de Young (E) Um material tem comportamento elástico quando as deformações causadas por certo carregamento desaparecem com a retirada do carregamento. Chama-se limite de elasticidade do material (ou módulo de elasticidade ou módulo de Young) ao maior valor de tensão para o qual o material ainda apresenta comportamento elástico (Fig. 8)(BEER; JONHSTON, 1989). Figura 8 Deformação elástica. Fonte: Reis (2001)(REIS, 2001).

37 Revisão de Literatura 36 Se o material atingir o escoamento e se deformar, quando a carga é retirada, as tensões e deformações decrescem de maneira linear, ao longo de uma linha reta, paralela a curva de carregamento, sem voltar ao ponto zero, indicando que o material sofreu uma deformação permanente ou plástica (Fig. 9)(BEER; JONHSTON, 1989). Figura 9 - Deformação plástica. Fonte: Reis (2001)(REIS, 2001). Quando o fio é defletido além do limite elástico (Gráfico 1) ele não retorna à sua forma original na desativação. Na desativação, tem-se uma recuperação elástica ou uma deformação permanente que corresponde à deformação plástica. Continuando a ativação, atinge-se a tensão máxima suportável pelo fio, o limite de resistência à tração. A partir desse ponto, observa-se a formação de um estrangulamento no fio que evolui até a sua ruptura, com uma tensão denominada de limite de ruptura(proffit; FIELDS JR., 2000). Através do gráfico de um determinado fio, pode-se avaliar o quanto será liberado de força para cada milímetro de ativação, bem como seu limite de elasticidade, ou seja, o quanto o fio poderá ser defletido sem sofrer deformação permanente (Gráfico 1).

38 Revisão de Literatura 37 O módulo de Young ou Módulo de Elasticidade (E) compreende um valor obtido da razão da tensão pela deformação em qualquer segmento da fase elástica (E=Tensão/Deformação (E=σ /ε). É uma medida da rigidez do material(kusy, 1997). Logo, rigidez é a resistência de um corpo elástico a deflexão ou deformação por uma força aplicada. É uma qualidade inerente ao material(beer; JONHSTON, 1989). A rigidez do material é dada pela inclinação da porção linear da curva. O alcance de trabalho do fio é a distância ao longo do eixo x até o ponto onde se inicia a deformação permanente. Esse limite, por definição, corresponde à tensão aplicada para deformação de 0,001 ou 0,1% (KUSY, 1997). Como o aço apresenta maior rigidez, as demais ligas apresentam valores fracionados aos do aço inox (Tabela 1). Tabela 1 - Comparação do módulo de elasticidade (E) de algumas ligas metálicas para fios de mesmo diâmetro. Fonte: Gurgel (2001)(GURGEL; RAMOS; KERR, 2001) Recuperação Elástica Diz respeito à máxima elasticidade e flexibilidade, ao intervalo de ativação e deflexão do fio e ao quanto esse fio pode ser trabalhado. A recuperação elástica é o quociente entre o limite de elasticidade, que corresponde ao início da deformação permanente, e o módulo de elasticidade do material. Valores altos possibilitam ativações maiores e o aumento do tempo de trabalho do aparelho porque menos ajustes ao fio são necessários(proffit; FIELDS JR., 2000).

39 Revisão de Literatura Resiliência A resiliência pode ser definida como a quantidade de energia acumulada por uma liga até o seu limite elástico. Pode ser calculada pela área do regime elástico no gráfico tensão/deformação (Gráfico 2). Um fio muito resiliente apresenta uma fase elástica longa, portanto pode ser defletido mais, sem que sofra uma dobra permanente(proffit; FIELDS JR., 2000). Gráfico 2 - Resiliência (área pontilhada) e formabilidade (área em branco). Fonte: Gurgel (2001)(GURGEL; RAMOS; KERR, 2001) Formabilidade É a capacidade da liga de deformar-se no regime plástico, sem sofrer fratura, permitindo o uso de suas propriedades quando submetido a uma deflexão subseqüente (uso clínico) (Fig. 9)(PHILLIPS, 1993).

40 Revisão de Literatura Superelasticidade ou Pseudoelasticidade A superelasticidade é caracterizada pelo comportamento atípico da liga em relação ao clássico gráfico de carga/deflexão, ou seja, apresenta um comportamento não-hookeano (Fig. 10)(GRABER; VANARSDALL, 2002). Figura 10 - Comparação entre o comportamento elástico de um material metálico sem superelasticidade (a) com uma liga superelástica (b). Fonte: Reis (2001)(REIS, 2001). O fio superelástico apresenta, portanto, duas fases estruturais que determinam um regime elástico, um regime plástico, outro regime elástico antes de atingir outro regime plástico (Gráfico 3)(GURGEL; RAMOS; KERR, 2001), mas esta mudança de fase só ocorre quando há aplicação de força sobre a liga, em uma temperatura constante(kusy, 1997).

41 Revisão de Literatura 40 Gráfico 3 - Tensão x deformação de um fio superelástico. Fonte: Gurgel (2001)(GURGEL; RAMOS; KERR, 2001) Memória de forma ( Efeito Mola ) É a capacidade do fio de retornar à sua forma e estrutura originais. Quando isso ocorre, o fio dispersa a energia (carga) acumulada. O efeito memória de forma aparece em algumas ligas que apresentam uma transformação martensítica cristalograficamente reversível. Esse fenômeno depende basicamente de dois fatores, temperatura e tensão(khier; BRANTLEY; FOURNELLE, 1991;REIS, 2001;SANTORO; BESHERS, 2000). Kousbroek (1984) definiu o efeito memória de forma como sendo o efeito pelo qual uma liga metálica, após sofrer uma aparente deformação plástica, retorna a sua forma original se receber calor e deforma novamente se resfriada outra vez(kousbroek, 1984)(Fig.11).

42 Revisão de Literatura 41 Figura 11 - Deformação plástica com recuperação através do Efeito Memória de Forma (EFM). Fonte: Reis (2001)(REIS, 2001). Segundo Collings (1984) o efeito de memória de forma pode ser devido à combinação de dois efeitos: termoelasticidade e pseudoelasticidade. A transformação termoelástica martensítica é contínua com a diminuição da temperatura e não é acompanhada por surgimento súbito de grupos de placas. Pseudoelasticidade foi definida como o efeito pelo qual um material recupera a deformação plástica induzida (induced plastic strain) em conseqüência a uma carga. Na pseudoelasticidade a temperatura permanece constante. Sugere ainda que os efeitos de termoelasticidade e pseudoelasticidade sejam complementares, isto é, se um efeito é pequeno o outro será grande, com uma recuperação de 100% dos cristais acima do ponto da fase de transformação martensítica(collings, 1984). Miura (1986) afirmou que quando os fios de NiTi são submetidos a um processo de fabricação sob altas temperaturas, uma propriedade peculiar será incorporada. O fio NiTi passará a apresentar-se numa fase austenítica inicial, entretanto com a capacidade de transformação martensítica(miura et al., 1986). De acordo com Funakubo (1987) existem duas possíveis fases de microconstituintes associadas às ligas com memórias de forma - Shape Memory Alloys (SMAs): a austenita (estável a alta temperatura) e a martensita (estável a baixa temperatura). Enquanto a austenita possui uma estrutura cúbica de corpo centrado (Fig. 12a), bem ordenado que apresente apenas uma variante, a

43 Revisão de Literatura 42 martensita (Fig. 12b), pode apresentar até vinte e quatro variantes para o caso mais geral(funakubo, 1987). (a) (b) Figura 12 - Estruturas em 3D da austenita (a); da martensita (b). Fonte: Filleul (1993)(FILLEUL, 1993). Khier (1991) explicou que a transformação martensítica é, portanto, uma particularidade da liga de NiTi e implica na capacidade de mudança de fase austenítica para martensítica sob mudanças da temperatura e da tensão. Sob temperatura reduzida estabelece-se a fase martensítica e com o aumento da temperatura ocorre novamente uma transformação progressiva para a fase austenítica. Esta transformação decorre de uma modificação da configuração cristalográfica, de estrutura hexagonal compacta (HC) para cúbica de corpo centrado (CCC) em decorrência da alteração de temperatura(khier; BRANTLEY; FOURNELLE, 1991) Soldabilidade É a capacidade da liga em receber soldas elétricas ou de prata. Proporciona uma vantagem adicional, pois possibilita a incorporação de algumas modificações no desenho do aparelho (sistema de forças). O fio de aço apresenta ótima soldabilidade tanto para solda elétrica quanto de prata. Já o Titânio-Molibdênio somente recebe solda elétrica, e as ligas de Níquel-Titânio não aceitam soldas(nelson; BURSTONE; GOLDBERG, 1987).

44 Revisão de Literatura Atrito O atrito, ou resistência à fricção, refere-se à resistência da superfície de um material ao movimentar-se sobre outro(kusy, 1997). Em algumas mecânicas ortodônticas (deslizamento, retração de caninos, arco de torque, etc.), faz-se necessário o deslize do fio no bráquete(burstone; QIN; MORTON, 1985). Um baixo nível de atrito nessa interface é desejável(gurgel; RAMOS; KERR, 2001). Os fios de aço inoxidável austenítico e os de cromo-cobalto, neste aspecto, apresentam baixa rugosidade superficial, porém esta rugosidade aumenta nos fios de níquel titânio e nos beta-titânio, respectivamente(garner; ALLAI; MOORE, 1986;KAPILA et al., 1990), (VAUGHAN et al., 1995) Biocompatibilidade e Estabilidade Ambiental Qualquer material colocado na boca por períodos longos ou curtos tem de ter resistência à corrosão, não liberar íons para cavidade bucal e nem causar respostas alérgicas, devendo ser bem tolerado pelos tecidos. Não pode atuar como substrato para proliferação de microrganismos que possam alterar a microbiota oral ou causar qualquer dano aos tecidos periodontais e, eventualmente, comprometer as propriedades mecânicas dos fios(menezes; QUINTÃO; BOLOGNESE, 2007). A biocompatibilidade é o principal limitador das ligas usadas intraoralmente. Todas as ligas apresentadas possuem boa biocompatibilidade, embora as ligas de aço inoxidável austenítico liberem níquel e cromo muito abaixo dos níveis da dieta média, podem, mesmo assim, sensibilizar o paciente mais propenso à reação alérgica a estes tipos de metais. Além disso, essas mesmas propriedades devem ser observadas por longos períodos após o fio ser manufaturado e, quando colocado na cavidade oral, o ortodontista possa prever o comportamento do fio(kusy, 1997).

45 Revisão de Literatura Tipos de ligas de Níquel-Titânio As ligas de titânio ficaram muito populares dentro da Ortodontia, principalmente nas fases de alinhamento e nivelamento. Existem agora três tipos de ligas de níquel-titânio: a original ou tipo convencional (trabalhada a frio); as superelásticas e termoelásticas (ou superelásticas com ativações térmicas) (trabalhadas a altas temperaturas)(parvizi; ROCK, 2003) Níquel Titânio Estável (M-NiTi ou trabalhado a frio) A primeira liga de níquel-titânio foi produzida dentro do Naval Ordnance Laboratory, no programa espacial americano, em Silver Springs (Maryland, EUA), no início dos anos sessenta (1962), por William Buehler. A liga adquiriu o nome de Nitinol em homenagem aos seus componentes e ao local de descoberta, sendo: ni de níquel, ti de titânio e nol de Naval Ordnance Laboratory. A liga de NiTi era do grupo estável, também referida como NiTi trabalhado a frio, não aceitava mudança de fase, portanto não apresentava o efeito de memória de forma. Apresentava-se sempre como martensítico, por isso era chamada de M-NiTi(BUEHLER; CROSS, 1969). Estes fios tinham uma estrutura martensítica estabilizada com 55% de níquel e 45% de titânio, trabalhados a frio, por isso não apresentavam mudanças de fases(miura et al., 1986). Em consequência disto, o efeito de memória de forma ativado pela temperatura era suprimido(evans; DURNING, 1996), pois suas temperaturas de transição térmicas (TTRs) podiam ser obtidas bem abaixo da temperatura ambiente até 135 C (275 F), o que fazia a propriedade de termoativação não existente para o uso ortodôntico(sakima; DALSTRA; MELSEN, 2006). A TTR específica depende da composição da liga e do processo de fabricação(buehler; CROSS, 1969). A principal característica dos clássicos M-NiTi é a boa elasticidade, e como apresenta apenas 30% da rigidez do aço inoxidável (comparando-se fios de mesma secção), permite uma favorável adaptação do fio ortodôntico nas etapas

46 Revisão de Literatura 45 iniciais do alinhamento e nivelamento para os casos com apinhamento acentuado ou moderado(kapila et al., 1990). Andreasen e Hilleman (1971) iniciaram o estudo do fio de NiTinol na ortodontia, por apresentar melhores propriedades elásticas e resistência à corrosão. Essas propriedades foram comparadas pelos autores utilizando os fios de NiTinol, aço inoxidável (18-8) e fios trançados (twistflex), em ensaios que simulavam nivelamento dentário na clínica ortodôntica, determinando a relação de cargadeflexão, rigidez, limite de elasticidade e variação de forças(andreasen; HILLEMAN, 1971). Os pesquisadores Andreasen e Brady (1972) observaram esta propriedade e foram os primeiros a introduzir este tipo de liga de NiTi com 50% de níquel e 50% de titânio para o tratamento ortodôntico(andreasen; BRADY, 1972). Andreasen (1980a) comparou os fios de NiTinol com os fios de aço. Verificou que os fios de NiTinol exercem forças leves e contínuas quando sofrem grandes deflexões e sofrem mínimas deformações permanentes. Devido a estas suas propriedades, requerem menos trocas de arcos durante as fases de alinhamento e nivelamento(andreasen, 1980) Níquel-Titânio Ativo (A-NiTi ou trabalhados em altas temperaturas) Estes fios superam os M-NiTi pelas características da superelasticidade e termoativação(miura et al., 1986). Quando mudam da fase austenítica para martensítica através do recebimento de uma carga, são consideradas superelásticas. Quando mudam da fase austenítica para martensítica pela variação da carga e temperatura são ditas termoativadas(tonner; WATERS, 1994). Detalhes na produção da liga A-NiTi determinam algumas particularidades aos fios comercializados como superelásticos ou termoativados.

47 Revisão de Literatura 46 Os fios A-NiTi podem ser encontrados em diferentes temperaturas de transição indicando a ação em intervalos de forças previamente estabelecidos. Isto possibilita o uso destes fios em diferentes situações clínicas, que podem requerer maior ou menor rigidez(gurgel; RAMOS; KERR, 2001) Superelasticidade Wasilevski (1975) afirmou que a superelasticidade ocorre quando um material deforma bastante além de seu ponto de escoamento aparente e recupera totalmente sua forma inicial quando a carga é retirada. Normalmente é observada uma grande histerese de tensão-deformação. A superelasticidade acontece em uma temperatura em que a fase presente seja predominantemente austenítica (T > Af)(WASILEVSKI, 1975). Burstone et al. (1985) estudaram o fio NiTi Chinês (desenvolvido pelo Dr. Tien Hua Cheng) e chegaram à conclusão de que este tem uma curva de desativação atípica, pois forças relativamente constantes são produzidas por um longo período de tempo. Como característica, este fio apresenta uma temperatura de transição muito menor que a do fio de NiTinol. Tem sido mostrado que há uma diferença de força se o arco é mantido em posição ao longo da desativação ou se é removido e amarrado novamente. O profissional deve estar atento a essa característica devendo planejar seu tratamento em função disto. Se não é desejada uma mudança na magnitude de força, é melhor manter o arco em sua posição, se o nível de força baixou muito para um determinado tipo de movimento dentário, então a simples ação de desamarrar e amarrar pode aumentar a magnitude da força(burstone; QIN; MORTON, 1985). Segundo Miura et al. (1986), uma nova liga de NiTi Japonês foi desenvolvida pela Furukawa Electric Co. Ltd. do Japão. O fio NiTi japonês apresentou uma propriedade incomum denominada "superelasticidade", que nenhum outro fio ortodôntico mostrou. O fio emitiu uma força constante ao longo de um intervalo grande de desativação. Entre todos os fios comparados, o fio da liga de NiTi japonês foi o que menos sofreu deformações permanentes durante a ativação. A nova liga exibiu uma curva de tensão-deformação diferente dos outros materiais

48 Revisão de Literatura 47 testados. A força permaneceu praticamente constante, apesar da mudança tensão dentro de uma faixa específica(miura et al., 1986). Waters (1992) afirmou que arcos superelásticos de níquel-titânio, ao contrário de fios convencionais, são capazes de suportar deformações muito grandes e, ao regressarem à sua forma original, na desativação, irão produzir forças mais moderadas. Afirmou ainda que a região sobre a qual haja um platô depende da deformação e é maior quanto maior a deflexão. Como a maioria dos fios, a rigidez inicial em flexão e o platô das cargas de desativação são muito dependentes da temperatura. O diâmetro do fio já não é mais um guia de comportamento e valores de força para uma dada temperatura, e fios de mesmo diâmetro nominal, de diferentes fabricantes, podem variar em um fator de seis(waters, 1992). Tonner e Waters (1994) afirmaram que o termo superelasticidade tem sido usado para ligas metálicas que tem a habilidade de suportar a tensão elástica mais que ligas comuns antes de ocorrer a deformação permanente. Esta característica tem sido atribuída à transformação martensítica da liga, que faz ocorrer uma transformação cristalográfica reversível(tonner; WATERS, 1994). Ibe e Segner (1998) fizeram um estudo para testar fios superelásticos que aparentemente liberam diferentes níveis de força dentro de um mesmo arco. As forças resultantes foram avaliadas metricamente e graficamente. Grandes diferenças foram encontradas entre as propriedades superelásticos ditas pelos fabricantes e os resultados deste estudo e também entre os diferentes produtos. Apenas dois dos fios testados apresentaram propriedades superelástico em um nível de força que parece adaptado às necessidades do dente a ser movido(ibe; SEGNER, 1998).

49 Revisão de Literatura Termoativação De acordo com Gianelly e Goldiman (1971) os fios termoativados deveriam ter as seguintes características: 1) maleáveis na temperatura ambiente de forma que pudessem ser amarrados facilmente; 2) instantaneamente ativados pela temperatura da boca; 3) capazes de produzir forças ortodônticas; 4) uma vez totalmente ativados, não ser afetados pelo aumento da temperatura na boca e 5) uma TTR bastante pequena, isto é, serem completamente ativados na temperatura da boca e completamente passivos em baixas temperaturas. Esta propriedade permitiria que o profissional tivesse tempo de amarrar o arco nos braquetes antes que a temperatura da boca ativasse o arco(gianelly; GOLDIMAN, 1971). Andreasen (1980b) foi o primeiro a usar um fio de 0, 019 termoativado com uma TTR entre 31 e 45 C. Quando o fio foi ativado pelo calor da cavidade oral, liberou forças suficientes para alinhar os incisivos inferiores em 163 dias. Estas forças foram comparadas as liberadas por um fio 0,012 de aço. Para o fio memorizar certa forma ele necessita primeiro ser colocado nesta forma e ser mantido firme nesta posição enquanto é aquecido em altas temperaturas, sofrendo um tratamento térmico(andreasen, 1980). Langwith (1980) demonstrou que fios de NiTinol termoativados 0,021 x 0,025 com TTR próximas a temperatura do corpo (35 a 39 C) podem ser usados efetivamente como fios de nivelamento e fios de retração(langwith, 1980). Bishara et al. (1995) afirmaram que os fios termoativados também foram testados nos anos oitenta, mas para uso clínico só a partir dos anos noventa. Estes fios retornam ao seu formato original quando aquecidos até sua temperatura de transição (TTR). Uma maneira de alterar o TTR é variando a quantidade de níquel da liga ou substituindo cobalto por parte do níquel(bishara et al., 1995). Proffit (1995) afirmou que a composição dos fios termoativados é de 52% de níquel, 45% de titânio e 3% de cobalto e provou ser bastante útil na clínica ortodôntica devido à sua elasticidade excepcional, quando comparada com os fios de aço inoxidável(proffit; FIELDS JR., 1995).

50 Revisão de Literatura 49 Kusy (1997) fez uma revisão sobre os arcos contemporâneos de acordo com suas propriedades e características. Ligas termoativadas exibem um efeito de memória de forma induzida pela temperatura, assim sofrem mudanças na sua estrutura quando aquecidas até sua temperatura de transição térmica (TTR). De acordo com ele, como o material ideal ainda não foi descoberto, os arcos devem ser selecionados dentro de suas indicações durante o tratamento (Gráficos 4 e 5)(KUSY, 1997). Gráfico 4 - Pseudoelasticidade. Fase austenítica (A-B e G-H); Transformação de austenítica para martensítica (B-C); Transformação de martensita para austenita (F-G); Regiões martensíticas (C-E e C -F). Fonte: Kuzy (1997)(KUSY, 1997).

51 Revisão de Literatura 50 Gráfico 5 - Efeito Memória de Forma induzido termicamente que é resultado da combinação do efeito pseudo-elástico (A-B na temperatura T 1 ) com o efeito termoelástico (C-A na temperatura T 2 ). Fonte: Kusy (1997)(KUSY, 1997). Sachdeva (1997) mencionou as vantagens de uma nova liga denominada Copper Ni-Ti. Como características inerentes desta liga, podem ser descritas a) gera forças mais constantes; b) é mais resistente a deformações permanentes e c) exibe melhores características elásticas. Relata, também, que esta é uma nova liga quaternária e em sua composição encontram-se níquel, titânio, cobre e cromo. O autor citou que a adição de cobre, combinado com o mais sofisticado processo de fabricação e tratamento térmico tornou possível a fabricação de quatro diferentes Copper NiTi com temperaturas de transformação de fases precisas e constantes: 15 C (Arcos Tipo I), 27 C (Arcos Tipo II), 35 C (Arcos tipo III) e 40 C (Arcos Tipo IV). Como exemplo cita as indicações dos Arcos tipo I, II, III e IV, respectivamente: a) quando se deseja a liberação de forças médias; b) para pacientes que têm limiar de dor baixo ou normal; c) para pacientes que têm o periodonto normal ou levemente comprometido e d) quando forças relativamente baixas são desejadas(sachdeva, 1997).

52 Revisão de Literatura 51 O mesmo autor, Sachdeva (1997), descreve que a temperatura de transformação variável, determina a variação do módulo de flexão. Na fase martensítica, a tensão induzida é a responsável pelas características superelásticas das ligas de níquel titânio. Entretanto, transformações martensíticas dependem da temperatura, ou seja, a estabilidade da fase martensítica e/ou austenítica, numa dada temperatura é baseada na temperatura de transformação da liga. A temperatura austenítica final (Af) é muito importante, e essa troca de temperatura vai depender da temperatura da boca(sachdeva, 1997). Martins et al. (1998) definiram a memória de forma como a capacidade de certos materiais voltarem à forma original com o aquecimento do material acima da temperatura de martensita para austenita. Segundo os autores, a diferença de fios austeníticos, que possuem memória de forma, e fios martensíticos, ativados termicamente depende da temperatura de transformação de fase. Dessa forma, todo fio é martensítico; o que muda é a quantidade de temperatura necessária para que seja ativada a sua memória de forma. Esse tipo de liga foi nomeado Copper- NiTi. e está disponível em quatro temperaturas diferentes(martins et al., 1996). De acordo com Santoro (2000), para os fios de NiTi termoativados, o intervalo de transformação térmica (ITT) deve encontrar-se próximo à temperatura corpórea (36 C) para induzir maior ou menor tensão ao movimento dentário. A tensão também induz à mudança de fase. Entretanto, esta particular forma de atingir a fase martensítica denomina-se transformação martensítica induzida por tensão. A estrutura CCC (fase austenítica), em vez de atingir o regime plástico, inicia o processo de transformação da conformação do cristal, prolongando a capacidade elástica deste material. Ao final da transformação, a liga está completamente na fase martensítica (HC), portanto em seu estado menos rígido. Explica que a transformação martensítica sofre reversão do processo com a redução da tensão, partindo da conformação HC para CCC e devolvendo maior rigidez ao fio, característica mecânica típica do NiTi em fase austenítica. Este processo de transformação e reversão combinando tensão e temperatura confere ao fio o efeito memória de forma (EMF) propriamente dito. Portanto, o EMF refere-se à habilidade do material de retornar a sua forma e estrutura originais após ter sido pseudodeformado(santoro; BESHERS, 2000).

53 Revisão de Literatura 52 Santoro et al. (2001) realizaram uma revisão sistemática para ajudar os ortodontistas a avaliar as ligas ortodônticas de níquel-titânio comumente utilizadas. O comportamento termomecânico destes compostos é, de fato, estritamente dependente da correlação entre temperatura de transição térmica e a temperatura oral(santoro; NICOLAY; CANGIALOSI, 2001). Sehitoglu et al.(2001) também demonstraram que em uma liga de NiTi existem duas fases cristalinas presentes de acordo com a temperatura do material: austenita e martensita. A austenita possui estrutura cúbica de corpo centrado (ccc ou B2), onde os átomos ocupam as posições dos vértices e do centro de um cubo, ao passo que a martensita, nas ligas de Ni-Ti é monoclínica, uma distorção da estrutura denominada B19 em que o maior lado é inclinado em relação à base da célula(sehitoglu et al., 2001). Segundo Parvizi e Rock (2003), a histerese da curva (carga /deflexão) é tal que fios termoativados podem suportar grandes ativações e retornar à sua forma original com a produção de forças moderadas e uniformes. Alguns fios termoativados contêm cobre (5-6%) para aumentar a força e reduzir a perda de energia. Infelizmente, esses benefícios são associados, a um aumento na temperatura de transformação de fase, ficando acima da temperatura bucal; portanto, 0,5% de cromo é adicionado a liga para reduzir a temperatura de transformação ao estresse para 27 C(PARVIZI; ROCK, 2003).

54 Revisão de Literatura Testes realizados em fios de Níquel Titânio Com respeito às normas para testes dos fios utilizados em Ortodontia, a pioneira foi a norma da American Dental Association, ADA 32 (1977). Depois dela, apenas em 2006, foi publicada a ISO (2006)(ISO, 2006) que modificou os padrões de testes para fios ortodônticos Testes de Flexão de três pontos Andreasen et al. (1985) fizeram um trabalho com o objetivo de avaliar e descrever as propriedades físicas de uma liga de NiTinol termoativada que tinha recentemente sido desenvolvida, tipo A-138, de 0,017, com intervalos de temperatura entre a temperatura ambiente e a do corpo. As propriedades de rigidez, resistência à flexão e deformação permanente foram mensurados, demonstrando que o intervalo de trabalho do NiTinol A-138 está diretamente relacionado ao aumento da temperatura entre 75 F(23,88 C) e 100 F(37,77 C)(ANDREASEN; HEILMAN; KRELL, 1985). Burstone et al. (1985) testaram fios com diâmetro nominal de 0,016 de aço inoxidável, nitinol e o fio NiTi Chinês (desenvolvido pelo Dr.Tien Hua Cheng), nas temperaturas de 22 C, 35 C e 60 C, em um teste de flexão e chegaram à conclusão de que este tem uma curva de desativação atípica, pois forças relativamente constantes são produzidas por um longo período de tempo. Como característica, este fio apresenta uma temperatura de transição muito menor que a do fio de NiTinol. Tem sido mostrado que há uma diferença de força se o arco é mantido em posição ao longo da desativação ou se é removido e amarrado outra vez. O profissional deve estar atento a essa característica devendo planejar seu tratamento em função disto. Se não é desejada uma mudança na magnitude de força, é melhor manter o arco em sua posição, se o nível de força baixou muito para um determinado tipo de movimento dentário, então a simples ação de desamarrar e amarrar pode aumentar a magnitude da força(burstone; QIN; MORTON, 1985).

55 Revisão de Literatura 54 Miura et al. (1986), testaram fios de 0,016 de aço inoxidável, de Cr-Co- Ni, de Nitinol e da nova liga de NiTi Japonês. Estes fios foram submetidos a testes de tração uniaxial e a um teste especial de flexão de três pontos para determinar a rigidez do fio, a memória de forma e a superelasticidade. A nova liga exibiu uma curva de tensão-deformação diferente dos outros materiais testados. A força permaneceu praticamente constante, apesar da mudança tensão dentro de uma faixa específica. Esta característica única é chamada de superelasticidade. O tratamento térmico permitiu que a força liberada fosse influenciada e controlada pela temperatura e pelo tempo. Um único e útil processo também foi desenvolvido de modo que o fio descarregue diversas magnitudes de força para uma dada ativação com o mesmo diâmetro. A aplicação clínica dos fios desta nova liga deve ser mais susceptível de gerar um movimento mais fisiológico no dente por causa da força relativamente constante liberada por um longo período de tempo durante a desativação do fio. A liga de NiTi Japonês deve ser considerada um material importante para além da metalurgia ortodôntica clínica(miura et al., 1986). Rock e Wilson (1988) realizaram um trabalho para medir as forças 10 arcos ortodônticos em uma situação que simula a clínica e também com os fios no teste simples de três pontos. Todos os testes foram feitos com uma ativação máxima de 3 mm. Na desativação de 1,5 mm as forças liberadas pelo aparelho fixo variaram de 1,5-8,3 N. Quando os mesmos fios foram usados no teste simples de três pontos as forças exercidas variaram de 0,3-3,0N. Os resultados indicaram que as forças geradas pelo sistema ortodôntico não podem ser calculadas a partir dos princípios físicos simples(rock; WILSON, 1988). Kapila e Sachdeva (1989) descreveram as propriedades mecânicas e aplicações clínicas do aço inoxidável, do cromo-cobalto, do níquel-titânio, do betatitânio e dos fios multitrançados. As propriedades mecânicas desses fios são geralmente avaliadas por testes de tração, flexão e torção. Embora as características dos fios determinadas por esses testes não necessariamente refletem o comportamento dos fios sob condições clínicas, eles fornecem uma base para comparação dos fios. As características desejáveis em um fio ortodôntico são uma elasticidade grande, baixa rigidez, boa formabilidade, alta energia armazenada, biocompatibilidade e estabilidade no ambiente, baixo atrito de superfície, e

56 Revisão de Literatura 55 capacidade para serem soldados ou soldados aos auxiliares. Os fios de aço inoxidável têm permanecido popular desde sua introdução na ortodontia devido à sua formabilidade, biocompatibilidade e estabilidade no meio oral, rigidez, resistência e baixo custo(kapila; SACHDEVA, 1989). Os fios de Cobalto-cromo (Co-Cr) podem ser manipulados em um estado amolecido e, em seguida, submetidos a tratamento térmico. O tratamento térmico dos fios de Co-Cr resultam em um fio com propriedades semelhantes às de aço inoxidável. Os fios de NiTinol têm um bom retorno elástico e baixa rigidez. Esta liga, no entanto, tem formabilidade pobre e não aceita solda. Os fios de beta-titânio oferecem uma combinação adequada de retorno elástico, rigidez média, boa formabilidade e podem ser soldado. Os fios multitrançados têm uma elasticidade alta e baixa rigidez quando comparados com os fios de aço inoxidável. O bom uso destes fios ortodônticos pode ser feito com cuidado, selecionando o tipo de fio e o tamanho apropriado para atender às demandas de uma situação clínica particular(kapila; SACHDEVA, 1989). Yoneyama et al. (1989) estudaram as propriedades mecânicas dos fios ortodônticos da liga NiTi, principalmente as suas características de superelasticidade, a fim de usá-los efetivamente nas clínicas. No presente estudo, vinte fios ortodônticos de NiTi comercialmente utilizados foram testados e dois parâmetros foram concebidos para a curva de carga-deformação e introduzidos para avaliarem as reais propriedades mecânicas, sendo um parâmetro o índice superelástico: SEI para a superelasticidade, e o outro o E-load para a carga na região superelástica. Havia uma área plana na curva de deflexão de carga do tipo superelástica nos fios de liga de NiTi, cuja SEI foi acima de setenta, e uma força contínua poderia ser utilizada através da vasta variação de deflexão. A carga dos fios pesados de NiTi, SEI abaixo de trinta, foi quase proporcional à deformação. Os valores dos fios superelásticos do meio apresentaram propriedades intermediárias dos dois. Os valores de E-load dos fios superelásticos são indicativos do nível de carga na região superelástica. A avaliação quantitativa das características de superelasticidade dos fios ortodônticos de NiTi se tornou possível com a introdução destes parâmetros(yoneyama et al., 1989).

57 Revisão de Literatura 56 Tonner e Waters (1994) examinaram as características de fios de NiTi superelásticos redondos em teste de flexão de três pontos relacionados ao efeito da temperatura. Foram testados no intervalo de 5 C a 50 C e feitos ciclos de ativação e desativação em 1, 2, 3, 4 e 5 mm. As curvas de ativação e desativação e as regiões de platô estão muito relacionadas com a temperatura e com a rigidez, diminuindo dramaticamente sobre uma estreita faixa de temperatura. A variação desta temperatura depende do material que está sendo testado devido a diferenças no processo de fabricação. Encontraram diferenças, na temperatura bucal, em 600% para fios de mesmo diâmetro nominal feitos por diferentes fábricas(tonner; WATERS, 1994). Wong et al. (1994) estudaram os efeitos dos aumentos repetidos de temperatura (70 C) em aço inoxidável, níquel titânio e fios de beta titânio. Os fios foram ativados cerca de 3 e 5 mm em dois gabaritos para períodos de 1 minuto, 1, 7, 14 e 28 dias. A deformação permanente foi medida com um microscópio óptico de medição e a quantidade de deformação dependente do tempo foi calculada. Fios de beta titânio demonstraram a maior quantidade de deformação tempo-dependente, seguido de níquel-titânio não superelástico, aço inoxidável, e de níquel-titânio superelástico. Concluíram que a exposição repetida ao aumento da temperatura (70 C) e o tratamento térmico direto da resistência elétrica de níquel-titânio superelástico não afetaram o comportamento tempo-dependente dos fios ortodônticos(wong; BORLAND; WEST, 1994). Mullins et al. (1996) conduziram um estudo para descrever o comportamento mecânico de quatro arcos de NiTinol termoativados, de mesmo calibre mas com diferentes níveis de força, em flexão nas temperaturas de 5 C e 37 C. O comportamento superelástico foi exibido por todos os fios testados em 37 C, mas não em 5 C, onde a deformação permanente foi maior. A inclinação inicial da curva de carga x deflexão atingiu uma carga média de 1230 g/mm em 37 C, que foi significativamente diferente da média em 5 C (500 g/mm). As forças no ponto de rendimento aparente e as forças de deformação de 1, 2 e 3 mm foram maiores a 37 C do que a 5 C. Embora o declive e o comprimento da região superelástica não foram considerados significativamente diferentes, a força média da região superelásticas foi significativamente diferente: F300 (340 g) > F200 (250) >

58 Revisão de Literatura 57 F100 (180 g) e Bioforce (180 g). Concluiu que os fios de NiTinol estão disponíveis com uma variedade de propriedades mecânicas. As diferentes propriedades mecânicas dos fios termoativados testados a 5 C e 37 C resultam em um comportamento clínico útil de memória de forma. Em se utilizar as características superelásticas e os efeitos de memória de forma dos fios termoativados tem-se uma grande vantagem clínica(mullins; BAGBY; NORMAN, 1996). Oltjen et al. (1997) investigarm as características de rigidez de vários fios ortodônticos, sólidos e trançados, de níquel-titânio e de aço. Foram selecionados determinadas deformações clinicamente relevantes. Vinte espécimes de 24 fios diferentes foram testadas em ambos os testes de flexão de três pontos e de três braquetes. O resultado da força de desativação de cada fio foi descrito por uma regressão polinomial a partir do qual a rigidez dos fios foi obtida pela diferenciação matemática. Gráficos da relação funcional entre a rigidez e a deflexão são apresentados. Os resultados desta investigação mostram que a rigidez do fio pode ser alterada não só mudando o diâmetro, mas também variando o número de filamentos e a composição da liga. Um dado igualmente importante foi a dependência da rigidez na deflexão para a maioria dos fios medidos. Comparações foram feitas entre os valores de rigidez obtidos em três pontos de flexão e os sistemas de três braquetes(oltjen et al., 1997). Meling e Odegaard (1998a) investigaram o efeito de curto prazo de resfriamento ou aquecimento sobre a força de flexão exercida por arcos de níquel titânio 0,017 x 0,025 : Rematitan Super Elastic (Dentaurum Pforzheim, Germany), NeoSentalloy F200 (GAC Central, Islip, NY), CuNiTi 27 C, CuNiTi 35 C, e CuNiTi 40 C (Ormco, Glendora, Calif.), e Nitinol SE (3M/Unitek, Monrovia,Calif.), pois as alterações na temperatura da boca podem levar a mudanças na força exercida por um fio termoelástico ativado. Os testes foram realizados na temperatura de 10 C, 37 C e 80 C. Supõe-se que as variações na rigidez do arco associada ao resfriamento de curto prazo ou de aquecimento são transitórias. Concluiu que a exposição em curto prazo para o líquido quente aumentou a força de flexão exercida por uma determinada deformação transitoriamente. O efeito da exposição em curto prazo para líquido frio não era sempre transitória; a força de flexão permaneceu

59 Revisão de Literatura 58 pequena para uma série de fios termossensíveis testados por um tempo prolongado(meling; ODEGAARD, 1998). Nakano et al. (1999) fizeram um estudo para esclarecer as propriedades mecânicas de 42 marcas de fios ortodônticos de níquel-titânio de nove fabricantes (sendo 19 marcas com diâmetro de 0,016 e 23 com 0,016 x 0,025 ) através da realização de ensaios em uma máquina de três pontos de flexão sob condições de teste uniforme. Os fabricantes foram A-Company, Hoya Medical, Lancer, Ormco, Rocky Mountain, Sankin, Tomy (GAC), TP, e 3M/Unitek. Fios de cobalto-cromo, molibdênio e fios de titânio também foram testados como referência para comparação dos níveis de força. Todos os dados eram registrados durante o processo de desativação para simular a força que um fio exerce em um dente, uma vez que é movido na arcada dentária de uma posição de maloclusão. Os seguintes resultados foram obtidos para os fios de níquel-titânio testados: (1) Entre os fios redondos de 0,016, testados sob um desvio máximo de 1,5 mm, a diferença entre o menor (Copper nickel-titanium 35 ) e o maior (Aline) nos valores de carga foi de 136g. Para os fios retangulares testados de 0,016 x 0,022 polegadas, a diferença entre o menor (Copper nickel-titanium 40 ) e o maior (Aline) nos valores da força foi de 337g. (2) A mudança da força entre 1,5 e 0,5 mm de deformação foi analisada para esclarecer as propriedades superelásticas dos fios testados. Para os fios de 0,016, 17 marcas produziram uma diferença de força inferior a 100g, e duas marcas produziram uma diferença de pelo menos 100g (Aline e Titanal = 100 g). Para os fios de 0, 016 x 0, 022, 15 marcas produziram a diferença de força inferior a 100g, e oito marcas produziram uma diferença de mais de 100g. As menores e as maiores diferenças de força foram de 3g (Copper nickel-titanium 35 ) e 200g (Aline). (3) A maioria das amostras com uma menor diferença de forças entre os desvios de 1,5 mm e 0,5 mm para o processo de desativação foi encontrada entre os fios superelásticos, enquanto as amostras com maior diferença de força foram predominantemente encontradas entre os fios pesados. Em comparação com o cromo-cobalto e fios de TMA, os fios de níquel-titânio exerceram força significativamente menor. No entanto, a quantidade de força variou muito de marca para marca. Conseqüentemente, quando a utilização de fios de liga de níquel-titânio, as marcas devem ser escolhidas com cuidado, levando em consideração a

60 Revisão de Literatura 59 severidade da má oclusão e a fase do tratamento ortodôntico, em cada caso(nakano et al., 1999). Gurgel et al. (2001) realizaram um estudo in vitro para comparar o comportamento de carga x deflexão de 8 fios ortodônticos de níquel-titânio superelásticos (0,017 x 0,025 ) com controle de momento e temperatura. Para simular o nivelamento de um incisivo lateral, suportes e tubos de primeiro molar sem ponta e angulação foram utilizados. Os fios (n=5) foram inseridos em braquetes de aço inoxidável presos a um gabarito de plástico para simular um arco mandibular. Uma máquina de ensaio (Instron) aplicou ativação de 0,2 a 2,0 mm em 35ºC na área do incisivo lateral. Diagramas força-deflexão foram determinados a partir da posição passiva para uma ativação de 2 mm e, em seguida, durante a desativação. Forças sobre a desativação de 1 mm foram comparados por análise de variância. Diferenças significativas (P <0,05) nas forças foram observadas entre os fios. Todos os fios exibiram comportamento superelástico, mas nos níveis de carga estratificada(gurgel et al., 2001). Meling e Odegaard (2001) compararam o efeito de um rápido resfriamento ou aquecimento sobre a força exercida pela flexão dos arcos de níquel-titânio: NeoSentalloy F200 (GAC, Islandia, NY) e Copper Ni-Ti 35 C (Ormco, Glendora, Calif). Em adição, também testaram o Nitinol (Nitinol; 3M Unitek, Monrovia, Calif) para efeitos de comparação. Deste estudo concluíram que o efeito das mudanças rápidas de temperatura sobre a rigidez dos arcos de níquel-titânio superelástico é dependente da fase de flexão. O resfriamento induziu efeitos transitórios sobre o fio em sua fase de desativação, mas efeitos prolongados quando o fio foi testado na fase de ativação. Em contraste, o efeito produzido pelo rápido aquecimento foi transitório, quando o fio foi testado na fase de ativação, mas foi prolongado quando o fio foi testado na fase de desativação(meling; ODEGAARD, 2001). Wilkinson et al. (2002) realizaram cinco tipos de ensaios mecânicos, com situações que simulassem o ambiente clínico, para avaliar as características de carga x deflexão de fios de níquel titânio superelásticos e termoativados, uma vez que os ensaios de três pontos simples são falhos na predicção dos resultados clínicos, nas temperaturas de 22 C, 35,5 C e 40 C e nas deflexões de 1, 2, 3 e

61 Revisão de Literatura 60 4mm. Para tanto, utilizaram 7 fios diferentes (Twistflex, NiTi superelástico e cinco superelásticos termoativados), com diâmetro de 0,016. Testes de carga-deformação foram realizados sobre os fios com 5 modelos diferentes sendo um teste de três pontos convencional, 2 testes com diferentes braquetes (Mini-Diamond e Twin-Lock (auto-ligado), ambos da Ormco, Glendora, Calif), em uma barra de acrílico e 2 testes com os mesmos braquetes em um arco de acrílico. Os resultados da fase de desativação foram analizados. Diferenças estatísticas foram verificadas quando os testes foram comparados entre si. O estudo mostra que o desempenho do fio 0,016 na liberação de carga depende da concepção do modelo do teste, incluindo o tipo de suporte, e da quantidade de deflexão. O teste de flexão de três pontos deu resultados diferentes dos outros, sendo as forças na deflexão menores. Mesmo assim, os autores recomendam a utilização das simulações de ensaios mecânicos para predizer desempenho clínico possível de arcos(wilkinson et al., 2002). Kayser et al. (2002) fizeram um estudo comparativo das propriedades mecânicas dos fios de níquel titânio superelásticos usando um teste de flexão de três pontos. Os resultados apontam que esta elasticidade aplica-se a apenas uma pequena parte dos fios examinados. Embora outros fios apresentem comportamento superelástico, os platôs de descarga têm um nível de força de até 6N, e não podem ser recomendados para aplicação em ortodontia. O platô superelástico é muitas vezes verificado quando há ativação superior a 1,5 mm. A utilização de arcos superelásticos feito de ligas de níquel-titânio só faz sentido quando as propriedades elásticas dos respectivos fios são conhecidas. Isso faz com que a oferta pelo fabricante de dados relevantes sobre as propriedades elásticas dos fios seja uma necessidade(kayser et al., 2002). Fischer-Brandies et al. (2003) conduziram um estudo para caracterizar cinco arcos de NiTi usados comercialmente em termos de seu comportamento transformação, composição química, topografia da superfície e propriedades mecânicas (em temperaturas de 22 C, 37 C e 60 C). Concluíram que ao avaliar a qualidade dos arcos, deve-se levar em conta a qualidade da superfície, pois é esta que determina a resistência à corrosão, a biocompatibilidade e as características de fricção. As propriedades mecânicas dependem do estado inicial; o platô das forças moderadas e o platô dos momentos só podem ser alcançados com arcos

62 Revisão de Literatura 61 martensíticos. Ao contrário das ligas de aço convencional, as características de força são altamente dependentes da temperatura e precisam ser conhecidas se arcos de NiTi vão ser utilizados para o efeito ideal. Além disso, o platô superelástico é usado apenas parcialmente, se tanto, quando nivelamento mínimo é exigido(fischer- BRANDIES et al., 2003). Parvizi e Rock (2003) realizaram um estudo com o objetivo de investigar as características de carga/deflexão de três fios de níquel-titânio termicamente ativos e comercialmente disponíveis. Um arco de níquel-titânio padrão foi usado como controle. Os fios termicamente ativados foram Regency Thermal, Orthoform, e Eurotherm, sendo Memory o de controle. Fios redondos de 0,4 mm e retangulares de 0,4 x 0,56 milímetros foram submetidos a 2 e 4 mm de deflexão em banho-maria em temperaturas de 20 C, 30 C e 40 C e as forças foram medidos em teste de três pontos e em situações com modelos acrílicos. A análise de variância revelou que, independentemente do teste utilizado e do tipo de fio, o diâmetro do fio teve um efeito significativo (P <0, 001) sobre as forças produzidas. Um aumento no tamanho do redondo de 0,4mm ao retangular de 0,4 mm x 0,56 mm duplicou os valores de força para uma dada deformação. A força na deflexão do fio variou de acordo com o sistema de teste, sendo as forças muito maiores nos testes com modelos acrílicos que nos testes de flexão de três pontos. Nos ensaios de três pontos, um aumento na ativação do fio de 2 para 4 mm não teve efeito significativo sobre as forças exercidas, mas nos testes de modelos acrílicos as forças produzidas por cada fio em 4 mm de ativação foram de 4 a 5 vezes maiores do que aqueles em 2 mm de ativação. Cada um dos fios termoativados produziu menos força que os fios não termicamente ativos. No entanto, houve uma grande variação entre os três tipos de fios termicamente ativos. No teste de três pontos, a cada 10 C no aumento da temperatura de 20-40ºC, teve um efeito altamente significativo sobre a força produzida por cada fio termoelástico (P<0,001). Nos testes de modelos de acrílico, houve aumento significativo entre 20 e 30 C (P<0,001), mas entre 30 e 40 C as forças não se alteraram significativamente(parvizi; ROCK, 2003). Mallory et al. (2004) realizaram um estudo in vitro que comparou o comportamento força-deformação de 6 arcos ortodônticos de níquel-titânio superelásticos (0,016 x 0,022 ), com momento e temperatura controlados. Para

63 Revisão de Literatura 62 simular o nivelamento, braquetes de canino superior e tubos de primeiro molar foram colados de forma a eliminar a ponta e angulação do sistema. Os fios (n = 10) foram passivamente ligados aos braquetes de aço inoxidável fixados a um gabarito de acrílico para simular o arco superior da maxila. Uma máquina de ensaio gravou as desativações de 3 distâncias (5, 4 e 3 mm), em 37 C, na posição do canino. Medições de força-deflexão foram registrados apenas a partir do desativações. Forças produzidas durante a desativação, em desvios de 2,5; 2 e 1,5 mm, foram comparados pela análise de variância. Diferenças significativas (P <0,0001) nas forças foram observadas entre os fios nas várias deflexões. Todos os fios exibiram comportamento superelástico e comparações foram obtidas de acordo com a diferenças estatísticamente significantes para cada distância de deflexão(mallory et al., 2004). Garrec e Jordan (2004) fizeram um estudo no qual observaram a rigidez em flexão de um fio de NiTi superelástico ortodôntico, em função da dimensão do corte transversal. Neste estudo 15 arcos de níquel-titânio com três diferentes dimensões transversais foram testados em máquina de flexão de três pontos para determinar a natureza das forças em um ciclo de carga e descarga. A evolução da rigidez à flexão em função do tamanho do fio é discutida. As forças aplicadas ou a rigidez dependente da seção transversal diferem da predição linear elástica por causa da propriedade de superelasticidade. Eles discutiram a origem do perfil nãoconvencional das curvas e da natureza da grande deformação reversível destas ligas. A transformação martensítica origina-se da elasticidade não-linear. A rigidez diminui com o aumento da deformação, e esse fenômeno é enfatizado no processo de descarga. O valor da rigidez parece variar com o tamanho do fio, mas depende da relação de volume de transformação martensítica. Durante a transformação martensítica, a rigidez (módulo de elasticidade) da liga não é constante. Estes resultados e sua compreensão devem permitir uma abordagem diferente das considerações biomecânicas, ou seja, um fio pesado não produz, necessariamente, forças elevadas(garrec; JORDAN, 2004). Ghersel (2005) realizou um estudo com o objetivo de avaliar o comportamento da força em função da deflexão na ativação e desativação de fios ortodônticos de níquel-titânio, de secção circular (0,016 ). Ensaiaram-se três marcas

64 Revisão de Literatura 63 de fios (Forestadent, GAC e Morelli). As temperaturas de ensaio foram três (32, 37 e 42ºC). As ativações máximas foram até 1, 2, 3 e 4mm. O espécime de ensaio consistiu de uma placa de resina acrílica, sobre a qual eram fixados cilindros metálicos por meio de parafusos, simulando dentes, com distribuição semelhante aos dentes naturais. Sobre os cilindros foram cimentados os braquetes (distância de 8mm entre eles). Sobre os braquetes era fixado, conforme clinicamente, o arco do fio em ensaio. O dente correspondente ao incisivo central era liberado (desparafusado) para poder se deslocar livremente no sentido vestíbulo-lingual durante os ensaios e o fio poder sofrer a deflexão. O conjunto era levado à máquina de ensaio (Instron), com câmara de temperatura controlada. Durante o ensaio a velocidade de deslocamento para a deflexão foi de 0,5mm/min. Durante a ativação e desativação as forças foram registradas de 0,10 em 0,10mm de deflexão. Por meio de software esses valores eram impressos numericamente e em gráficos da força em função da ativação/desativação. Com 4 ativações máximas, 3 marcas de fios e 3 temperaturas obtiveram-se 36 condições experimentais e com 5 repetições (n=5) foram feitos 180 ensaios. Os gráficos obtidos mostraram uma não linearidade entre força e deflexão e com ativação de 1 e 2mm não foi detectado platô de superelasticidade, mas que foi observado na desativação, das ativações máximas de 3 e 4mm. Dos gráficos e tabelas foram extraídos valores específicos para ser analisados e comparados: 1) força máxima de ativação; 2/3) diminuição da força na desativação de 0,20mm e 0,70mm (esta só na ativação de 3 e 4mm); 4/5) extensão e forças no platô (apenas nas ativações máximas de 3 e 4mm); 6/7/8) desativação até alcançar 50g de força, a partir de 0,80 e 1,80mm (ativações de 1 e 2mm), ou no final dos platôs (ativações de 3 e 4mm), a força ao iniciar-se a desativação, afastamento da origem ao registrar 50g de força; 9) deformação permanente ao atingir a força zero. As principais conclusões foram: a força de ativação máxima aumentou com o aumento desta e da temperatura; o material Morelli apresentou a menor e o GAC a maior; a diminuição da força máxima foi tanto maior quanto maior a ativação; apenas as ativações até 3 e 4mm apresentaram platôs de superelasticidade e que foram bem mais extensos na ativação de 4mm, que por sua vez apresentaram menor força; em todos os ensaios foi observada deformação permanente(ghersel, 2005).

65 Revisão de Literatura 64 Sakima et al. (2006) fizeram um estudo para avaliar a influência de possíveis diferenças na temperatura intra-oral sobre as forças exercidas por sete arcos de 0,019 x 0,025 de diâmetro comercialmente disponíveis de NiTi(SAKIMA; DALSTRA; MELSEN, 2006). Como a temperatura da boca varia de 33 C a 37 C na maioria das vezes, todos os fios foram testados em cinco diferentes temperaturas entre 30 C e 40 C em um dispositivo de ensaio de fios ortodônticos, um aparelho chamado de Force System Identification (FSI), colocados em uma câmara climática. No FSI um sistema de dois braquetes Damon auto-ligáveis foi usado para simular deslocamentos de primeira ordem até 4 mm. Cinco amostras de cada arco foram testadas em cada temperatura. As seguintes variáveis da curva de ativação/desativação foram testadas: a força e a deformação no determinado ponto, o nível de força máxima, a energia total para deformação máximo, a perda de energia após a desativação, a força e a deformação no início e no final do platô, e a inclinação do platô. Diferenças estatisticamente significante nessas variáveis para as diferentes marcas e níveis de temperatura foram analisadas usando uma análise de variância one-way. Os resultados mostraram que: (1) O comportamento de todos os fios era diferente; (2) Copper NiTi 40 apresentou o menor e o mais constante nível de força, seguido por NeoSentalloy 200g. Por outro lado, estes fios podem não funcionar corretamente em respiradores bucais, pois nenhuma força foi exercida abaixo de 35 C; (3) Se a utilização das características superelásticas e baixos níveis de força são as razões para a utilização de fios de NiTi retangular, fios NiTi austeníticos deveriam ser evitados(sakima; DALSTRA; MELSEN, 2006). Bartzela et al. (2007) realizaram um trabalho com o objetivo de determinar as propriedades mecânicas de fios termoativados disponíveis comercialmente e classificar estes fios matematicamente em diferentes grupos. Para tanto analisaram 48 amostras de fios de níquel-titânio a partir de cinco fabricantes. Estas amostras incluíam fios de 0,016, x 0.022, x 0.025, e x As propriedades dos fios superelástico NiTi foram avaliados através da realização do teste de inclinação de três pontos sob condições de ensaio uniforme. A classificação do grupo foi feita de acordo com parâmetros matematicamente restritos, e a classificação final foi de acordo com o comprimento do platô clínico. Os fios ortodônticos testados são classificados da seguinte forma: (1) fios superelástico verdadeiros, que apresentaram um platô de 0,5 mm; (2) superelásticos limítrofes

66 Revisão de Literatura 65 com um comprimento do platô de 0,5 mm até 0,05 mm, e (3) não superelástico, com um comprimento de platô abaixo de 0,05 mm. Os resultados mostraram que a gama de produtos apresenta grandes variações no comportamento quantitativo e qualitativo. Uma fração dos fios testados apresentaram superelasticidade fraca, e outros não mostraram nenhuma superelasticidade. Alguns dos produtos apresentaram deformação permanente após o ensaio de três pontos. Conclusão: uma parcela significativa dos fios testados não apresentou superelasticidade ou só superelasticidade fraca. O ortodontista deve ser informado sobre as características de carga e deflexão dos fios ortodônticos de NiTi para escolher os produtos adequados para as necessidades dos tratamentos(bartzela; SENN;; WICHELHAUS, 2007). Lin et al. (2007) realizaram um estudo para comparar as propriedades mecânicas de transformação de fase de diferentes arcos ortodônticos de níqueltitânio. Para tanto, utilizaram arcos ortodônticos de níquel-titânio com o mesmo diâmetro (0,016 ), mas as diferentes transformações de fase foram examinados utilizando um teste de deflexão de três pontos. As amostras foram testadas nas mesmas condições e na temperatura oral (37 C), mas na capacidade de máxima tensão diferente. O gráfico de tensão-deformação foi obtido, o ponto de transformação de fase (Af) foi também examinado. Os resultados mostraram que os fios com a mais alta fase de transformação tiveram a mínima força ortodôntica e, pelo contrário, os fios com menor transformação de fase tiveram a maior força ortodôntica, de 3,0 na capacidade de tensão máxima(lin et al., 2007). As forças ortodônticas não foram diferentes em 0,5mm (P> 0,05), mas foram significativamente diferentes em 3,0 milímetros (P <0,05). Os autores concluíram que os arcos ortodônticos de níquel titânio com alto nível de transformação de fase têm baixas forças ortodônticas e mais estabilidade(lin et al., 2007).

67 Revisão de Literatura Testes para avaliação do Intervalo de Transição Térmica (ITT) Bishara et al. (1995) conduziram um estudo para determinar a variação da temperatura de transição (TTR) de três arcos termoativados disponíveis comercialmente para determinar a força de recuperação dos fios quando voltassem a sua forma original. Os resultados indicam que o TTRs para os três fios termoativados disponíveis comercialmente são de magnitudes similares (x = 6,7 C; 6,2 C e 6,7 C). As maiores diferenças foram em desvios-padrão (1,3 C; 2,2 C e 3,7 C), que pode ser em função da produção da liga do fio e / ou seu tratamento térmico(bishara et al., 1995). Segner e Ibe (1995) conduziram um estudo no qual foram desenvolvidas ferramentas para testar e comparar os arcos de nivelamento nos quais os fabricantes afirmaram ter propriedades superelásticas. Foi demonstrado que três parâmetros são necessários para descrever um arco superelásticos adequadamente: a distinção do platô de pseudoelasticidade, a deformação no início do platô, e do nível de força do platô. Os resultados mostraram que muitos materiais ou não possuem nenhuma das propriedades de pseudoelasticidade ou os parâmetros do fio foram de tal forma que eles não deram nenhuma vantagem sobre os fios de NiTi convencionais. Em muitos arcos o início do platô e as características desejadas só começaram quando o arco foi deslocado um milímetro ou mais. Para muitos arcos o nível de força do platô se mostrou bastante elevado, com valores geralmente acima de 500g(SEGNER; IBE, 1995). Santoro e Beshers (2000) investigaram a possibilidade da indução do estresse mecânico nos fios de níquel-titânio influenciar a temperatura de transição da liga e, portanto, a expressão das propriedades superelásticas. Os resultados confirmaram a presença de deslocamentos na faixa de temperatura de transição em direção a temperaturas mais altas quando o estresse foi induzido. Uma liga com uma mudança na temperatura de transição associada ao estresse correspondente às flutuações da temperatura oral deve expressar propriedades superelásticas mais consistentes do que outras. De acordo com os resultados, Copper Ni-Ti 27 C e fios NiTinol ativados por calor podem ser considerados ligas adequadas para a fase de alinhamento(santoro; BESHERS, 2000).

68 Revisão de Literatura 67 Dalstra e Melsen (2004) verificaram se a temperatura de transição de arcos Cu-NiTi teria um efeito sobre a movimentação dos dentes durante a fase de alinhamento do tratamento ortodôntico. Quinze pacientes foram selecionados aleatoriamente, com idêntico nível de irregularidades na fase de alinhamento no seu tratamento. Arcos especiais de Cu-NiTi para o arco superior foram testados. Estes consistiram em duas metades separadas, cada uma com sua própria temperatura de transição, respectivamente, 27 C e 40 C, e juntos no meio. A movimentação dentária, expressa em duas translações e uma rotação, no plano oclusal foi medida a partir de fotografias intra-orais dos pacientes, tomadas após a inserção dos arcos e novamente depois de um mês. Como resultado verificou-se que o movimento tende a ser maior no lado de 40 C, no entanto, apenas no caso da translação total dos prémolares esta diferença foi significativa. Em geral, os pacientes não tinham notado qualquer diferença entre os dois lados do arco, apesar de uma paciente ter afirmado que o lado de 27 C foi mais confortável, pois o lado de 40 C a incomodou no consumo de bebidas quentes. Concluíram que a temperatura de transição de arcos Cu-NiTi têm, de fato, um efeito sobre a quantidade de movimentação dentária durante o alinhamento. No entanto, as diferenças são tão pequenas que a questão é saber se eles podem ser observados clinicamente. O estudo confirma a tendência para a utilização das forças mais baixas dentro de ortodontia(dalstra; MELSEN, 2004). Kusy e Whitley (2007) fizeram um estudo para avaliar as características térmicas e mecânicas do aço inoxidável, titânio-molibdênio e arcos de níquel-titânio. Foram investigadas as temperaturas de transições térmicas e a rigidez mecânica daquelas ligas, no total de sete produtos. Entre as ligas de níquel-titânio, 2 foram escolhidas para representar produtos clássicos de NiTi e 3 de Cu-NiTi. Usaram duas técnicas: a calorimetria diferencial de varredura (DSC), para medir o fluxo de calor; e a análise dinâmica da mecânica, para medir o módulo de armazenamento de força. As temperaturas de transição foram avaliadas a partir de -30 C a 80 C. De acordo com a primeira técnica não houve transição para as ligas de: aço inoxidável, beta titânio e um dos dois produtos clássicos de NiTi. Para o produto clássico de NiTi, porém, uma transição martensítica-austenítica foi sugerida no aquecimento, e uma transformação inversa foi sugerida na refrigeração. Como esperado, os produtos de Cu-NiTi 27, 35 e 40 manifestaram temperaturas finais austeníticas de 29,3 C,

69 Revisão de Literatura 68 31,4 C e 37,3 C, respectivamente, a entalpia aumentou de 2,47 para 3,18 cal/g. No que diz respeito à segunda técnica, o módulo de armazenamento em baixa freqüência de 0,1 Hz nos ensaios mecânicos paralelos estáticos, para a liga de aço inoxidável: 183 gigapascal [GPa]); para a liga de titânio-beta: 64 GPa; e o NiTinol Clássico (3M Unitek, Monrovia, Califórnia), produto que representou uma fase estável martensítica: 41 GPa. Os quatro produtos restantes de NiTi variaram geralmente de 20 até 35 GPa quando a fase de baixa temperatura ou martensítica estava presente e de 60 até 70 GPa depois da fase de alta temperatura ou austenítica tinha formado. Os autores concluíram que, do ponto de vista clínico, o Orthonol (Rocky Mountain Orthodontics, Denver, Colo), o Cu-NiTi 27 C, o Cu-NiTi 35 C e o Cu-NiTi 40 C (SDS / Ormco, Glendora, Califórnia) duplicaram a rigidez como aumento da temperatura, simulando a rigidez do NiTinol Clássico abaixo da temperatura de transformação e da rigidez do TMA (SDS / Ormco, Glendora, Califórnia) acima da temperatura de transformação. Dos três produtos de Cu-NiTi, as menores diferenças foram encontradas entre CuNiTi 27 C e CuNiTi 35 C, desta forma deve-se questionar a existência de três produtos similares(kusy; WHITLEY, 2007) Testes no DSC (Differential Scanner Calorimetry) O DSC mede a quantidade de calor emitida ou absorvida durante a mudança de fase, em relação a uma amostra de comportamento conhecido. A martensita se forma no resfriamento com emissão de calor (reação exotérmica) e isto assinala um pico (ou vale, dependendo do sentido convencionado pelo aparelho) na curva de resfriamento. As amostras para este ensaio são pequenas e sua preparação não exige cuidados especiais; por isso o ensaio de DSC é largamente utilizado na determinação das temperaturas de transformação de ligas com memória de forma(bradley; BRANTLEY; ALBERTSON, 1996). Shaw e Kyriakides (1995) desenvolveram um trabalho para avaliar os aspectos termomecânicos das ligas de NiTi. O comportamento uniaxial de uma liga NiTi quase equiatômica foi estudado experimentalmente. Os experimentos foram conduzidos em uma temperatura e regime de deformação em que a liga apresenta o

70 Revisão de Literatura 69 efeito de memória de forma e pseudoelasticidade. Estas características são devido à natureza de transformação entre as duas fases principais do material, austenita e martensita, e ao fato de que, na martensita a liga acomoda deformação por geminação. Uma série de experimentos uniaxiais foi realizada no fio de NiTi em temperaturas na faixa de cerca de -20 a 100 C, onde ocorrem as mudanças drásticas no material. Além disso, a força e a escolha do meio tiveram uma influência significativa sobre os resultados encontrados na tensão-deformação devido a uma complexa interação entre as propriedades mecânicas intrínsecas do material e as condições de transferência de calor predominante do experimento. Foi demonstrado que a tensão e a temperatura podem ajudar a esclarecer os eventos que ocorrem em diferentes estágios de uma típica situação de ativação-desativação. Estas medidas são usadas para controlar o movimento das fases durante a transformação de fase induzida pela carga em diferentes taxas tração(shaw; KYRIAKIDES, 1995). O trabalho dos mesmos autores, Shaw e Kyriakides (1995), obteve um termograma com as seguintes características (Gráfico 6): o termograma superior foi obtido através do aquecimento do material com uma estrutura austenítica à taxa constante de 10 C/min. em uma faixa de -70 C até 100 C, sendo que, em baixas temperaturas, o material encontra-se na fase martensítica e apresenta uma estrutura monoclínica. A presença do pico de maior energia, aproximadamente 50ºC, corresponde a uma transição endotérmica para a fase austenítica (B2) do NiTi, onde a estrutura é cúbica de corpo centrado (CCC). A área desse pico representa o calor latente de transformação e as temperaturas, inicial (Ai = 29,5 C) e final (Af = 62 C) de transição da austenita, são obtidas através da construção de linhas tangentes. Para temperaturas entre estes valores, as duas fases coexistem. O termograma inferior foi obtido através do resfriamento do material a taxa constante de 10 C/min. em uma faixa aproximada de 100 para -70 C, cuja fase inicial é austenítica (B2) que se transforma em martensita (B19 ) no decorrer do resfriamento e passa por uma fase martensítica intermediária com estrutura romboédrica conhecida como fase R (Ri= 54 C e R f= 32 C). A martensita propriamente dita tem início de formação em Mi = -10 C e sua completa formação em Mf = -70 C(SHAW; KYRIAKIDES, 1995).

71 Revisão de Literatura 70 Gráfico 6 - Termogramas durante aquecimento e resfriamento no DSC com taxas de 10ºC/min. na liga Ni-45%Ti. Fonte: Shaw (1995)(SHAW; KYRIAKIDES, 1995). Observaram também, Shaw e Kyriakides (1995), a mudança da microestrutura da liga e fizeram uma relação desta com as fases do gráfico de tensão deformação (Gráfico 7). Observaram que a 10 C pode exemplificar esta propriedade de memória de forma. Nesta temperatura (abaixo de Mf) toda a estrutura da liga está na fase martensítica. Ao se aplicar a tensão pode-se notar que o gráfico forma trechos específicos de curvaturas. No trecho (o-a) obtém-se apenas uma deformação elástica onde havendo o descarregamento a liga volta ao ponto (o). O trecho (a-b) marca o processo de reorientação da martensita maclada (twinned) para martensita não maclada (detwinned). O trecho (b-d) é uma resposta elástica para a contínua aplicação de carga nesta nova martensita. No ponto (c), se o carregamento for removido, a liga terá uma ligeira recuperação, mas continuará com uma deformação aproximadamente de 5% se mantida a temperatura. A partir do momento em que a temperatura aumentar até Af, a liga reverterá à forma caracterizando o seu efeito de memória de forma, voltando ao ponto (o). Se a deformação prosseguir além do ponto (d) a liga sofre deformação permanente.

72 Revisão de Literatura 71 Gráfico 7 - Tensão e deformação da liga de Níquel Titânio a 10ºC associados ao esquema de mudanças microestruturais. Fonte: Shaw e Kyriakides (1995)(SHAW; KYRIAKIDES, 1995). Bradley et al. (1996) realizaram um estudo com o objetivo de determinar as temperaturas de transformação de austenita, martensita, e fases romboédrica (R) dos fios de nitinol comercial (NiTi) como recebidos, para reconciliar as discrepâncias entre as publicações mais recentes. Espécimes foram analisados por calorimetria diferencial exploratória (DSC) sobre uma faixa de temperatura de aproximadamente -170 C a 100 C, com uma taxa de varredura de 10 C por minuto. Dois diferentes meios com a estrutura R intermediária presente ou ausente foram observados para a transformação de martensítica para austenítica, enquanto que a transformação inversa de austenítica para martensítica sempre incluiu a estrutura R. A entalpia (ΔH) para a transformação de martensita para austenita variou de 0,3-3,5 cal/g. O menor valor para a ΔH do fio de nitinol não superelástico é consistente com uma microestrutura martensítica estável deste produto. Os resultados de DSC indicam que os processos de transformação são bastante semelhantes em superelásticos, termoativados, e fios de NiTi não superelásticos. Diferenças nas propriedades de flexão para os fios ortodônticos de NiTi em temperatura ambiente e 37 C são devido

73 Revisão de Literatura 72 às proporções relativas das fases metalúrgicas nas microestruturas(bradley; BRANTLEY; ALBERTSON, 1996). Brantley et al. (2003) fizeram um estudo com o objetivo de utilizar a técnica mais recentemente desenvolvida do DSC com temperatura modulada (TMDSC) para obter informações sobre as transformações em três fios de níqueltitânio ortodônticos: NeoSentalloy (GAC International, Islandia, NY), Copper NiTi 35 C (Ormco, Glendora, Califórnia) e NiTinol SE (3M Unitek, Monrovia, Califórnia). Os resultados da TMDSC mostraram que as transformações estruturais nestes fios são complexas(brantley; IIJIMA; GRENTZER, 2003). Ren et al. (2008) realizaram um estudo para avaliar as fases de transformação de vários fios ortodônticos de níquel-titânio, pois o efeito de memória de forma de arcos de níquel-titânio é largamente determinado pela temperatura de transição de fase. Ele está associado com uma transformação reversível de martensita para austenita. O objetivo deste estudo foi caracterizar as temperatura de transição para fase austenítica, martensítica e fase R, bem como a temperatura de transição de vários fios ortodônticos de NiTi utilizados clinicamente e selecionados de vários fabricantes. O método de Differential Scanning Calorimetry (DSC) foi utilizado para estudar as temperaturas de transformação de fase e os processos de transição de fase de nove ligas de NiTi usados clinicamente de 0,016 e 0,016 x 0,022. Como resultados obteve-se que as temperaturas austeníticas finais (Af) do fio 0,016 Smart, Ormco e os fios de NiTi 3M foram inferiores à temperatura ambiente, e nenhuma transformação de fase foi detectada durante a temperatura oral. Portanto, estes tipos de NiTi não possuem propriedades de memória de forma. Para os fios de NiTi Youyan I de 0,016 e 0,016 x 0,022 polegadas, nenhuma transformação de fase foi detectada durante o intervalo de temperatura, sugerindo que estes dois tipos de fios não possuem memória de forma também. O Af do Smart 0,016 x 0,022, L & H, fios NiTi Youyan II foram próximas à temperatura oral e apresentaram estruturas martensíticas - austeníticas à temperatura ambiente, sugerindo que os fios de NiTi listados acima têm bom efeito de memória forma. Embora o fio Damon Cu-NiTi de 0,016 x 0,022 mostrou estruturas martensíticas - austeníticas a temperatura oral, o Af foi muito maior do que a temperatura oral. Isso significa que a transformação de martensítica para austenítica para este tipo de NiTi

74 Revisão de Literatura 73 só termina quando a temperatura está acima da temperatura oral normal. Concluíram que as temperaturas de transformação de fase e de transformação de comportamento variaram entre os diferentes tipos de fios ortodônticos de NiTi comumente utilizados, levando a uma variabilidade no efeito de memória de forma(ren et al., 2008) Testes de torção Meling e Odegaard (1998b) também estudaram o efeito de pequenas mudanças de temperatura nas propriedades mecânicas de torção nos fios retangulares de níquel titânio. Devido à sua excepcional sensibilidade à temperatura, os fios de níquel titânio termoativados podem ser afetados por mudanças de temperatura associada à ingestão de alimentos frios ou quentes. Foi assumido que as alterações na rigidez do arco associadas ao resfriamento de curto prazo ou de aquecimento são transitórios. A rigidez à torção de alguns fios foi fortemente afetada. O efeito da água quente desapareceu rapidamente, mas os fios permaneceram a um nível de rigidez torcional reduzido (até 85% menos) após as aplicações de água fria. Os arcos mais termodinâmicos mostraram reduções adicionais na rigidez torcional quando água fria foi repetidamente aplicada. Além disso, a rigidez torcional permaneceu baixa (até 50% menos) e não mostrou tendência a aumentar mesmo após duas horas da exposição. Portanto, é concebível que alguns fios podem fornecer forças insuficientes para o movimento do dente após a ingestão de líquidos frios(meling; ODEGAARD, 1998). Meling e Odegaard (1998c) investigaram as respostas à torção longitudinal e o efeito da temperatura na rigidez à torção de arcos de níquel titânio termoativados. Oito lotes de fios retangulares foram testados em temperaturas de 18 C, 27 C, 37 C e 40 C. Os fios foram torcidos em 25 e estudados na desativação. Metade dos fios testados foi marcadamente influenciado por variações de temperatura e a outra metade foi relativamente insensível à temperatura. A resposta aos estímulos térmicos parecia intimamente relacionada à tendência termoelástica(meling; ODEGAARD, 1998).

75 Revisão de Literatura 74 Moore et al. (1999) investigaram a variação da temperatura no arco em locais adjacentes ao incisivo central superior direito e primeiro pré-molar, sua correlação com a temperatura ambiente, e a influência da variação inter-racial. Os dados apresentados demonstram que a temperatura nos locais em um arco in situ varia consideravelmente ao longo de um período de 24 horas e que as diferenças raciais podem existir. Esta informação deve ser considerada durante a fabricação e utilização de materiais ortodônticos sensíveis à temperatura, em particular arcos de níquel-titânio e molas(moore et al., 1999). Gurgel et al. (2001) fizeram um estudo para avaliar os momentos de torção na ativação e desativação de fios comerciais de níquel titânio que são destinados ao uso nas fases iniciais do tratamento ortodôntico. Nove marcas comerciais de fios retangulares de NiTi (0,017 x 0,025 ) foram testadas em torção. Um fio foi de níquel-titânio convencional e os outros foram fios de níquel-titânio superelásticos. As amostras foram testadas em um torsiômetro para as rotações entre 10 e 40 graus na ativação e desativação. Fios E27, RF e R apresentaram os maiores momentos durante a ativação e desativação, sem provas do platô típico do efeito superelásticos. Platôs com momentos constantes foram observados nos fios C27, C35, E35, MO, NS e NI. Os momentos de torção variaram entre os fios de níquel-titânio superelásticos, mesmo com os fios que tinham a mesma faixa de temperatura de transição. Alguns fios superelásticos tiveram momentos de torção que são comparáveis com os fios convencionais de níquel-titânio(gurgel et al., 2001). Stamm et al. (2004) realizaram um estudo para avaliar a precisão de dobras de terceira ordem nos fios de níquel-titânio e determinar o efeito da alta e baixa pressão em manter a forma do fio durante a memorização do tratamento térmico. Os resultados do estudo mostram que a torção de terceira ordem </=30 graus pode ser feita com precisão clínica adequada com um erro de 1,89 graus + / graus (0 graus a 10 graus) e 3,57 graus + / graus (para 20 graus até 30 graus), independentemente da pressão aplicada. Com torção > 30 graus, mas </=40 graus, o método com a maior pressão oferece uma precisão maior do que com a diminuição da pressão. Com torção > 40 graus, o erro de flexão com os dois métodos é clinicamente inaceitável. Além da variabilidade na dimensão e

76 Revisão de Literatura 75 composição dos fios de níquel-titânio, a escala das deformações plásticas incorporadas faz uma contribuição substancial para o erro de flexão. Tanto quanto permitido pela situação clínica, a torção deve ser distribuída ao longo do comprimento máximo de fio possível. Dobras de terceira ordem, nos primeiros fios retangulares de níquel-titânio pseudoelásticos representam um meio eficiente de efetuar o torque em um estágio inicial. Essa individualização permite que o potencial terapêutico destes arcos seja explorado desde a fase inicial do tratamento(stamm et al., 2004). Bolender et al. (2010) realizaram um estudo para reproduzir e comparar o comportamento intra-oral de torção de 10 arcos de NiTi 0,017 x 0,025, précontornados, superiores e comumente usados, em braquetes de slot 0,018 em 20 C, 35 C e 55 C. Estes arcos foram comparados com um fio de aço inoxidável multitrançado. Um teste original foi utilizado para reproduzir o torque palatino aplicado sobre raiz de um incisivo central superior com um valor máximo de 1540 g/mm. Dez amostras de cada tipo de fio foram testadas em cada temperatura. Obtiveram como resultado que a ativação e destivação em 20 C revelou três categorias de fios: um grupo de quatro fios de NiTi desprovido de qualquer superelasticidade, um grupo de seis fios de NiTi exibindo alguns platô horizontal e, finalmente, o fio de aço inoxidável de menor rigidez. Testes na temperatura média oral de 35 C produziram os mesmos três tipos de fios, com apenas 2 dos 10 fios de NiTi exibindo um efeito superelástico (Copper NiTi 35 C e 40 C). Nenhum dos fios de NiTi estava superelástico em 55 C. O momento aumentou com a temperatura quando a martensita foi substituída pela austenita mais rígida. Concluíram que a maioria dos fios de NiTi não exibem em torção o efeito superelástico tradicionalmente descrito na flexão. A combinação das prescrições de straight-wire com fio retangular de NiTi superelástico não apresentou momentos constantes ótimos necessários para movimentação de terceira ordem do controle dentário no início do tratamento. Um arco de aço inox trançado retangular exibiu melhor comportamento torcional em 35 C que a maioria dos arcos de NiTi com as mesmas dimensões(bolender et al., 2010).

77 Revisão de Literatura Outros testes Airoldi et al. (1997) realizaram um estudo para avaliar a mudança na temperatura oral de acordo com a ingestão de líquidos quentes e frios, pois a introdução das ligas de NiTi com memória de forma na ortodontia requer o domínio das propriedades dos destes fios. Mais especificamente, a força de desativação é temperatura dependente. As alterações de temperatura induzidas pela ingestão de bebida fria ou quente na cavidade oral foram investigadas usando arcos fixados a aparelhos de Hawley, semelhantes aos atualmente utilizados na prática ortodôntica, por meio de seis sensores de temperatura colocados em correspondência com os dentes específicos. Da mesma forma, as mudanças de temperatura foram detectadas em uma armação metálica fixada na região palatina da placa de Hawley, onde um expansor foi usado para corrigir a mordida cruzada unilateral ou bilateral na dentição decídua ou dentição mista precoce. A maior mudança de temperatura foi observada na área interincisiva: A alteração da temperatura sobre os outros dentes depende da modalidade de ingestão de bebida, com a mais alta variação de temperatura detectada na zona palatina. Portanto, modificações no estado de tensão durante o tratamento ortodôntico com fios de NiTi são esperados(airoldi et al., 1997). Garrec et al. (2005) fizeram um estudo para avaliar a evolução da rigidez do fio ortodôntico de níquel titânio superelástico de acordo com a sua dimensão transversal. Comparou dobras em 10 arcos feitos de liga de NiTi com duas dimensões transversais. Os resultados foram baseados em investigações da microestrutura e da mecânica. Com ligas convencionais, a rigidez foi constante para cada fio e aumentou bastante com a dimensão transversal na mesma força. Com ligas de NiTi, a rigidez não é constante e a influência da dimensão não era tão importante quanto deveria ser. Este resultado pode ser explicado pelo módulo elástico não constante durante o processo de transformação martensítica. Assim, em alguns casos, o tratamento pode começar com fios grossos (retangulares) que quase enchem o slot do braquete com aplicação de forças consideradas fisiologicamente desejáveis para o movimento do dente e compatíveis com o conforto do paciente(garrec; TAVERNIER; JORDAN, 2005).

78 Revisão de Literatura 77 Pun e Berzins (2008) conduziram um estudo para investigar as características de corrosão dependentes da temperatura nos fios ortodônticos de NiTi com memória de forma, superelásticos e não superelásticos. Quatro fios ortodônticos foram investigados: Cu-NiTi de 27 C e 40 C (superelástico e memória de forma, respectivamente), NiTi superelástico e NiTinol clássico não superelástico. O Differential scanning calorimetry (DSC) foi utilizado para confirmar o comportamento fase/temperatura dos fios. Os fios foram divididos em duas metades tais como foram recebidos dos fabricantes e foram avaliados eletroquimicamente em saliva artificial a 5, 24, 37 e 45 C. O Open circuit potential (OCP) foi monitorado por 2h seguidas nos testes de resistência de polarização cíclica. Os resultados de DSC mostraram que o NiTinol era principalmente martensítico estável enquanto o NiTi, o Cu-NiTi 27 C e o Cu-NiTi 40 C possuíram Af de aproximadamente 19, 21 e 38 C. O OCP dos fios Cu-NiTi foi significativamente maior que o do NiTi e NiTinol mas sem diferenças no que diz respeito à temperatura e fases presentes. A densidade de corrente de corrosão (i (corr)) aumentou com a temperatura de todos os fios, mas nem todos foram igualmente influenciados. Os dois fios de menor Af (Cu-NiTi 27 C e NiTi), aproximadamente triplicaram de i(corr) 37 para 45 C. A maior incidência de corrosão foi observada nos fios Cu-NiTi. Este estudo mostrou que a taxa de corrosão de vários fios de níquel-titânio aumenta com a temperatura e a presença de diferentes fases pode influenciar a evolução das taxas de corrosão(pun; BERZINS, 2008). Iijima et al. (2008) empregaram difração convencional de raios X (XRD) para analisar clinicamente três importantes ligas de níquel-titânio em um intervalo de temperatura entre 25 C e -110 C, para comparar com os resultados anteriores testados com temperature-modulated differential scanning calorimetry (TMDSC). Os arcos selecionados foram Cu-NiTi de 35 C (Ormco), NeoSentalloy (GAC International), e NiTinol SE (3M Unitek). O NeoSentalloy, que exibe o comportamento termoativado, é comercializado como tendo memória de forma no ambiente oral; o NiTinol SE e o Cu-NiTi 35 C também apresentam comportamentos de termoativação. Todos os arcos tinham dimensões de x (0,41mm x 0,56mm). Os fios foram cortados retos com uma serra de diamante resfriada com água e foram colocados lado a lado para produzir uma amostra de 1cm x 1cm de cada fio para análise de XRD (Rint-Ultima (+), Rigaku) durante um intervalo de

79 Revisão de Literatura 78 2theta de 30 C para 130 C e de sucessivas temperaturas de 25, -110, -60, -20, 0 e 25 C. Como resultados obtiveram que as fases obtidas por difração de raios X revelaram que a análise de diferentes temperaturas está em boa concordância com os encontrados em estudos anteriores de TMDSC das transformações destas ligas, em especial, verificaram a presença da fase R em 25 C. Comparações precisas não foram possíveis porque as temperaturas de transformação foram muito próximas, determinadas pelo TMDSC, e também devido à orientação preferencial cristalográfica nos fios. Novos picos no DRX pareceram resultar da transformação, na baixa temperatura, em martensita, a qual um recente estudo de microscopia eletrônica (TEM) demonstrou surgir a partir de geminação. Isto significou que enquanto o XRD é uma técnica útil para estudar as fases dos fios ortodônticos de níquel-titânio e suas transformações em função da temperatura, um ótimo conhecimento é obtido quando as análises de XRD são combinadas com as advindas do TMDSC e do TEM(IIJIMA et al., 2008). Segal et al. (2009) realizaram um estudo para investigar o efeito da tração e das transformações de fase nas propriedades de corrosão do fio ortodôntico de níquel-titânio superelástico. Os perfis das transformações de fase dos arcos de níquel-titânio superelástico (Sentalloy, GAC International, Bohemia, NY) e betatitânio (TMA, Ormco, Orange, na Califórnia) foram analisados por Differential scanning calorimetry (DSC). O comportamento da força/deformação nos fios em 37 C foi medido em um teste de flexão de três pontos modificado pela especificação número 32 da American Dental Association (ADA). Os ensaios eletroquímicos consistiram de monitoramento do circuito de potencial aberto (OCP) por 2 horas, seguida de polarização e testes de resistência de polarização cíclica em segmentos de arco simulados em um aparelho com cinco braquetes com curvas de deflexão de 0,75; 1,5 e 3mm em saliva artificial a 37 C. Segmentos sem deflexão também foram testados. O Sentalloy foi adicionalmente testado na flexão e corrosão em 5 C, onde existe como martensítico e é desprovido de transformação de fase induzida por estresse. O OCP em 2 horas e a intensidade de corrente de corrosão (icorr) foram analisados usando ANOVA e Tukey (α=.05) (n=10 por deformação). Nos resultados houve diferenças significativas (P 0,05) em OCP com deflexão para o TMA e os fios Sentalloy em 5 C, mas não para o Sentalloy em 37 C. Diferenças significativas (P 0,05) em icorr com deflexão também foram observadas. Todos os três grupos de

80 Revisão de Literatura 79 fios tiveram seus mais baixos valores de icorr quando não deflexionados. O icorr para o Sentalloy superelástico (37 C) ficou em 0,75 milímetros antes da fase de transformação induzida pelo estresse e, em seguida, diminuiu com maior deflexão e transformação. Os valores icorr para o TMA e o Sentalloy em 5 C, os quais não sofrem transformações de fase com a deformação, continuamente aumentou de 0 a 1,5 mm de deflexão, diminuindo com a deflexão de 3,0 mm. Concluíram que o estresse aumentou a taxa de corrosão em fios ortodônticos de níquel-titânio e betatitânio. Alterações na tensão/deformação associadas com a transformação de fase em fios de níquel-titânio superelásticos podem alterar a taxa de corrosão em diferentes formas se comparados a fios que não se submeteram à transformação de fase(segal; HELL; BERZINS, 2009). Pandis et al. (2009) realizaram um estudo com o objetivo de comparar a eficiência dos arcos de Cu-NiTi e NiTi para resolver apinhamentos da dentição na região anterior da mandíbula. Para tanto, sessenta pacientes foram selecionados em um único centro, com um único operador, em experimento duplo-cego randomizado. Todos os pacientes utilizaram o braquete auto-ligável In-Ovation R (GAC, Central Islip, NY) com slot 0,022. A quantidade de apinhamento nos dentes ânteroinferiores foi avaliada usando o índice de irregularidade. Os pacientes foram divididos aleatoriamente em dois grupos de 30 pacientes, cada um recebendo um arco de Cu-NiTi 35 C de 0,016 (Ormco, Glendora, Califórnia) ou de NiTi de 0,016 (ModernArch, Wyomissing, Pa). O tipo de arco selecionado para cada paciente não foi divulgado nem para o fornecedor nem para o paciente. A data em que cada paciente recebeu o fio foi anotada, e todos os pacientes foram acompanhados mensalmente por um período máximo de seis meses. Características demográficas e clínicas entre os dois grupos de fios foram comparados com o teste t ou o teste do qui-quadrado e o teste exato de Fisher. O tempo para resolver o apinhamento foi analisado com métodos estatísticos e as taxas de alinhamento para o tipo de fio e nível de apinhamento foram calculadas com os modelos de riscos proporcionais multivariados de Cox. Como resultados obtiveram que o tipo de fio (Cu-NiTi x NiTi) não teve efeito significativo no alívio do apinhamento (129,4 x 121,4dias; taxa de risco, 1.3, P 0.05). No apinhamento severo ( 5 no índice de irregularidade), mostrou uma probabilidade significativamente maior na duração do alívio do apinhamento dentário em relação aos arcos com uma pontuação de 5 (138,5 x 113,1 dias;

81 Revisão de Literatura 80 relação de risco, 2.2; P=0,02). Concluíram que a diferença do padrão de carga dos fios em condições de laboratório e clínica pode efetivamente eliminar a vantagem advinda do laboratório para os fios Cu-NiTi(PANDIS; POLYCHRONOPOULOU; ELIADES, 2009).

82 Revisão de Literatura MECANISMOS BIOLÓGICOS DOS MOVIMENTOS DENTÁRIOS INDUZIDOS ORTODONTICAMENTE Schwarz (1932) definiu a força ótima como sendo aquela capaz de movimentar o dente com reduzido custo biológico, sem dano às estruturas de suporte, com boa velocidade média e sem sintomatologia dolorosa. Essa força deveria ser menor ou igual à pressão capilar sangüínea (20 a 25g/cm 2 de raiz)(schwarz, 1932). Reitan (1957) estabeleceu como força ideal para movimentar um dente entre 25g para o movimento de extrusão unitário até 250g no estágio final de movimentação de corpo de um dente, sendo que esta força deve ser distribuída por toda superfície da raiz(reitan, 1957). Weinstein (1967) em um trabalho de revisão sobre forças fisiológicas produzidas por certas áreas da musculatura oral e sua influência no posicionamento dos dentes, observou que forças musculares fisiológicas de 1,68 g/mm (0,02 N) agindo por tempo suficiente eram capazes de mover dentes. Neste mesmo trabalho ele sugeriu que era desejável um fio que quando ativado acumulasse energia; energia essa que seria dissipada enquanto o dente se movesse em níveis relativamente baixos. Portanto, para cada milímetro que o dente se move, o fio é desativado em uma quantidade específica, mas a diferença do valor da força que o aparelho está dissipando seria mínima. E, desde que ele pudesse ser ativado em vários milímetros sem sofrer deformação permanente, disse que era que desejável um fio de alta deformabilidade(weinstein, 1967). Os estudos de Reitan (1967), à luz da microscopia ótica, descreveram diferentes tipos de movimentos ortodônticos e representaram as bases do entendimento em como os dentes e o osso se comportavam durante o movimento ortodôntico. O advento da microscopia eletrônica aprofundou um pouco mais a visão sobre os efeitos do movimento ortodôntico no ligamento periodontal e cemento, passando-se a observar os seus efeitos, o que levou à familiarização com a chamada biologia celular tridimensional.

83 Revisão de Literatura 82 Com modelos in vitro usando cultura de células e reproduções matemáticas (elementos finitos) e laboratoriais do movimento ortodôntico foi possível testar algumas hipóteses trazendo avanços no entendimento da biologia molecular no campo da ortodontia(reitan, 1967). Hixon (1970) preconizou uma força ideal para movimentação dentária, sendo em torno de 2,5g/mm 2 de área radicular projetada. O mesmo autor salientou que a individualidade, área de raiz, tempo de força e velocidade de movimentação são fatores importantes a serem observados(hixon et al., 1970). Burstone (1980) definiu força ótima como aquela que proporciona uma movimentação dentária rápida, sem desconforto para o paciente ou dano tecidual, representado por perda óssea ou reabsorção radicular. A força ótima provocará a reabsorção das paredes alveolares ou reabsorção frontal e será a força ortodôntica mais fisiológica(burstone; GOLDBERG, 1980). Moyers (1988) definiu teoricamente a força ótima como uma força que obtém à máxima resposta tecidual, sem dor ou reabsorção radicular e mantém a saúde dos tecidos periodontais durante todo o movimento do dente. A quantidade desta força é determinada por numerosas variáveis como os efeitos da oclusão e intercuspidação dos dentes, a área de superfície de raiz do dente a ser movida, a direção do movimento e a inclinação natural do dente(moyers, 1988). Vellini (1996) definiu força ótima como a força ideal capaz de produzir movimento ortodôntico num mínimo espaço de tempo, com um mínimo de desconforto ao paciente e sem danos aos tecidos de suporte(vellini, 1996). Capelozza e Silva Filho (1998), em uma revisão de literatura sobre reabsorção radicular, relatam que se o intervalo da aplicação da força fosse aumentado, haveria tempo para a resposta metabólica ser completa(capelozza FILHO; SILVA FILHO, 1998).

84 Revisão de Literatura 83 Assim, para controlar a variação individual ou predisposição para reabsorção por capacidade de resposta metabólica diminuída, dever-se-ia aumentar o intervalo de aplicação de força, o que seria mais importante do que alterar a magnitude da força aplicada, desde que esta força estivesse sob os limites considerados adequados(capelozza FILHO; SILVA FILHO, 1998). Proffit (2000) afirmou em relação ao fio ortodôntico que as propriedades mecânicas da liga, a secção transversal e a distância interbraquetes são quem ditarão a obtenção da força desejada(proffit; FIELDS JR., 2000). Profitt (2002) afirmou que a força mais simples do movimento ortodôntico é a inclinação. Esta é produzida quando uma força simples é aplicada sobre a coroa de um dente, a qual gira sobre seu centro de resistência. Assim, o ligamento periodontal é pressionado próximo ao ápice radicular no lado da força e próximo à crista alveolar do lado oposto, comprimindo apenas metade da superfície do ligamento. Para um movimento de corpo (translação), duas forças são aplicadas simultaneamente e a área total do periodonto é comprimida. O autor propõe as forças necessárias para produzir diversos movimentos ortodônticos (Tabela 2). Os valores dependem, em parte, do tamanho do dente, sendo valores menores para os incisivos e valores maiores para dentes posteriores multirradiculares(proffit, 2002;PROFFIT et al., 1991). Tabela 2 - Forças ótimas para o movimento dentário ortodôntico. TIPO DE MOVIMENTO FORÇA (g) MÍNIMA MÁXIMA INCLINAÇÃO MOVIMENTO DE CORPO (TRANSLAÇÃO) VERTICALIZAÇÃO DE RAIZ ROTAÇÃO EXTRUSÃO INTRUSÃO Fonte: Proffit (1991)(PROFFIT et al., 1991).

85 Revisão de Literatura 84 Huang (2007) afirmou que os princípios biológicos que fundamentam o movimento dentário ortodôntico podem ser caracterizados como remodelagem tecidual. O processo de movimentação dentária ortodôntica é o resultado de uma mudança dinâmica no formato e na composição dos ossos e dos tecidos moles circundantes. Os tecidos dentários e periodontais (dentina, cemento, ligamento periodontal e osso alveolar) possuem mecanismos reparadores ativos e sofrem adaptação sobre as forças normais dos aparelhos ortodônticos. No nível mais elementar, as forças extrínsecas estabelecem áreas de pressão e de tensão nos tecidos adjacentes aos dentes e as respostas subseqüentes satisfazem o princípio da lei de remodelagem óssea de Wolff (os ossos respondem dinamicamente a presença ou ausência de tensão com mudanças de tamanho, forma e densidade, ou seja, os ossos sofrem adaptações ao stress)(huang; KING; KAPILA, 2007). As forças leves e contínuas contribuem muito mais para o movimento dentário ortodôntico porque permitem que o sistema biológico celular se mantenha em estado constantemente responsivo. A aplicação de forças intermitentes cria um ambiente em que há flutuação na atividade e repouso celulares(huang; KING; KAPILA, 2007).

86 Proposição

87 Proposição PROPOSIÇÃO Objetivos Gerais: Avaliar e comparar as características de carga e deflexão de seis marcas comerciais de fios de níquel-titânio termoativados. Objetivos Específicos: 1- Verificar os níveis de força necessários para ativar os fios e as forças liberadas em suas desativações; 2- Verificar se diferentes temperaturas alteram os níveis de força na ativação e desativação dos fios na mesma marca e entre marcas diferentes.

88 Proposição 87 Material e Métodos

89 Material e Métodos MATERIAL E MÉTODOS 4.1. MATERIAL Para este estudo foram selecionadas seis marcas de fios de níquel titânio termoativados, comercialmente utilizadas no Brasil (Tabela 3): NiTinol Termo- Ativado (Aditek, Cravinhos, Brasil); NeoSentalloy F200 (GAC, Bohemia, USA); Thermo Plus (Morelli, Sorocaba, Brasil); Cooper NiTi 35 C (Ormco, Glendora, USA); Flexy Thermal 35 C (Orthometric, Marília, Brasil); Superthermal Nickel Titanium Arches (OrthoSource, Matão, Brasil). Cada marca continha dez arcos, totalizando 60. Todos eram arcos superiores. Tabela 3 - Fios de Níquel Titânio termoativados utilizados. Nome Comercial Fabricante Tipo Lote Calibre NiTinol Termo- Ativado Aditek Termoativado ,019 x0,025 NeoSentalloy F200 GAC Termoativado H3Y8 0,019 x0,025 Thermo Plus Morelli Termoativado ,019 x0,025 Cooper NiTi 35 C Flexy Thermal 35 C Superthermal Nickel Titanium Arches Ormco Termoativado 08A120A 0,019 x0,025 Orthometric Termoativado ,019 x0,025 OrthoSource Termoativado ,019 x0,025

90 Material e Métodos MÉTODOS Os testes foram realizados seguindo as especificações da norma ISO Para obtenção dos corpos de provas a serem testados, todos os arcos retangulares foram marcados nas suas porções finais, a mais reta, em um tamanho de 3,2 cm (Fig. 13) para compensar eventual perda no corte, já que o valor mínimo é de 3,0 cm. Figura 13 - Marcação no fio prévia ao corte na parte mais reta e final do arco com 3,2 cm.

91 Material e Métodos 90 Em seguida, foram seccionados por discos separadores (Dentorium, NY, USA) acoplados à máquina de corte pneumático LSF 16S300 (Atlas copco, Estocolmo, Suécia) sob refrigeração e baixa rotação (Fig. 14). Figura 14 - Máquina de corte pneumático LSF 16 S300.

92 Material e Métodos 91 Cada corpo de prova e seu respectivo arco, depois de seccionados, foram cuidadosamente acomodados e identificados, com suas marcas e lotes, em sacos plásticos (Fig. 15). Figura 15 - Arcos e respectivos corpos de prova.

93 Material e Métodos 92 Cada corpo de prova foi testado quanto as suas dimensões, em um micrômetro digital (Fowter, Newton, USA) (Fig. 16a e b), calibrado e inspecionado a cada seis meses. Todas as marcas estavam dentro das especificações esperadas: 0,48 mm x 0,63 mm (0.019 x ). Figura 16a - Avaliação da maior dimensão do corpo de prova. Figura 16b Avaliação da menor dimensão do corpo de prova.

94 Material e Métodos 93 Em seguida, foram realizados os testes de flexão de três pontos na Máquina de Ensaios Universal EMIC DL1000 (EMIC, São José dos Pinhais, Brasil), com capacidade máxima de até 10kN. A célula de carga utilizada para este trabalho foi o modelo S com capacidade de 50N (5 kgf.), resolução de leitura de 0,01N (1 gf), com utilização recomendada para ensaios na faixa de 1 a 50 N e código CCE50N. A aquisição dos dados de força e deslocamento foi realizada por meio do software Tesc (versão 3.04) (EMIC, São José dos Pinhais, Brasil) (Fig. 17), e foram analisados posteriormente. Figura 17 Máquina de ensaios universal (EMIC DL1000) à esquerda; computador acoplado com software Tesc (versão 3.04) à direita.

95 Material e Métodos 94 A ordem dos testes foi totalmente aleatória quanto às marcas. Cada corpo de prova foi testado uma única vez nas temperaturas de 24 C e 37 C. O corpo de prova, em seu lado de maior diâmetro, foi posicionado na barra de dois pontos, os quais eram distantes entre si 10 mm (Fig. 18). Figura 18 - Posicionamento do fio na barra de dois pontos antes do início do teste. O pistão da máquina foi calibrado para descer e subir sempre no centro, a uma distância de 5 mm de cada lado, simulando a distância interbraquetes. O ensaio seguiu com uma velocidade de 0,5 mm/minuto tanto para ativação de 0,5;1,2 e 3 mm como para desativação de 3, 2, 1 e 0,5 mm até a força chegar a zero. Primeiramente, os fios foram testados na máquina em uma temperatura de 24 C, a qual condizia com a temperatura do ambiente climatizado no local do teste, regulado para aquela temperatura. Em seguida, em 37 C, conforme sequência (Fig. 19, 20, 21, 22 e 23).

96 Material e Métodos 95 Figura 19 - Início do teste. Figura 20 Ativação de 0,5 mm.

97 Material e Métodos 96 Figura 21 - Ativação de 1 mm. Figura 22 Ativação de 2 mm.

98 Figura 23 Ativação de 3mm. Material e Métodos 97

99 Material e Métodos 98 Ao final dos testes de ativação e desativação, cada corpo de prova foi levado a um projetor de perfil (Mitutoyo PJ A3000, Tokyo, Japão) (Fig. 24) com aumento de 200 vezes, para avaliar se houve alteração na estrutura física do fio, em relação a sua forma original. Alguns corpos não alteraram (Fig. 25); outros permaneceram deflexionados (Fig. 26), e não completaram o ciclo de desativação. Figura 24 - Projetor de perfil.

100 Material e Métodos 99 Figura 25 - Corpo de prova no projetor após o teste (retornou a sua forma original). Figura 26 - Corpo de prova no projetor após o teste (não retornou a sua forma original).

101 Material e Métodos 100 Em seguida, para os testes em 37 C, um recipiente de vidro Pyrex (Pyrex, NY, USA) e um termostato digital MT 511R (Full Gauge Controls, Canoas, BR) com circulador de água acoplado foram instalados na máquina. A base e a barra, onde o fio era apoiado, foram coladas entre si com cola Super Bonder Loctite (Henkel, Itapevi, BR). Estas foram coladas ao recipiente de vidro com uma massa plástica (MP, São José dos Campos, BR). Todo o sistema foi verificado quanto à precisão na centralização da barra, fixação e deslocamento da mesma, por um relógio apalpador mecânico (Mitutoyo JRB , Tokyo, Japão) (Fig. 27). Figura 27 - Verificação da precisão do sistema para realização dos testes na temperatura de 37 C.

102 Material e Métodos 101 Após todas as verificações, adicionou-se água no recipiente, esperou-se seu aquecimento até a temperatura desejada, verificada pelo termostato digital MT 511R (Full Gauge Controls, Canoas, BR) e procederam-se os testes em 37 C (Fig. 28). No total, 120 ensaios foram realizados, sendo 60 para cada temperatura. Figura 28 - Realização dos testes na temperatura de 37 C.