Efeito da esterilização em autoclave sobre propriedades mecanicas das miniplacas de titanio, utilizadas em fixação internas

VALFRIDO ANTONIO PEREIRA FILHO

CIRURGIÃO-DENTISTA

EFEITO DA ESTERILIZAÇÃO EM

AUTOCLAVESOBREPROPRIEDADES

"

MECANICAS DAS MINIPLACAS DE

"

-TITANIO, UTILIZADAS EM FIXAÇAO

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INTERNA.

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Dissertação apresentada à Faculdade de Odontologia de Piracicaba da Universidade Estadual de Campinas, para obtenção do grau de Mestre em Clínica Odontológica, Área de Concentração em Cirurgia Buco-Maxilo-FaciaL

Orientador: Prof Dr.

Luis Augusto Passeri

Faculdade de Odontologia de Piracicaba

UNICAMP

P414e

Ficha Catalográfica

Pereira Filho, Valfrido Antonio.

Efeito da esterilização em autoclave sobre propriedades

mecânicas das mlniplacas de titânio, utilizadas em fixação interna. I

Valfrido Antonio Pereira Filho.-- Piracicaba, SP: [s.n.], 1998. 99f : iL

Orientador : Prof. Dr. Luis Augusto Passeri.

Dissertação (Mestrado)- Universidade Estadual de Campinas, Faculdade de Odontologia de Piracicaba.

I. Esterilização. 2. Titânio. 3. Propriedades mecânicas.

L Passeri, Luis Augusto. IL Universidade Estadual de Campinas. Faculdade de Odontologia de Piracicaba. Ill. Título.

Ficha Catalográfica Elaborada pela Bibliotecária Marilene Girello CRB /8- 6159, da Biblioteca da Faculdade de Odontologia de Píracicaba I UNICAMP.

UNIVERSIDADE ESTADUAL DE CAMPINAS FACULDADE DE ODONTOLOGIA DE PIRACICABA

A Comissão Julgadora dos trabalhos de Defesa de Tese de MESTRADO, em

sessão pública realizada em 12 de Novembro de 1998, considerou o

"Aquilo que você mais sabe ensinar,

é

o que você mais

precisa aprender ... "

Dedicatória

A Deus que me iluminou e me deu força para dar mais este passo em minha vida.

Aos meus país Valfrído e Carmen Elena. pelo carinho. amizade e pelo apoio que sempre me deram.

Às minhas irmãs Vívían e Vanísa, pela amizade e pelo apoio.

Aos Meus avós Guilherme e Dirce, Josíno e Ana; pelo carinho e por serem exemplos a serem seguidos.

À tia Guilhermina Faria "in memoriam", pelo carinho e pela forma que se preocupava com os meus estudos.

Agradecimentos Especiais

Ao Professor doutor Luis Augusto Passeri, pela amizade e pela orientação segura e criteriosa durante o transcorrer do curso e desenvolver desta pesquisa.

Meu respeito e gratidão.

Ao Professor titular Mário Francisco Real Gabrielli, por sua dedicação pelo ensino, pesquisa e atendimento

à

comunidade, os quais despertaram em mim o interesse pela carreira. Também pela amizade, pelos ensinamentos e pelas oportunidades.

Agradecimentos

À CAPES - pela concessão desta bolsa de estudos, possibilitando, assim a realização desta dissertação.

Aos Professores Márcio de Moraes, Renato Mazzonetto, Roger William Fernandes Moreira e José Ricardo de Albergaria Barbosa, do curso de pós graduação da Área de Cirurgia Buco-Maxilo-Facial meus agradecimentos pela orientação e amizade.

Ao Amigo e Professor Eduardo Hochuli Vieira, pelo companheirismo, pela amizade fraterna, pelo incentivo e pelos ensinamentos.

À Professora Marisa Aparecida Cabrini Gabrielli, pela amizade sincera, pela orientação e incentivo.

Ao amigo e Professor Roberto Henrique Barbeiro, pela amizade, pela convivência, pela orientação e incentivo.

Ao amigo e Professor Joubert Magalhães de Pádua, pela amizade, convivência.

Ao Professor Titular Élcio Marcantonio, pela amizade, oportunidade de convivência e aprendizado.

Aos Professores Luiz André Freire Pimenta, Guilherme Elias Pessanha Henriques e José Ricardo de Albergaria

Ao Professor Antonio Luis Rodrigues Júnior, responsável pela análise estatística, pela amizade e sugestões.

Ao Professor Itamar Ferreira, do Departamento de Engenharia de Materiais, da Faculdade de Engenharia Mecânica, da Universidade Estadual de Campinas, pela preciosa orientação que possibilitou a realização dos ensaios.

Ao técnico José Luis, do Departamento de Engenharia de Materiais, da Faculdade de Engenharia Mecânica, da Universidade Estadual de Campinas, pela realização dos ensaios mecânicos.

Aos amigos de curso Alexandre Elias Trivellato, Edmur Pereira Buzzá, Eider Guimarães Bastos, Luis Raimundo Serra Rabello, Robson Rodrigues Garcia, José Rodrigues Laureano Filho, Marcelo Marota Araújo e Maria Candida de Almeida Lopes, pela amizade, oportunidade de convivência e aprendizado em conjunto.

Ao Engenheiro Luis Felipe Mariane Júnior pela ajuda nos cálculos dos ensaios mecânicos.

À Carla, pela amizade, companheirismo e paciência.

À minha família Araraquarense, Sueli, Marília, Tiago, Cristina, Vera, Gustavo e Edite, pela amizade compreensão e carinho.

Aos Estagiários da Área de Cirurgia Buco-Maxilo-Facial da Faculdade de Odontologia de Piracicaba.

Aos amigos do Departamento de Cirurgia e Traumatologia Buco-Maxilo-Facial da Faculdade de Odontologia de Araraquara, Renato Queiroz Ramos, Sormani Bento Queiroz, Roberto Rêgo, Roberto Moreno, Dario Ambrizzi, Luciano Dal Santo, Ana Cristina Laperuta, Marcelo , pela amizade e oportunidade de convivência.

Às funcionarias Sueli e Alda, pela amizade e dedicação.

Ao amigo Marcos Dimas Olivi, técnico de radiologia da Faculdade de Odontologia de Araraquara, pela ajuda com o material fotográfico.

Ao escriturário Antonio Medeiros filho, pela ajuda na digitação deste trabalho.

Aos funcionários do Departamento de Diagnóstico e Cirurgia da Faculdade de Odontologia de Araraquara, pela amizade e companheirismo.

Ao engenheiro José Tadeu Leme, da Engimplan (Engenharia de Implantes e Comércio Ltda.), por ter cedido os implantes utilizados nesse experimento.

SUMÁRIO

F.

Lista de Tabelas ... ... 1

Lista de Gráficos... 4

Lista de Figuras . .... .. . . .. . . ... ... .. . .. . . . ... .. ... 5

lista de Palavras e Abreviaturas... 6

Resumo ... 9

1. Introdução . . . ... .. ... ... .. . . .. .. ... .. . . .. 11

2. Revisão da Literatura... 14

2.1 - Evolução da Fixação Interna Rígida .. . . ... ... . .. . . 14

2.2- Material de Síntese... 22

2.3 - Esterilização... 29

3. Proposição . . . .. . .. ... . . .. . . .. . . ... .. . 35

4. Material e Método ... .. . . .. .... ... 36

4.1 - Ensaio de Tração... 43

4.1.1 -Cálculo do "• no Ensaio de Tração... 46

4.2 - Ensaio de Compressão . . . .. . . .. ... ... .. 48

4. 2. 1 - Cálculo do "• no Ensaio de Compressão... 50

4.3- Cálculo de Flexão ... 50

4.3.1 - Cálculo do cre no Ensaio de Flexão... 54

5. Resultados . . . .. . . . ... ... . . .. .. .. . . ... 56

5.1 - Análise Estatística... 57

5.1.1 - Compressão . .... .. . . .. .. . . .. . . ... .. 57

5.1.2 - Tração... 58

5.1.3- Flexão ... ... 59

6. Discussão dos Resultados ... ... 61

7. Conclusões ... 68

Anexos ... 69

Summary ... 84

LISTA DE TABELAS

F.

Tabela 1 - Propriedades mecânicas dos metais e ligas

utilizados na confecção de implantes.

69

Tabela 2- Composição química dos metais e ligas usados na confecção de implantes (% Peso). 70 Tabela 3- Valores de "• dos grupos experimentais para

os testes mecânicos. 56

Tabela 4- Resultados exploratórios e do teste de

Kruskai-Wallis. 57

Tabela 5- Resultados exploratórios e do teste de

Kruskal-Wallis. 58

Tabela 6 - Resultados exploratórios e do teste de

Kruskai-Wallis. 60

Tabela 7- Medidas das amostras (covariáveis) para o

teste de tração. 71

Tabela 8- Resultados do teste de Kruskai-Wallis para comparação da covariável largura no teste de

Tabela 9- Resultados do teste de Kruskai-Wallis para comparação da covariável espessura no teste

de tração. 72

Tabela 1 o- Resultados do teste de Kruskai-Wallis para comparação da covariável diãmetro do furo no

teste de tração. 73

Tabela 11 - Resultados do teste de Kruskai-Wallis para comparação da covariável distãncía entre os

furos no teste de tração. 73

Tabela 12- Medidas das amostras (covariáveis) para o teste de compressão.

Tabela 13 - Resultados do teste de Kruskai-Wallis para comparação da covariável largura no teste de compressão.

Tabela 14- Resultados do teste de Kruskai-Wallis para comparação da covariável espessura no teste de compressão.

Tabela 15 - Resultados do teste de Kruskai-Wallis para comparação da covariável diãmetro do furo no teste de compressão.

74

75

75

Tabela 16 - Resultados do teste de Kruskai-Wallis para comparação da covariável distância entre os furos no teste de compressão.

Tabela 17- Medidas das amostras (covariáveis) para o teste de flexão.

Tabela 18- Resultados do teste de Kruskai-Wallis para comparação da covariável largura no teste de

76

77

flexão. 78

Tabela 19- Resultados do teste de Kruskai-Wallis para comparação da covariável espessura no teste

de flexão. 78

Tabela 20 - Resultados do teste de Kruskai-Wallis para comparação da covariável diâmetro do furo no

teste de flexão. 79

Tabela 21 - Resultados do teste de Kruskai-Wallis para comparação da covariável distância entre os

LISTA DE GRÁFICOS

F.

Gráfico 1 - Gráfico de força versus deformação. 42 Gráfico 2- Gráfico do ensaio de tração. 45 Gráfico 3- Gráfico do ensaio de compressão. 50

Gráfico 4- Gráfico do ensaio de flexão. 54

Gráfico 5- Diagrama de box-plot dos valores de "• para as unidades experimentais do ensaio de

compressão. 58

Gráfico 6- Diagrama de box-ptot dos valores de "• para as unidades experimentais do ensaio de tração. 59 Gráfico 7- Diagrama de box-plot dos valores de "• para as

LISTA DE FIGURAS

F.

Figura 1 - Miniplaca de titânio. 36

Figura 2- Paquímetro digital. 38

Figura 3 - Autoclave. 39

Figura 4- Recipiente para esterilização. 40

Figura 5- Máquina de ensaio universal. 41

Figura 6- Garras do ensaio de tração. 44

Figura 7- Medidas utilizadas no ensaio. 46

Figura 8- Área de fratura das placas. 47

Figura 9- Área resistente da placa (Secção 8-B). 47 Figura 10- Garras do ensaio de compressão. 49 Figura 11 - Morsa confeccionada para o ensaio de flexão. 51 Figura 12- Ponta confeccionada para o ensaio de flexão. 52

Figura 13- Placa presa à morsa. 53

LISTAS DE PALAVRAS E ABREVIATURAS

%

=

Porcento

=

Alongamento específico ou Deformação de engenharia

a. = Limite de escoamento 'C

=

Graus Celcíus

a

=

Distância entre os furos

A

=

Angstron

A-A

=

Secção da placa entre os furos a.C.

=

Antes de Cristo

ADA

=

American Dental Association AIS I

=

American lnstitut of Stell and lron AI AO/AS IF Ar ASTM

=

Alumínio

=

Arbeitscgemeinschaft für Osteosynthesefragen (grupo de estudo para questões de osteossíntese)

=

Área resistente

- American Society for Testing and Materiais (Associação Americana de Testes de Materiais)

atm

=

Atmosfera

b

=

Comprimento inicial utilizado nos ensaios mecânicos

b'

=

Espessura da região (placa)

Bal

=

Balanço

bar

=

Unidade de pressão equivalente ao hectopiezo, unidade do SI recomendado para substituir a atm e o Kgf/cm2

B-B

=

Secção da placa no furo BHN ou HB

=

Dureza Brinell

CI em Co

C

r C r-Co d dms

e

et ai.

F.

F

F f FDA

F

e

FeTi02 Fig. g H H in in vitro K kg kgf kgf/mm2

=

Cloro

=

Centímetros

=

Cobalto

=

Cromo

=

Liga de cromo cobalto

=

Comprimento da placa

=

Diferença mínima significativa

=

Diâmetro do furo

=

e outros (abreviatura de et alii) = Folha

=

Flúor

=

Força

=

Menor largura da placa

=

Food and Drug Administration

=

Ferro

=

Óxido de titânio ferroso

=

Figura

=

Gramas

=

Hidrogênio

=

Resultado do teste de kruskall Wallis

=

em

=

em laboratório

=

Constante matemática do material

=

Quilograma

=

Quilograma força

=

Quilograma força por milímetro elevado ao quadrado

= Distância entre o ponto fixo e o local de aplicação da força no ensaio de flexão

log

=

Logaritmo

Max

=

Máximo

Mf Mg mm Mo MP a N N N/m2 Ni nm

o

•F

p

Pa ppm psi RA-V Si Sy ou YS T t tf Ti TiCp Ti203 Ti-6AI-4V TiO Ti02 Wf

=

Momento flexor

=

Magnésio

=

Milímetros

=

Molibdênio

=

Mega pascal

=

Nitrogênio

=

Newtons

=

Newtons por metros quadrados

=

níquel

=

Nanometro

=

Oxigênio

=

Graus Fahrenheit

=

Probabilidade

=

Pascal

=

Partícula por milhão

=

Libras por polegada quadrada

=

Dureza Rockwell (a escala vai de A até V)

=

Silício

=

"Yield strenght" (Limite de escoamento)

=

Temperatura absoluta

=

Tempo

=

Tonelada força

=

Titânio

=

Titânio comercialmente puro

=

Óxido de titânio

=

Liga composta de 90% de titânio, 6% de alumínio e 4% de vanádio

=

Óxido de titânio

=

Dióxido de titânio

= Menor área entre o ponto fixo e o local de aplicação da força na placa utilizado no ensaio de flexão

RESUMO

As placas e parafusos de titânio têm grande utilização na fixação de fraturas faciais e em cirurgias ortognáticas. Esse material permanece acondicionado em caixas e recebe múltiplas esterilizações através de calor úmido, em autoclave. Nesse trabalho, foram avaliados os efeitos dessa forma de esterilização sobre as propriedades mecânicas das miniplacas de titânio (sistema 2.0 mm, Engimplan®).

Para isso, foram utilizados quatro grupos de quinze placas, testadas em máquina de ensaio universal (M.E.U.), quanto

à

resistência

à

tração,

à

flexão e

à

compressão. O grupo I, ou grupo controle, não foi exposto

à

ação da autoclave, o grupo 11 recebeu um ciclo de esterilização, o grupo 111, dez ciclos e o grupo IV, vinte ciclos.

Após sessenta ensaios mecânicos do tipo destrutivo, calculou-se o limite de escoamento (cr.), em cada unidade experimental testada, com o objetivo de se obter uma variável numérica, que possibilitasse a comparação entre os grupos. Foram feitos testes estatísticos, a fim de se compararem as variáveis estudadas.

Analisando-se os resultados , conclui-se que não houve diferença entre os grupos, nos ensaios de tração e de

estatisticamente significante no grupo 111 quando comparado com os demais grupos no teste de flexão.

Título: "Efeito da esterilização em autoclave, sobre propriedades mecãnícas das miniplacas de titãnio, utilizadas em fixação interna."

1.

INTRODUÇÃO

Dispositivos metálicos, como placas, parafusos ou a combinação destes são utilizados não só no tratamento das fraturas faciais, bem como no tratamento das deformidades dento faciais, através da cirurgia ortognática (BRONS & BOERING15, 1970; ARDARY3, 1989).

Hoje, dispõe-se de alguns sistemas de fixação, entre eles, os de 2.7 mm, 2.4 mm, 2.0 mm, 1.5 mm e 1.0 mm, utilizados na fixação de fraturas faciais e nas de osteotomias faciais (JETER et ai. 53, 1985; McDONALD et ai. 70, 1987; YAREMCHUK et al.107, 1992; HAUG43, 1993; ELLIS & WALKER31, 1994; ELLIS

&

WALKER32, 1996). A melhoria da

técnica de fixação, propiciada pela criação de instrumentos mais adequados, deve-se a Arbeitscgemeinschaft für Osteosynthesefragen I Association of the Study of Internai Fixation (AO/ASIF) que, desde 1950, pesquisa o assunto (VEZEAU et al.102, 1996).

Esses sistemas já foram não só avaliados quanto às propriedades mecânicas, resistência à corrosão, biocompatíbilidade, alergenicidade, toxidade, carcinogenicidade, mas também em relação às imagens reproduzidas pelos implantes nas radiografias, nas tomografias computadorizadas

e nas ressonâncias magnéticas (CRIMMINS27, 1969; HAUG45, 1996),

Os metais utilizados na usinagem dos dispositivos são o aço inoxidável, o vitalium cirúrgico (liga

à

base de 27% cromo, 5% de molibdênio

e

68% de cobalto), ligas

à

base de titânio (principalmente o Ti-6AI-4V)

e

o titânio comercialmente puro (Ticp), sendo os dois últimos, os que apresentam melhor biocompatibilidade (CRAWFORD26, 1992; HAUG45, 1996).

Todo material cirúrgico deve ser esterilizado, seja por processo físico, químico ou físico-químico {LACERDA~9, 1992). Para que esses sistemas possam ser esterilizados, são acondicionados em caixas. Há placas

e

parafusos que são expostos várias vezes aos ciclos de esterilização (VEZEAU et al.102, 1996).

O processo eleito para a esterilizaçãe~ deste material é o físico, através do calor úmido, em autoclave. Esse material é submetido a um ciclo de vinte minutos, a uma temperatura de cento

e

vinte graus Celsius, a uma pressão de uma

e

meia atmosfera, que corresponde ao peso de um quilograma {REDDISH83, 1954; PETERSON et ai. 80, 1996).

O material, quando exposto

à

autoclave, sofre um processo de corrosão, que é a lenta desintegração do metal, seja por oxidação, seja por dissolução {HAUG45, 1996). Existem

estudos no sentido de se tentar inibir este processo durante o ciclo (MacCULLOCH

&

SMITH66, 1964). Contudo, após a

esterilização em autoclave, é possível observar alterações macroscópicas, não só da cor do metal (KELLER

et

al.56, 1990), como também alterações microscópicas da superfície (MATTHEW et al.69,1996). Além das irregularidades de superfície, a esterilização em autoclave promove a contaminação da camada de óxido de titânio por íons N, F, F e, Mg, Si, Cl, sendo estes íons provenientes da água da autoclave, promovendo, ainda, o aumento em espessura (STANFORD

et

al.93, 1994) e contaminando essa camada por sais hidrofóbicos

e higroscópicos (BAIER

et al.

6, 1982).

Sabe-se que a camada de óxido de titânio protege o metal contra a corrosão (SOLAR

et

al."1, 1979); a contaminação desta camada leva a alterações no processo de osteointegração, por diminuir significantemente a porcentagem de adesão celular ao implante (KELLER et al.'6, 1990), mas,

por outro lado, não interfere na reparação óssea entre a interface tecido ósseo e a placa de titânio (AL TOBELLI1, 1992).

Neste trabalho, foram estudadas as alterações das propriedades mecânicas - tração, compressão e flexão - dos implantes de titânio, submetidos a repetidos ciclos de esterilização em autoclave.

2-

REVISÃO DA LITERATURA

2.1 - EVOLUÇÃO DA FIXAÇÃO INTERNA RÍGIDA

A história da evolução da fixação interna, da qual não se sabe ao certo a data de origem, possivelmente há 4000 anos, traz com ela o desenvolvimento de conceitos e instrumentos. Já o tratamento das fraturas faciais datam da época de Hipócrates (FONSECA

&

WALKER36, 1991; ELLIS29,

1991 ).

RING85 (1992) em seu livro Dentistry: An lllustrated History, mostra uma série de exemplos de diagnósticos e tratamentos de fraturas faciais. O primeiro relato está contido em um documento de origem grega, o papiro de Edwin Smith, que relata o tratamento de fratura mandibular, datado do século

17

a.C.

PUJOL81 (1775) foi o primeiro a descrever a fixação interna, utilizando-se de cerclagem com fio de latão. Ainda em 1775, ICART50 publicou um artigo onde negava que a cerclagem fosse uma forma de tratamento atual, afirmando que ela já era utilizada há mais de 200 anos.

Mais adiante, BAUDENS10, em 1840, foi quem

primeiro tratou de uma fratura de mandíbula, utilizando-se de fio de prata. Seguido por BUCK17 em 1847, que, logo após a

introdução da anestesia, também se utilizou do fio intra-ósseo no tratamento de fraturas mandibulares.

Grande parte das fraturas, no período de 1800, foram tratadas através de bandagens

e

de combinações com dispositivos intra ou extrabucais.

A utilização da dentição no tratamento das fraturas de face, foi feita por GILMER, em 1881. Devido a certas dificuldades em obter boa fixação através do bloqueio, surgiram alguns dispositivos como as goteiras e os arcos (ELLIS29, 1991 ).

HANSMANN42, em 1886, foi o primeiro a fazer uso da fixação de maneira mais semelhante aos dias atuais, utilizou-se de placas e parafusos, confeccionados de aço niquelado, ambos atravessavam a pele para que fossem removidos após o período de reparação.

Até meados de 1900, a fixação interna era empregada raramente, somente nos casos de fraturas compostas ou nos casos de não união.

DANIS (1949), assistente dos irmãos LAMBOTTE, que tarnbém estudaram a fixação interna, com diversos materiais e acabaram, por recomendar o aço banhado por ouro e níquel, como material de escolha na confecção do implante, foi quem proporcionou o maior passo da fixação interna. Nessa mesma data, publica "Theorie et pratique de I' ostéosyntheses", onde mostra os três princípios por ele determinados no

tratamento das fraturas com fixação interna. No pnme1ro, descreve que as fraturas não deveriam ser imobilizadas, pois surgiriam alterações degenerativas nas articulações, nos músculos, nos ossos e nos ligamentos; no segundo, diz que deveria existir a completa restauração da forma do osso e no terceiro e último, afirma que deve existir a união dos fragmentos ósseos sem a formação de um calo ósseo visível. Também, a ele é creditado o uso da compressão no tratamento das fraturas (ELUS29, 1991); entretanto KEY57 (1932) em seus estudos, já havia determinado que a consolidação seria mais rápida, quando os fragmentos fossem pressionados entre si. BAGBY

&

JANES7 (1958) também escreveram sobre o assunto, utilizaram-se de placas não compressivas, onde através da remoção do bisei do furo da placa e através de furos excêntricos obtinham a compressão.

Em meados de 1950, um grupo liderado por Muller criou a AO/ASIF. No primeiro encontro dessa organização, determinaram quatro princípios. O primeiro é a redução anatômica, o segundo a fixação interna rígida, o terceiro a técnica atraumática e o último a mobilização livre de dor nos primeiros dez dias pós-operatórios (ELLIS29, 1991 ).

Essa organização visou determinar a patofisiologia do reparo ósseo com e sem a fixação interna rígida, confeccionar materiais adequados para o trabalho e

acompanhar o pós-operatório dos pacientes operados pelas várias técnicas.

LANE (1914) foi o primeiro a descrever o processo de reparo ósseo por primeira intenção, sem a formação do calo, mais tarde confirmada por DANIS, em 1949 e por SCHENK &

WILLENEGGER, em 1963, que observaram o reparo por primeira intenção nos estudos em rádio e mandíbulas de cães (ELLIS29, 1991 ). Estudos na área de metalurgia, desenho dos implantes e processos biomecãnicos também foram realizados.

A região da face apresenta certas peculiaridades no que diz respeito aos princípios biomecãnicos na utilização da fixação interna rígida.

BUCK (1943) publicou um artigo sobre a experiência no tratamento das fraturas faciais com ostossíntese a fio. Precedido por ADAMS, em 1942, que já usava fio no tratamento das fraturas faciais (ELLIS30, 1993).

Mais tarde, THOMA97 (1948) e SHIRA89 (1954) demostraram que o fio não proporcionava estabilidade entre os fragmentos, durante o reparo dessas fraturas. MAJOR67 (1938) utilizou-se de um fio de kirschner de forma transmandibular, para fixar uma fratura de sínfise. CONVERSE

&

WAKNITZ25 (1942) na época da segunda guerra, tornaram popular a fixação externa.

CHRISTIANSEN22 (1945) introduziu as placas e parafusos na cirurgia buco-maxilo-facial, empregando placas de tântalo.

Depois da segunda guerra, casos de fraturas faciais tratadas por fixação interna foram rotineiramente publicados. RANK et al.82 (1954) utilizaram placas de metatarso no tratamento de fratura de mandíbula. SMITH

&

ROBISON (1968) confeccionaram uma placa em aço inox que recobria a vestibular e o bordo inferior da mandíbula, dando assim melhor estabilidade nas três dimensões. As falhas dos tratamentos consistiam no uso de materiais inadequados e no emprego incorreto dos antibióticos (ELLI529, 1991).

Mas foi ROBERT586, em 1964, quem primeiro deixou de usar o bloqueio maxilomandibular, ao utilizar a fixação interna, obtendo rigidez.

Tal fato é confirmado por LUHR64, em 1968, que tratou de fraturas de mandíbula, utilizando-se de uma placa compressiva feita de vitalium, com a qual, devido

à

compressão, obteria maior rigidez, podendo eliminar o bloqueio maxilomandibular.

Os princípios da AO/ASIF no tratamento das fraturas mandibulares são creditados a SPIESSL que, em 1969, adaptou o material ortopédico para esse fim (ELLI529, 1991 ).

Novamente em 1975, SPIESSL verificou a necessidade de realizar fixação na região alveolar , área de

tensão, quando a síntese era realizada em nível da borda inferior (ELLIS29, 1991); NIEDERDELLMANN

&

SCHILLf7 (1973) desenvolveram uma placa, que realizava compressão na área de tensão, devido a furos excêntricos. NIEDERDELLMAN76 et ai. (1981) seguiram o mesmo princípio

do parafuso interfragmentário desenvolvido por BRONS & BOERING15 (1970) agora utilizado para tratamento das fraturas de ãngulo mandibular.

Nesse momento, usavam-se de acessos extra-bucais no tratamento das fraturas de mandíbula, pois os dispositivos empregados tanto por LUHR, em 1970, como pela AO eram bastante rígidos, devendo ser colocados na base da mandíbula, zona de compressão. Entretanto, com a miniaturização das placas e parafusos, começou-se a pensar nos acessos transbucais e intrabucais, que eliminariam as cicatrizes (ELLIS29, 1991).

O uso de miniplacas não compressivas foi proposto por MICHELET et al.72 (1973) as quais seriam fixadas por parafusos monocorticais, evitando dessa forma injuria ao elemento dental ou ao nervo alveolar inferior, podendo ser colocadas através de acesso intrabucal.

CHAMPY et al.20 (1976) ao investigarem o tratamento proposto por Michelet, determinaram uma linha de osteossíntese da mandíbula. O tratamento então era realizado através da colocação de placas mais delicadas sobre esta linha,

empregando-se parafusos monocorticais. Desta forma, a própria força mastigatória exerceria compressão no bordo inferior. Entre os achados, encontra-se principalmente a impossibilidade de se medir a força compressiva exercida pela placa, podendo levar, portanto, quando excessiva

à

necrose e

à

dificuldade de restabelecer a oclusão normal após o uso da compressão.

O problema agora, seria o grau de estabilidade que esse tipo de sistema poderia oferecer, tornando o assunto um ponto de controvérsia entre muitos cirurgiões, levando alguns deles a mudarem a forma de tratamento proposta pela AOIASIF, pelo uso de miniplacas. CAWOOD19 (1985) faz um excelente estudo, comparando as complicações da fixação por miniplacas, com a fixação a fio. ELLIS

&

WALKER32 (1996) publicam um artigo mostrando uma taxa de complicação de 16%, correspondendo a 13 pacientes em 81 fraturas, no tratamento de fratura de ângulo mandibular pelo método Champy.

Por volta de 1960, começou-se a pensar em fixação rígida em terço médio da face, principalmente devido ao seu encurtamento, observado no pós-operatório dos tratamentos realizados com fio. Os pioneiros no uso da fixação rígida, no terço médio, foram, na maioria, aqueles que já

haviam tido experiência no tratamento de fraturas de mandíbula. SNELL & DOTT90 (1969) empregaram placas de

metacarpo no tratamento de fraturas nessa mesma região. Esse tipo de tratamento veio não só facilitar, como também resolver problemas de fraturas cominutivas e deslocamentos de zigoma com rotação.

No que se refere

à

fixação das osteotomias faciais, esta foi iniciada pelos europeus. MICHELET

&

QUENTIN73 (1971) descrevem a utilização de duas miniplacas na fixação da osteotomia sagital do ramo mandibular.

Somente dez anos mais tarde, nos Estados Unidos da América, FROST & KOUTINIK37 (1983) descreveram o uso de placas de metacarpo no reposicionamento de maxila. Mais tarde, outros autores mostram a evolução da fixação rígida das osteotomias faciais (STEINHAUSER94, 1982;VAN SICKELS

&

FLANARY101, 1985; TURVEY & HALL100, 1986).

Hoje a fixação rígida é comumente aceita tanto no tratamento das fraturas da região craniofacial, como no de osteotomias para tratamento das deformidades dentofaciais (WITTENBERG et al.106,1991; MARCIANI68, 1993).

2.2- MATERIAL DE SÍNTESE

Os materiais usados nas confecções dos implantes dos sistema de fixação, sofreram mudanças significantes ao longo desses últimos anos. Há pouco tempo atrás, ao se realizar uma síntese na região de cabeça e pescoço, através de dispositivos de fixação rígida, na maioria das vezes, existia a necessidade de se removerem esses implantes, pouco tempo depois da reparação óssea, levando, portanto, a um novo procedimento cirúrgico, o que implicava gastos (AL TOBELLI1,

1992).

HAUG45 (1996) estimou que o custo de remoção do material de síntese, em seu serviço, utilizando estes implantes em uma média de 260 pacientes por ano, estaria em torno de US$ 338,520.00.

Para que este material tenha estabilidade e possa ser mantido em um estado dinamicamente funcional no organismo, deve possuir um desenho apropriado, ser confeccionado em biomaterial, apresentar boas propriedades biomecãnicas e apresentar boa biocompatibilidade

(AL TOBELLI1, 1992).

Pode-se dividir os biomateriais em três classes: os metais, os cerâmicos e os polímeros (AL TOBELLI1, 1992).

Na prática da fixação rígida, os metais ainda são os únicos que apresentam adequada rigidez, em todas as

exigências biomecânicas do esqueleto facial. Entretanto, os polímeros podem prover adequada fixação e estabilidade nas áreas de menor ação muscular (CUTRIGHT

et

al.28, 1971; GETTER

et

al.38, 1972; BOS

et

aiY, 1987; HOLLINGER & SCHMITZ48, 1987).

Os metais mais utilizados são o aço inox, as ligas de cromo-cobalto, o titânio comercialmente puro, as ligas de titânio e outros metais como tântalo e o nitinol (liga de níquel-titânio) (WILLIAMS105, 1981 ).

O titânio comercialmente puro e as suas ligas são os mais recentes metais a fazerem parte dos biomateriais, devido sua combinação de força, baixo peso molecular, resistência

à

corrosão e

à

biocompatibilidade; devido a estes fatores ele se tornou o material de preferência na confecção dos implantes (AL TOBELLI\ 1992).

O titânio existe como elemento puro. Está listado na tabela periódica com número atômico 22 e peso atômico de 47,9. É o nono elemento mais abundante e o quarto metal mais abundante da crosta terrestre, precedido pelo alumínio, ferro e magnésio. Grandes reservas deste metal são encontrados no Canadá, Austrália e nos Estados Unidos da América. A maioria do titânio hoje utilizado vem de minas australianas. O titânio extraído é convertido em pigmentos de hidróxido de titânio, usados na pintura e somente 5 a 1 O% são utilizado na forma metálica (BANNON

&

MILD9, 1981).

Foi Gregor (1971) o primeiro a relatar a descoberta do titânio, o qual recebeu o nome de "Menachite". Somente em 1975, quando Klaproth redescobriu este metal, é que ele recebeu o nome de titânio, nome influenciado pela mitologia grega (CRAWFORD26, 1992).

O titânio é encontrado na crosta terrestre na forma de dióxido de titânio ou ilmenite como é chamado (FeTi0_2). Em 1887, os químicos Sven Otto Peterson e Lars Frederick Nilson, isolaram o titânio metálico impuro. Somente em 191 O, Hunter conseguiu produzir o titânio puro. Em 1938, Kroll desenvolveu um processo capaz de produzir titânio em escala comercial (BROWN16, 1997).

Para se obter o titânio puro, uma série de passos são necessários. Primeiramente, o dióxido de titânio é aquecido a uma temperatura 500°C em presença de gás clorídrico, obtendo como resultado o tetracloreto de titânio, mais cloro, cloridrato de ferro e outras impurezas. Este líquido agora é adicionado ao cobre, obtendo somente o tetracloreto de titânio. O que Kroll fez, em 1938, foi reduzir o tetracloreto de titânio em cloro e titânio metal. Para isso, adicionou magnésio ao tetracloreto de titânio a uma temperatura de 850°C, obtendo o cloreto de magnésio e o titânio (BROWN16, 1997).

Foi com Bothe et ai. (1940) que a medicina veio a descobrir o titânio, quando da inserção dos primeiros implantes em animais de laboratório, mostrando bons resultados.

Posteriormente, outros estudos mostraram que o material apresentava biocompatibilidade e alta resistência à corrosão, quando em contato com fluidos corpóreos (LEVENTHAL 61,

1951; CLARKE

&

HICKMAN23, 1953).

Entretanto o titânio que, na época, apresentava propriedades mecânicas inferiores às ligas de aço inoxidável e ao cromo cobalto foi deixado de lado, temporariamente. Com o desenvolvimento das ligas de titânio, no início de 1950, e com a melhoria das propriedades mecânicas, novamente voltou-se a atenção ao titânio com a finalidade de confecção de implantes

(AL TOBELLI', 1992).

Atualmente existe uma tendência em se confeccionarem os sistemas de fixação em titânio comercialmente puro, apesar das ligas de titânio apresentarem melhores propriedades mecânicas na resistência aos esforços transmitidos aos ossos do esqueleto facial. A comparação das diversas propriedades dos materiais utilizados para confecção de implantes esta contida na Tabela 1 (Anexo).

O titânio comercialmente puro apresenta uma estrutura cristalina hexagonal em temperatura ambiente. Nesta apresentação, o material é acrescido de pequenas quantidades de outros elementos como oxigênio e ferro que totalizam menos de 1%. A variação, na proporção destas impurezas, resulta em alterações das propriedades mecânicas do metal (WILLIAMS105, 1981 ).

As especificações da A.S.T.M. classificam o titânio comercialmente puro em 4 grupos, denominados por grau. No grau 1, o material deve conter no máximo O, 18% de oxigênio e

0,2% de ferro, apresentando uma dureza de 120 BHN e maior ductilidade, com falha de alongamento de 37%; No grau 2,

apresenta no máximo 0,25% de oxigênio e 0,3% de ferro com

160 BHN de dureza e 28% de falha de alongamento; No grau 3,

contém no máximo 0,35% de oxigênio e 0,3% de ferro, apresentando dureza de 200 BHN e 25% de falha de alongamento; No grau 4, apresenta no máximo 0,4% de oxigênio e 0,5% de ferro com 250 BHN de dureza e 23% falha de alongamento, é o titânio mais duro e menos dúctil. Em todos :s tipos, a máxima concentração dos demais contaminantes como nitrogênio, hidrogênio e carbono são respectivamente

0,03%, 0,015% e O, 1% (BROWN16, 1997). A Tabela 2 (Anexo)

apresenta a porcentagem dos elementos permitidos nas ligas. As propriedades mecânicas são alteradas, dependendo da proporção dos outros elementos. O titânio grau 1 é mais dúctil, com uma resistência

à

força de tração de 240

MPa, quando comparado com uma resistência de 500 MPa do titânio grau 4 (BROWN16, 1997).

A maioria dos metais forma camadas de óxido, quando exposta

à

atmosfera. O titânio puro, teoricamente, pode formar vários óxidos, entre eles, os TiO, Ti02, Ti,03. Dentre estes, Ti02

é

o mais estável e o que

é

mais comumente

formado sob condições fisiológicas. Estes óxidos formam-se espontaneamente em contato com o ar. Em um milésimo de segundo de exposição ao ar, uma camada de óxido, de 1

oA

de espessura, pode ser formada sobre a superfície do titânio puro

(KASEM055, 1983). Teoricamente esta camada de óxido não se deve quebrar em condições fisiológicas. O estado passivo deste material deve-se

à

taxa de dissolução do Ti0₂ ser extremamente baixa (PARR et al.79, 1985).

O nível de titânio nos tecidos humanos, quando da utilização de implantes é de 50 ppm. Valores de 100 a 300 ppm são freqüentemente encontrados ao redor dos implantes. Com esses níveis, pode-se observar uma pigmentação dos tecidos

(PARR et al.79, 1985).

Isto não significa que o titânio, por ser um metal passivo, não sofra corrosão, mas sim, que essa taxa é significantemente diminuída, devido

à

presença da camada protetora de óxido (WILLIAMS105, 1981). Camada esta que confere a biocompatibilidade ao material (BROWN16, 1997).

Não existe na literatura muitos relatos sobre as respostas do organismo aos diversos tipos de metais e suas ligas, talvez devido

à

dificuldade de interpretar os achados histológicos relacionados com os implantes (MEACHIM &

WILLIAMS71, 1973; ILG52, 1996; LIZA62, 1996).

Existem dois processos pelos quais um implante pode ser quimicamente irritante aos tecidos (WILLIAMS105,

1981). O primeiro

é

a corrosão metálica, cuja destruição pode ser verificada na superfície do material implantado e o segundo

é

a passagem lenta de íons metálicos, de um metal do estado passivo, para os tecidos. Ambos são processos eletroquímicos. No entanto, no primeiro, há a quebra da camada de óxido com destruição de superfície, o que pode ser notado em metais como o aço inox; no segundo há a dissolução do metal através da camada passiva, sem a quebra da mesma (WILLIAMS105, 1981). O produto da corrosão fica então depositado no meio extracelular, sofrendo posterior degradação lisossomal. Após esta degradação pelas células fagocitárias, as partículas podem ser encapsuladas por fibras colágenas ou desaparecerem (SCHLIEPHAKE

et

al.88, 1993).

Outros relatos na literatura demonstram não só a biocompatibilidade do titânio, como também a desnecessidade de remoção do implantes de titânio após a consolidação das fraturas (MILLAR et al.74, 1990; MATHEW et al.69, 1996,

2.3 - ESTERILIZAÇÃO

Esterilização é a destruição de todas as formas de microorganismos. Pode ser realizada através de métodos físicos, químicos ou físico-químicos.

Todos os métodos, contudo, apresentam vantagens e desvantagens. A escolha deve estar baseada não só na destruição total de todas as formas de microorganismos, mas também no que promova uma superfície limpa e descontaminada, com alta energia de superfície e que não interfira com as propriedades mecânicas do material (BAIER

et

al.8, 1982).

O calor é o método mais utilizado, podendo ser gerado por meio de estufas ou autoclaves. No primeiro, os dispositivos são esterilizados por irradiação do calor através das paredes laterais e da base do forno, sendo necessário que a distribuição do calor seja a mais uniforme possível, já que o calor seco é menos penetrante que o calor sob pressão e, portanto, requer temperaturas mais elevadas e um tempo de exposição mais prolongado (BRASIL-MINISTÉRIO DA SAÚDE14, 1989). Este tipo de esterilização é recomendado para os instrumentos ou materiais que tolerem as temperaturas empregadas, que variam de

1eo•c

até

2o5•c,

por um período de tempo de 60 a 120 minutos (EL NAGEH

et

al.33, 1992). No segundo, o calor tem melhor penetração, dado por gotas de

água atomizadas (JOSL YN54, 1983); é um método muito empregado por utilizar temperaturas mais baixas e tempos menores, o ciclo varia de 15 a 20 minutos, a uma temperatura de 115°C a 120°C (BRASIL-MINISTÉRIO DA SAÚDE14, 1989).

O calor úmido pode provocar um processo de corrosão, que é a ação de agentes externos, levando a uma destruição gradual e progressiva dos metais, iniciando-se na superfície e fazendo com que o seu aspecto externo se modifique (VIEIRA103, 1967).

Muitos estudos no sentido de tentar inibir esse processo de corrosão durante o ciclo de esterilização, em autoclave, foram realizados e MacCULLOCH

&

SMITH66 (1964) usaram o nitrato de diciclohexamõnio como inibidor da fase de corrosão, concluindo que

é

efetivo na proteção do corte dos instrumentos de aço, desde que esteja embalado. Ainda pesquisando o efeito anticorrosivo de algumas substâncias, FAJERS et al.'4 (1968) estudaram o efeito de algumas aminas inibidoras da corrosão, a saber: ciclohexalamina, benzilamina, morfolina, decilamina e octadecilamina. Observaram que as aminas foram efetivas contra a corrosão do material, quando este estava corretamente acondicionado em envelopes fechados.

Estudos no sentido de verificar se os processos de esterilização, seja pelo efeito da temperatura, seja pelo efeito

da corrosão, alteram as propriedades mecânicas de alguns materiais foram amplamente discutidos em odontologia.

YOUNI5109 (1977) estudou as alterações nas propriedades mecânicas de flexão e torção das limas e dos alargadores endodônticos, após a esterilização em autoclave, estufa e solução de cloreto de sódio aquecida. Utilizando-se de materiais confeccionados em aço inox e aço carbono, HOLMLUND49 (1963) demonstrou que o aço carbono

é

mais suscetível

à

corrosão que o aço inox e empregou um ciclo de 15 minutos e outro de 25 minutos ambos a 250°F, nas esterilizações em autoclave. Já o ciclo em estufa foi realizado a 340°F por um período de 1 hora e a última forma de esterilização foi em cloreto de sódio aquecido a uma temperatura de 480°F por um período de 1 o segundos e outro de 15 segundos. Concluindo que não existem alterações destas propriedades após os ciclos de esterilizações. Entretanto, chega

à

conclusão de que a temperatura de 480°F

é

muito elevada para realização de repetidos ciclos.

Estudando ainda o efeito da esterilização sobre propriedades dos materiais, PARKES

&

KOLSTAD78 (1982) verificaram o efeito da esterilização em autoclave, em estufa e em formalina sobre o corte das curetas periodontais. Utilizaram-se de curetas confeccionadas tanto em aço carbono como em aço inox e concluíram, após avaliação em microscopia eletrônica, que não houve alteração no corte dos instrumentos

confeccionados em aço inox, contudo a esterilização em autoclave promoveu oxidações nos materiais confeccionados em aço carbono.

MITCHELL

et

al.75 (1983) estudaram a resistência ao torque das limas endodônticas submetidas a repetidos ciclos de esterilização em autoclave. As limas confeccionadas em aço inox foram submetidas a 2, 5

e

1 o ciclos consecutivos de 20 minutos a uma temperatura de 275°F. Concluindo que houve uma significante redução dos valores de flexão angular nas limas que sofreram 1 o ciclos consecutivos, quando comparadas com os demais grupos, entretanto, nenhum valor de flexão angular chegou abaixo do mínimo aceito pela A.D.A ..

LUPER et al.65 (1991) também estudaram as propriedades mecânicas de instrumentos endodônticos, avaliando a resistência

à

fadiga dos espaciadores digitais submetidos a três tipos diferentes de esterilizações. Para tanto, utilizaram 400 espaciadores de quatro tamanhos diferentes, que foram submetidos a três tipos de esterilização. O primeiro grupo foi autoclavado a uma temperatura de 135°C, a 48 psi, durante 3 minutos; o segundo grupo foi submetido

à

esterilização em estufa, cujo ciclo foi de 1 hora, a uma temperatura de 17o•c e o terceiro grupo foi esterilizado através de um dispositivo formado por esferas de vidro por 15 segundos, a uma temperatura de 235°C. Estes instrumentos foram divididos de forma que os grupos receberam um, oito e quinze ciclos de esterilização em

cada forma de tratamento proposta. Chegando

à

conclusão de que até quinze ciclos não houve um comprometimento mecânico do material, em todos os métodos propostos.

Ainda relacionado o efeito da esterilização sobre as propriedades mecânicas dos metais, CHIAROTTI21 ₍₁₉₉₇₎ demostrou que a prática de esterilizações sucessivas em estufa, realizada em número de 120 ciclos, sendo cada ciclo de 2 horas, a uma temperatura de 205°C, não alterou a resistência

à

fratura do aço inoxidável A. I. S. I. 420.

Entretanto não existem muitos estudos a respeito do efeito dos múltiplos ciclos de esterilização sobre os implantes de titânio (VEZEAU et al.102, 1996).

Devido

à

natureza cirúrgica da colocação desse tipo de implante, a esterilização é de fundamental importância. STANFORD et al.93 (1994) demostraram que o ponto crítico, quando se fala em implantes metálicos, não é o aspecto biológico, mas, sim, os problemas relacionados com a limpeza e esterilização da superfície e as camadas de óxidos formadas. LAUSMAA et al.60 (1985) verificaram que alterações na camada de óxido interferem na reparação celular e nos

processos de remodelação óssea.

KLAUBER et al.56 (1990) demostraram que a esterilização, em autoclave, dos implantes de titânio promove uma superfície de óxido de titânio contaminada por íons N, F, Mg, Si e Cl. Estes dados são compartilhados por BAIER et al.8

(1982) que constataram que a camada de óxido dos implantes de vitalium e germânio foram contaminados por sais higroscópicos e por material orgânico.

KELLER

et

al.56 (1990) observaram também alterações ocorridas na camada de óxido de titânio ao se considerar um aumento de 3 nm para 25 nm, quando da esterilização em autoclave. Finalmente, discutiram que a alteração na cor superficial do implante é devido a este aumento. Este dado já havia sido demonstrado por YOUNG108 (1988) o qual verificou que alterações na camada de óxido de 259A para 700Â, produziam mudança de coloração na superfície do metal.

VEZEAU et al.102 (1996) discutiram que o uso de múltiplas esterilizações sobre os implantes de titânio comercialmente puro deve ser evitado, pois, não só podem interferir na bioaceitação do material, bem como possibilitar significantes alterações na superfície do implante. SUTTON & SAUNDERS95 (1996) afirmaram que a deformação plástica sofrida pelo aço inox devido aos altos níveis de stress, quando da função, deve-se parte às mudanças das propriedades do

3.

PROPOSIÇÃO

O objetivo do trabalho foi avaliar o efeito da esterilização em autoclave sobre propriedades mecânicas de tração, de compressão e de flexão das miniplacas de titânio, sistema 2.0mm, utilizadas em fixação interna.

4. MATERIAL E MÉTODO

As miniplacas utilizadas nesse experimento foram

obtidas no comércio especializado. A composição química dos implantes cirúrgicos é o titânio grau 2, contendo baixo teor de carbono. Que, segundo o fabricantea, fornece maior resistência à

corrosão intergranular, devendo, portanto, ser utilizado na confecção dos implantes permanentes. As placas são de quatro furos {n° 220-04), do sistema de 2.0mm (Fig.1 ).

Figura 1 - Miniplaca de titânio.

a ENGIMPLAN-Engenharia de Implantes Indústria e Comércio Ltda. Avenida

Utilizaram-se sessenta placas que foram avaliadas

quanto às propriedades mecânicas de tração, compressão e

flexão (HEGTVEDT et al.47, 1994), quando submetidas a ciclos de esterilização em autoclave. Essas placas foram ordenadas em

quatro grupos, contendo quinze placas cada um, sendo que o

grupo I ou grupo controle não sofreu nenhum ciclo de

esterilização, o grupo 11 sofreu um ciclo de esterilização, o grupo

111 sofreu dez ciclos de esterilização e o grupo IV sofreu vinte

ciclos de esterilização. Cada grupo foi subdividido em três

subgrupos, contendo cinco placas cada um, referentes aos três

tipos de ensaio mecânico que foram realizados.

Antes da confecção dos grupos, as sessenta

miniplacas foram mensuradas com a finalidade de se verificar a

homogeneidade da amostra; foram medidas a largura, a

espessura, a distância entre o segundo e o terceiro furo e o

diâmetro do terceiro furo da placa, utilizando-se de um paquímetro

digitalb (Fig.2). Foram realizadas três mensurações em cada

medida, e obtida a média destas. A homogeneidade da amostra

foi verificada, aplicando-se o teste não paramétrica de

Kruskai-Wallis em nível de significância p<O.OS (Anexo A).

Figura 2 - Paquímetro digital.

Após verificada a homogeneidade da amostra, estas

foram separadas em quatro grupos, através de processo aleatório, sendo sorteada uma das doze formas de tratamento para cada

uma das sessenta placas, a saber: tração grupo I, tração grupo 11, tração grupo 111, tração grupo IV, compressão grupo I, compressão

grupo 11, compressão grupo 111, compressão grupo IV, flexão grupo

I, flexão grupo 11, flexão grupo 111 e flexão grupo IV. As placas

foram identificadas de forma a estruturar um experimento cego, de acordo com a recomendação da F.D.A., para estudos clínicos

Esses implantes sofreram processo de esterilização em autoclavec (Fig.3). Foram acondicionados individualmente em recipientes metálicos, utilizados em exames parasitológicos, cujo fundo foi revestido com gazed com a finalidade de impedir o contato direto entre o titânio da miniplaca e o metal do recipiente. Na tampa do recipiente, foi discriminada a forma de tratamento, utilizando-se de uma caneta de marcaçãoe (Fig.4).

tuttnaue

r

·

Figura 3 - Autoclave.

c TUTTNAUER - 2340 MK, SISMED AD Comércio e Assistência Técnica Ltda.

Rua Rubiácea, 99. São Paulo - SP - Brasil.

d ÍRIS - CREMER S.A., Produtos Têxteis e Cirúrgicos, R Iguaçu 291

-Blumenau - SC- Brasil.

Os recipientes foram colocados na autoclave, com a

tampa aberta, já que os mesmos não apresentavam perfurações.

Figura 4 - Recipiente para esterilização.

O ciclo foi realizado a uma temperatura de 134°C, a

2.0 bar de pressão, tendo uma duração de vinte minutos, quando da partida a frio, e de quinze minutos, quando da partida a quente e o

tempo de secagem foi de quinze minutos. Quando terminava a

Após esse procedimento, as placas foram verificadas quanto às propriedades mecânicas específicas em

máquina de ensaio universalt (Fig.5).

MTS

Figura 5 - Máquina de ensaio universal.

f MTS®. TEST STAR 11™. Equipamento Servo Hidráulico.

f

Essa máquina apresenta um computador acoplado. Quando o braço hidráulico se movimenta gerando forças, os dados obtidos eram armazenados na forma de um gráfico de força em quilograma força versus deformação em milímetros (Gráfico 1 ). A leitura dos dados foi realizada por um técnico o qual não tinha conhecimento sobre o experimento realizado.

Gráfico 1 - Gráfico de força versus deformação.

A força foi aplicada às miniplacas na velocidade de 1 mm por minuto, até a deformação permanente do material. A partir do gráfico, obteve-se o limite de escoamento (cre), em um

alongamento específico ou deformação de engenharia (~) de

0.2°/o. Isso significa que se determinou o limite de escoamento em

uma deformação de 0.2o/o do comprimento inicial da placa. A

seguir, foi realizado o cálculo, no gráfico, para a obtenção do

limite de escoamento, em cada uma das unidades experimentais.

A avaliação dos dados foi feita pelo método

não-paramétrica de Kruskai-Wallis na comparação dos grupos

experimentais, empregando-se o teste das comparações múltiplas

(diferença mínima significativa - d.m.s.) nas verificações

individuais (CAMPOS18, 1983), quando o resultado do teste de

Kruskai-Wallis foi significativo. O gráfico de box-plot foi usado

para ilustrar os achados (Anexo B). Os cálculos estatísticos foram

realizados pelo pacote STATA ®g.

4.1 - Ensaio

de tração

Para realizar o ensaio de tração, foi confeccionado

um par de garras em aço inoxidável, com a finalidade de não

sofrer distorção no momento do ensaio. As garras apresentam

uma parte superior e outra inferior. A superior possui roscas, para

que possa ser fixada à máquina de ensaio e a inferior foi

confeccionada de maneira a fixar a placa pelos furos das

extremidades, através de um pino que passa pelo interior destes

furos, acomodando-se em um encaixe do tipo fêmea na outra parte da presilha. Este conjunto de garras apresenta uma articulação ao longo do seu eixo, com a finalidade da força aplicada estar o mais alinhada possível entre as duas garras e o eixo de simetria do corpo de prova (Fig.6). A planta deste

dispositivo encontra-se no Anexo C 1 .

Foi utilizada, no ensaio, uma célula de carga de 1 O

tf, e um fundo de escala de 1 000 kg, com o objetivo de se obter

maior precisão nas mensurações. Ao se iniciar cada ensaio, foi

necessário aplicar uma pré-carga na miniplaca, já presa ao aparelho. Esta carga foi de aproximadamente 0.5 kgf e teve a

finalidade de impedir o deslocamento do braço hidráulico, sem

que se estivesse aplicando força ao implante. Os dados foram

observados ao mesmo tempo por um gráfico visto no monitor do

computador acoplado

à

máquina (Gráfico 2). Por meio deste

gráfico de força em quilograma força versus deformação em

milímetros, foi calculado o cre (ASTM

E8-

955, 1995).

4.1.1

-

Cãlculo do

cre

no ensaio de tração

Na realização do cálculo de cre, foi necessário determinar o comprimento inicial (b) da placa, através de mensurações previamente realizadas (Fig.7). Após a determinação da força, aplicou-se a fórmula cre = F/Ar, em que Ar é a área resistente, o que na miniplaca, corresponde ao local onde ocorreram as fraturas (Fig.8); a área resistente corresponde

à

largura (a') vezes a espessura desta área (b') (Fig.9). Essas medidas já haviam sido determinadas previamente, sendo esta a média das medidas realizadas nas sessenta miniplacas. A partir desses dados, foi possível determinar-se cre.

Figura 8- Área de fratura das placas.

4.2 -

Ensaio de com pressão

Para a realização do ensaio de compressão, foi construído um par de garras, que também foi preso, por suas partes superiores rosqueáveis,

à

máquina de ensaio. Este, como o outro par de garras, utilizado no ensaio de tração, confeccionado em aço

inoxidável, com a finalidade de não sofrer deformação durante o ensaio e, desta forma, alterar os resultados. Esses dispositivos prenderam as miniplacas pelos furos das extremidades (Fig.1 O). A planta deste dispositivo encontra-se no Anexo C2.

A célula de carga e o fundo de escala foram os mesmos utilizados no ensaio de tração. Todo esse ensaio foi observado simultaneamente em um gráfico de força em kgf versus deformação em milímetros, e, por meio desse gráfico, foi calculado cre (Gráfico 3) (ASTM E 9-89a6, 1995).

Gráfico 3 - Gráfico do ensaio de compressão.

4.2.1 -Cálculo do

cre

no ensaio de compressão

O cálculo do ensaio de compressão foi realizado da

mesma forma que o de tração.

4.3 -

Ensaio de flexão

Para o ensaio de flexão, confeccionou-se uma

porção inferior da máquina; essa morsa não foi fixada ao prato (Fig.11 ).

Figura 11 - Morsa confeccionada para o ensaio de flexão.

Confeccionou-se, também, uma ponta que se encaixou no braço hidráulico da máquina, adaptando-a ao furo da placa (Fig.12). A placa era presa

à

morsa pelo segundo furo, através de um pino passante que existia na sua parte fixa e se acomodava em um encaixe do tipo fêmea, existente na parte superior da morsa, quando fechada. A força foi aplicada através da ponta, no terceiro furo da placa (Fig.13). Tanto a morsa, quanto a ponta foram confeccionadas em aço inoxidável para não sofrerem distorções durante o ensaio. Ambas as plantas dos dispositivos encontram-se no Anexo C3.

Figura 12- Ponta confeccionada para o ensaio de flexão.

A célula de carga utilizada foi de 1 00 kgf, e o fundo de escala de 50 Kg. A ponta também foi ajustada previamente, de

forma a não ocorrer deslocamento do braço, sem que a força

Figura 13 - Placa presa

à

morsa.

Esse ensaio foi simultaneamente observado através

de um gráfico de força, em kgf versus deformação em milímetros,

e a partir deste, foi calculado o cre (Gráfico 4) (ASTM E 290-924_,

Gráfico 4 - Gráfico do ensaio de flexão.

4.3.1 - Cálculo do

cre

no ensaio de flexão

No cálculo do cre de flexão, utilizou-se a fórmula:

cre =

Mt

I

Wt,

em que

Mt é

o momento fletor, que

é

determinado

pela expressão:

Mt

= F x I; onde F é

a

força e I a distância entre o

ponto fixo e o local de aplicação da força, sendo I uma distância já

Figura 14- Esquema do ensaio de flexão.

Já Wr é a menor área encontrada entre o ponto fixo e o local de aplicação da força, este é determinado pela formula: Wt = f x b'2/ 6, em que f é a largura da região e b' a espessura da região, ambos já conhecidos.

A força (F} é localizada no gráfico, através de sua linearização, cuja determinação correspondente à região de deformação elástica. Podendo-se, desta forma, determinar o cre.

5. RESULTADOS

Os valores de

a.

obtidos nos ensaios mecânicos, estão contidos na tabela 3.

Tabela 3- Valores de

a.

dos grupos experimentais para os testes mecânicos.

Grupos I Valores de cre Tração Compressão Flexão

46,92 32,42 17,41 43,10 33,00 16,95 Grupo I 42,71 30,20 16,61 42,06 33,59 17,41 35,66 33,65 16,79 36,11 34,29 17,16 43,36 33,65 16,34 Grupo 11 38,38 34,95 16,99 38,51 31,84 17,10 37,99 31,45 17,25 43,02 30,56 19,55 42,56 33,15 19,51 Grupo 111 39,86 32,80 19,74 42,71 33,22 17,94 39,15 31,88 18,02 38,44 34,95 17,94 40,12 34,95 16,56 Grupo IV 38,83 33,22 16,77 40,12 34,95 16,74 41,56 33,60 17,14

5.1 -Análise Estatística

A análise não paramétrica dos valores de "•· foi realizada separadamente em cada tipo de ensaio.

5.1.1 · COMPRESSÃO

A Tabela 4 apresenta os resultados exploratórios dos valores de compressão no experimento.

Tabela 4- Resultados exploratórios e do teste de Kruskal-Wallis.

Grupo n mediana soma das

ordens

Grupo 111 5 32,80 33,5

Grupo I 5 33,00 41,5

Grupo 11 5 33,65 56,0

Grupo IV 5 34,95 79,0

O resultado do Teste de Kruskai-Wallis não foi significativo (H

=

6,837 ; p

=

0,0773). O gráfico 5 ilustra os resultados observados.

Kgt/mm2 35)

"!

33 ~

!

í 32 1

i

[_-1

L

__

_ j

F

Grupo 11 Grupo 111 Grupo IV Grupo I

Gráfico 5 - Diagrama de box-plot dos valores de cre para as unidades experimentais do ensaio de compressão.

5.1.2 - TRAÇÃO

A Tabela 5 apresenta os resultados exploratórios dos valores de tração no experimento.

Tabela 5- Resultados exploratórios e do teste de Kruskal-Wallis.

Grupo n mediana soma das

ordens

Grupo 11 5 38,38 34,0

Grupo IV 5 40,12 45,0

Grupo 111 5 42,56 63,5