UNIVERSIDADE DO SAGRADO CORAÇÃO
HERNANDO VALENTIM DA ROCHA JUNIOR
AVALIAÇÃO ULTRAESTRUTURAL, DIMENSIONAL E
MECÂNICA DE DOIS SISTEMAS DE FIXAÇÃO INTERNA
RÍGIDA DE 2mm
BAURU
2009
HERNANDO VALENTIM DA ROCHA JUNIOR
AVALIAÇÃO ULTRAESTRUTURAL, DIMENSIONAL E
MECÂNICA DE DOIS SISTEMAS DE FIXAÇÃO INTERNA
RÍGIDA DE 2mm
Dissertação apresentada à Pró-reitoria de Pesquisa e Pós-graduação da Universidade do Sagrado Coração, como parte dos requisitos para obtenção do título de mestre em Odontologia, Área de concentração: Cirurgia e Traumatologia Bucomaxilofacial, sob orientação do Prof. Dr. Luis Eduardo Marques Padovan.
BAURU
2009
Rocha Junior, Hernando Valentim da R672a
Avaliação ultraestrutural, dimensional e mecânica de dois sistemas de fixação interna rígida de 2mm / Hernando Valentim da Rocha Junior – 2009.
97f.
Orientador: Prof. Dr. Luis Eduardo Marques Padovan.
Dissertação (Mestrado em Odontologia) - Universidade do Sagrado Coração - Bauru - SP.
1. Miniplaca 2. Titânio 3. Ensaio mecânico 4. Ensaio dimensional 5. Contaminação superficial I. Padovan, Luís Eduardo Marques II. Título
A Deus, pela Sua bondade.
Aos meus pais, por terem me dado a vida, e a possibilidade de alcançar conhecimento. Aos meus avôs, José e Amélio, exemplos de retidão de caráter e dedicação ao estudo, respectivamente.
E, principalmente, à minha alma gêmea, minha amada, Anna Paula, pelo apoio incondicional, além de ter me dado as minhas maiores alegrias na vida, Hugo e Helena. A vocês, dedico este trabalho.
Ao Dr. Nicolas Homsi, meu mentor, meu mestre, meu amigo, não tenho palavras para agradecê-lo.
Aos meus padrinhos, Antonio e Givanilda, por sempre acreditar tanto em mim, mesmo em alguns momentos que nem eu acreditava. Vocês são incríveis!
Ao Prof. Mauro Tadeu Teixeira, por ter me incentivado e iniciado minha paixão pela Cirurgia.
Ao meu amigo e “irmão”, Dr. Luis Eduardo C. Campos, pela eterna paciência e compreensão.
Aos meus companheiros do Hospital Geral de Nova Iguaçu, principalmente Dr. Paulo Piloto, Dr. José Emilio e Dr. Roger Toshio, pelo aprendizado constante e pela amizade sincera. Ao meu orientador, Prof. Dr. Luis Eduardo Marques Padovan, pela atenção dedicada, a sobriedade e a competência na árdua tarefa de me tornar um profissional melhor. Impressiona-me sua capacidade de tornar as coisas simples.
Ao Prof. Dr. Marco Antonio Húngaro Duarte, por personificar aquilo que considero um verdadeiro Mestre.
Ao Prof. Dr. Eduardo Sanches Gonçalez, por sua franqueza, transparência e firmeza em suas opiniões e atitudes.
Ao Prof. Dr. Hugo Nary Filho, pela confiança depositada em mim.
À Prof.ª Dr.ª Mariza Akemi Matsumoto, exemplo de carinho e serenidade.
À minha turma de mestrado, Éliston, Francisco, Wilson, Diogo Leandro, Renato, Fernanda e, principalmente, José Augusto “meu filho adotivo”. O que aprendi com vocês é inimaginável. Muito obrigado!
A toda a equipe do Hospital Geral de Bonsucesso, particularmente ao Dr. Vitor Monteiro, pelo apoio.
À Universidade Iguaçu, principalmente ao coordenador e amigo Dr. Paulo Ribeiro, pelo incentivo constante e a confiança incondicional.
A todos os funcionários da Universidade do Sagrado Coração e, particularmente, à D. Cida, Angela e Ricardo pelo carinho e dedicação.
A todos os amigos e pessoas que, de alguma maneira, contribuíram para minha formação profissional e/ou humana, tornando-me uma pessoa melhor.
À empresa Neoortho, pelo suporte, um exemplo de incentivo e respeito à pesquisa e à ciência, principalmente ao Sr. Irineu e à Luciane Suzuki, pela colaboração inestimável neste trabalho.
À Marinha do Brasil e a todos do laboratório de metrologia da Base Aeronaval de São Pedro da Aldeia, principalmente o Sargento Galvão e o civil Melo, pela ajuda fundamental na confecção deste trabalho.
Ao laboratório de microscopia da METALMAT – COPPE/UFRJ, e à Dr.ª Márcia Sader, pela paciência e pelos conhecimentos transmitidos.
Ao laboratório do CCDM- UFSCar/UNESP, principalmente ao Ivan Dalla Valle Epiphanio e ao Célio Caminaga, pelo apoio técnico e o material de instrução cedido.
Ao Prof. Dr. Elliot Kitajima, da USP/ESALQ de Piracicaba, pelas informações e materiais didáticos cedidos e ensinamentos fundamentais transmitidos para o desenvolvimento deste trabalho.
À empresa Synthes, principalmente na pessoa da Sr.ª Luciana Gimenes, sempre muito solícita e contribuindo de maneira fundamental para este trabalho.
“Sucesso não é a chave para a felicidade; felicidade é a chave para o sucesso. Se você ama o que faz, você será bem sucedido.”
RESUMO
Introdução: Desde os primeiros registros de tratamento de fraturas faciais, notou-se, na história da humanidade, um processo contínuo e evolutivo sempre no sentido de aprimorar tanto as técnicas quanto a tecnologia empregada para melhoria dos resultados obtidos no referido tratamento. Atualmente, a técnica de escolha preferencial para tratamento das fraturas faciais é a fixação interna rígida com placas e parafusos confeccionados à base de titânio. Tais dispositivos estão sujeitos a uma série de esforços mecânicos, após sua implantação, que deverão suportar com a máxima resistência, mas mantendo certa maleabilidade que visa a permitir sua conformação e adaptação durante a implantação. Este trabalho teve como objetivo comparar dois materiais de fixação interna rígida utilizados em cirurgia bucomaxilofacial, sob o ponto de vista ultra-estrutural, dimensional e mecânico. Material e método: Foram empregadas três amostras de placas do sistema 2.0mm de cada empresa, sendo uma empresa nacional e outra importada. As amostras foram avaliadas por MEV e EDS para avaliação superficial e identificação de contaminantes. Após esta avaliação, submeteram-se todas as amostras a uma série de mensurações em submeteram-seis regiões diferentes. Por último, as amostras foram submetidas a um ensaio de flexão em quatro pontos. Resultados: Como resultado do exame pelo MEV e EDS, observou-se a presença de contaminantes, manchamentos e rebarbas. Na análise dimensional, obteve-se certo grau de variabilidade nas medidas entre as placas. Ao ensaio de flexão, pôde-se observar alguma discrepância entre as amostras. Conclusão: Constatou-se, pelo MEV e EDS, que a composição de ambas as placas era de titânio comercialmente puro, porém com algumas alterações de superfície. A análise dimensional demonstrou melhor padronização das placas importadas sobre as nacionais, assim como no ensaio mecânico.
Palavras-chave: Miniplaca. Titânio. Ensaio mecânico. Ensaio dimensional. MEV. EDS. Superfície. Contaminação superficial. Flexão.
ABSTRACT
Introduction: Since the first records that we have treatment for facial fractures, it was noted in the history of mankind a continuous process and always evolving to improve both the technique as the technology used to improve results in the treatment. Today the technique of choice for preferential treatment of facial fractures is the rigid internal fixation with plates and screws up the basis of titanium. Such devices are subject to a number of mechanical applications, after their deployment, which should bear with the highest resistance while maintaining certain flexibility in order to effect its conformation and adaptation during the deployment. This paper aims to compare the two materials used in rigid internal fixation surgery Bucomaxilofacial, from a microscopic, dimensional and mechanical. Material and method: We used three samples of the system boards 2.0mm of each company and is a national company and one imported. The samples were evaluated by SEM and EDS for assessment and identification of surface contaminants. After this analysis all samples submitted to a series of measurements in six different regions. Finally the samples subjected to a test of bending in four points. Results: As a result of the examination by SEM and EDS, we noticed the presence of contaminants, staining, and burrs. In dimensional analysis, had a degree of variability in measures between the plates. Bending to the test can be observed some discrepancy between samples. Conclusion: We observed that the scanning electron microscopy and EDS, the composition of both boards was commercially pure titanium but with some changes in the surface. The dimensional analysis showed a better standardization of imported on the national boards, as well as mechanical testing.
Keywords: Miniplate. Titanium. Mechanical testing. Dimensional testing. SEM. EDS. Surface. Surface contamination. Bending.
LISTA DE FIGURAS
Figura 1 – Apreensão com pinça na montagem do experimento ...33
Figura 2 – Disposição dos materiais para análise no MEV. Em destaque, área analisada...33
Figura 3 – Paquímetro eletrônico digital TESO com resolução de 0,01mm capacidade de 0,00 a 150mm, modelo DIGITCAL SI – Suíça, com calibrador de aço de 5”...34
Figura 4 – Paquímetro eletrônico digital MITUTOYO resolução 0,01mm, capacidade 0,00 a 200mm, modelo DIGIMATIC CALIPER – Japão, com calibrador de aço de 5”...34
Figura 5 – Micrômetro eletrônico digital MITUTOYO resolução 0,001 capacidade 0,000 a 25mm – Japão, com calibrador cerâmico de 25mm ...35
Figura 6 – Mesa de desempeno Mitutoyo ...35
Figura 7 – Placa estabilizada em uma barra de desempeno para medição do comprimento....36
Figura 8 – Detalhe do posicionamento dos roletes superiores sobre intermediário da placa e lateralmente aos dois furos centrais...38
Figura 9 – Disposição da placa sobre os roletes inferiores...38
Figura 10 – Vista geral do ensaio ...39
Figura 11 – Placa Synthes 2 – Aumento 20X MEV. Fotomicrografia. Vista do furo. Contaminantes ...41
Figura 12 – Placa Neoortho 1 – Aumento 30X MEV. Fotomicrografia. Vista geral do furo. Contaminantes (pontos mais claros)...41
Figura 13 – Placa Neoortho 3 – Aumento 500X MEV. Fotomicrografia. Contaminantes e cavaco de usinagem ...41
Figura 14 – Placa Synthes 3 – Aumento 500X MEV. Fotomicrografia. Contaminantes...41
Figura 15 – Placa Neoortho – 1800X MEV – EDS...43
Figura 16 – Placa Neoortho – 1000X MEV – EDS...44
Figura 17 – Placa Synthes – 2000X MEV – EDS ...45
Figura 18 – Placa Synthes – 1000X MEV – EDS ...46
Figura 19 – Placa Neoortho, vista após o ensaio de flexão ...50
LISTA DE TABELAS
Tabela 1 – Propriedades mecânicas das ligas...27
Tabela 2 – Propriedades mecânicas do titânio recomendado pela ASTM ...28
Tabela 3 – Composição dos quatro graus do titânio comercialmente puro...29
Tabela 4 – Medidas encontradas nas placas importadas ...47
Tabela 5 – Medidas encontradas nas placas nacionais...47
Tabela 6 – Análise estatística básica encontrada nas placas importadas...48
Tabela 7 – Análise estatística básica encontrada nas placas nacionais ...48
Tabela 8 – Variação da espessura na mesma amostra da importada ...48
Tabela 9 – Variação da espessura na mesma amostra da nacional...48
Tabela 10 – Resultados do ensaio de Flexão Neoortho...49
LISTA DE ESQUEMAS
Esquema 1 – Áreas das placas avaliadas dimensionalmente...36 Esquema 2 – Dispositivo preconizado pela ASTM para ensaio de flexão em quatro pontos ..37 Esquema 3 – Ilustração da curva formada para a determinação das propriedades de dobra das placas ...40
LISTA DE ILUSTRAÇÕES
Gráfico 1 – Resultados do ensaio de Flexão Neoortho ...49 Gráfico 2 – Resultados do ensaio de flexão Synthes...50
LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS
Å Ángstrom
AES Espectrometria de emissão atômica Al Alumínio
ASTM American Society for Testing Materials
ºC grau Celsius
CCDM Centro de Caracterização e Desenvolvimento de Materiais Co Cobalto
COPPE Centro de Ensino e Pesquisa em Engenharia – Instituto Alberto Luis Coimbra Cr Cromo
EDS Espectroscopia por Dispersão de Energia EDX Espectroscopia por Dispersão de Radiação X ESALQ Escola Superior de Agricultura Luis de Queiroz Fe Ferro
FGF Fator de crescimento fibroblasto g grama Il Interleucina INMETRO Instituto Nacional de Metrologia K Kelvin
m metro Mo Molibdênio mm milímetro
METALMAT Engenharia Metalúrgica e de Materiais MEV Microscopia Eletrônica de Varredura N Newton N Nitrogênio Nb Nóvio ng nanograma Ni Níquel Nm Newton metros nm nanômetro Nm² Newton metro quadrado O Oxigênio Pd Paládio rpm Rotações por minuto
rx Radiação X
s segundo Si Silício
SUS 316-L Liga de aço inoxidável cirúrgica Ta Tântalo Ti Titânio TGF Fator de crescimento tumoral TNF Fator de necrose tumoral
UFSCar Universidade Federal de São Carlos UFRJ Universidade Federal do Rio de Janeiro Unesp Universidade Estadual Paulista
USP Universidade de São Paulo V Vanádio W Tungstênio yr yard (jarda – 1 jarda = 91,4cm) Zr Zircônio LETRAS GREGAS
α – Fase da liga de titânio. β – Fase da liga de titânio.
SUMÁRIO
INTRODUÇÃO ...15
CAPÍTULO 1 PROPOSIÇÃO ...17
CAPÍTULO 2 REVISÃO DA LITERATURA ...18
2.1 O TITÂNIO E SUAS LIGAS...19
2.2 CORROSÃO ...19
2.3 CITOCOMPATIBILIDADE E GENOTOXICIDADE...21
2.4 LIBERAÇÃO IÔNICA E RESPOSTA ORGÂNICA...22
2.5 CONSIDERAÇÕES MECÂNICAS ...24
2.6 AVALIAÇÃO DE CONTAMINAÇÃO DE SUPERFÍCIE ...28
2.7 METODOLOGIA PARA AVALIAÇÃO DE PLACAS ...30
CAPÍTULO 3 MATERIAL E MÉTODO ...32
3.1 ANÁLISE ULTRAESTRUTURAL E ESPECTROSCOPIA POR DISPERSÃO DE ENERGIA (EDS) ...32
3.2 ANÁLISE MACROSCÓPICA ...34
3.3 ENSAIO MECÂNICO ...37
3.3.1 Ensaio de dobra da placa (flexão em 4 pontos) ...37
3.4 ANÁLISE DOS RESULTADOS ...39
CAPÍTULO 4 RESULTADOS ...41
4.1 ANÁLISE ULTRAESTRUTURAL...41
4.2 ANÁLISE ULTRA-ESTRUTURAL E ESPECTROSCOPIA POR DISPERSÃO DE ENERGIA (EDS) ...42
4.3 ANÁLISE MACROSCÓPICA (DIMENSIONAL) ...47
4.4 ENSAIO MECÂNICO ...48 4.4.1 Ensaio de flexão ...49 CAPÍTULO 5 DISCUSSÃO ...52 CONCLUSÃO...56 REFERÊNCIAS ...57 ANEXOS ...63
ANEXO A – ANEXO DE FIGURAS...63
INTRODUÇÃO
Os primeiros registros que temos de tratamento de fraturas faciais encontram-se no Papiro de Smith, que, possivelmente, fora escrito há cerca de 25 a 30 séculos antes de Cristo (DINGMAN; NATVIG, 1983). A partir dos conceitos estabelecidos por Hipócrates (460-375 a.C.) para tratamento das fraturas ósseas em humanos, constando de redução, contenção e imobilização, a humanidade vem tentando implementar o desenvolvimento de dispositivos, visando a otimizar seu desempenho e sua aplicabilidade para o tratamento das fraturas faciais. Tal afirmativa é referendada por Voggenreiter et al. (2003), quando cita que o desenho dos implantes para fixação óssea tem sido submetido a uma gradual evolução ao longo dos anos, e que os pesquisadores têm tentado facilitar a cicatrização e diminuir a taxa de complicação.
Dentre os métodos de tratamento das fraturas faciais, um dos mais utilizados é a fixação interna que implica simplesmente em colocação de amarrias, parafusos, placas, hastes, pinos e outros dispositivos aplicados diretamente aos ossos para ajudar na estabilização de uma fratura (MILORO et al., 2008). Pode ser divida em rígida, funcionalmente estável e não rígida. Como conceito, entende-se que fixação rígida “é qualquer forma de fixação aplicada diretamente aos ossos que seja resistente o bastante para prevenir movimentação fragmentar ao longo da fratura na utilização ativa da estrutura esqueletal” (ELLIS, 1993). Para este autor, qualquer tipo de fixação interna que fuja deste conceito deve ser encarado como fixação não rígida ou, no mínimo, funcionalmente estável.
Segundo Ellis (1993), é creditado a Buck, em 1847, o primeiro tratamento por fixação interna para fratura facial, utilizando uma amarria por “arame”. Ainda neste mesmo trabalho de revisão, o autor credita a Christiansen (1945) o primeiro a utilizar uma placa (de Tântalo) para fixação de fratura. Em 1968, Luhr inicia o conceito de fixação interna rígida e descarta o uso de bloqueios intermaxilares. Em 1973, Michelet relatara o uso de uma placa pequena, facilmente dobrável, não compressiva, aplicada transoralmente e com parafusos monocorticais para tratamento de fratura, dando início à época das miniplacas (ELLIS, 1993).
Associado a este fato, os sistemas de fixações para traumatologia e osteotomia faciais com placas e parafusos mudaram consideravelmente os prognósticos para as cirurgias bucomaxilofaciais e estes vêm sendo largamente estudados para o constante melhoramento de tais materiais e busca por novas tecnologias. Shubayev et al. (2004) mostraram que o sucesso da utilização do titânio intraósseos deve-se à sua capacidade de ficar permanentemente integrado com osso vitalizado, formando uma estrutura firme e matriz extracelular funcional
com proteoglicanas, glicoproteínas e moléculas aderidas (SHUBAYEV et al., 2004). Nos tratamentos de traumas e reconstruções faciais, as ligas de titânio demonstram baixo módulo de elasticidade e alta força mecânica; boa adaptação óssea; excelente biocompatibilidade e alta força de tensão (WEBER et al., 1990).
A existência de inúmeros produtos para fixação interna disponíveis para comercialização por diversos fabricantes, tanto nacional quanto importado, e a escassa literatura disponível sobre a avaliação científica de seu desempenho, aliado à Resolução do CFM 1804/2006, em seu Artigo 1, parágrafo único, que torna o cirurgião responsável por qualquer dispositivo implantado no paciente, justificando a realização do presente trabalho.
CAPÍTULO 1
PROPOSIÇÃO
O objetivo deste estudo foi avaliar, in vitro, dois sistemas de placas de titânio de 2mm utilizados para fixação interna rígida por meio de avaliação ultraestrutural dimensional e mecânica.
CAPÍTULO 2
REVISÃO DA LITERATURA
As primeiras próteses metálicas foram utilizadas para correções de grandes defeitos ósseos, porém, logo foram removidas pelo seu volume incômodo. Passou-se desenvolver e aprimorar as placas metálicas para segurar os enxertos ósseos, que eram utilizados em diferentes formatos pré-fabricados e necessidades de adaptações. Inicialmente, o uso de placas e parafusos de aço inoxidável foi aceito e inclusive defendido. A razão primária para a popularização do aço inoxidável foi devido à sua propriedade de ser facilmente adaptada na sala de cirurgia pelo cirurgião. O uso deste material foi decrescendo devido a alguns motivos, a ponto de ser desaconselhado a partir de 1986 pela AO (Associação Internacional para o Estudo da Fixação Interna) (PREIN et al., 1998). A principal desvantagem do aço em comparação com outros metais é o decréscimo de sua resistência com o tempo e de sua perda contínua de resistência à fadiga com a utilização. As informações de falhas devido à corrosão, que também são comuns, e ainda os relatos de tumores malignos no sítio desta placas em felinos, cães e humanos propugnaram para o desaconselhamento do uso deste material (COOK et al., 1987).
Além disso, os relatos de reações de hipersensibilidade tipo IV e a compulsoriedade de remoção das mesmas tão logo ocorra a cicatrização (BESSHO; IIZUKA, 1993), somados ao fato de, segundo Voggenreiter et al. (2003), 10% das mulheres e 2% dos homens relatarem hipersensibilidade ao níquel, o principal componente do aço, e que o cromo, também componente do aço, ser um conhecido causador de reações de hipersensibilidade, poderia ter sido apontado como um dos fatores que obrigaram maiores pesquisas nesta área e a introdução de novos materiais no sentido de substituir o aço.
Metais de implante têm sido selecionados baseando-se em alguns fatores: suas propriedades biomecânicas; experiência prévia no processamento, tratamento, usinagem e acabamento bem como para o acondicionamento para esterilização (SYKARAS et al., 2000). Segundo Jorgenson et al. (1999), dois requisitos básicos para a implantação de metais são biocompatibilidade e resistência à dissolução passiva. Willians (1986 apud DE CARVALHO; BASSI; PEREIRA, 2004) refere-se à biocompatibilidade como a habilidade de o material realizar com responsabilidade apropriada uma específica aplicação. Ou seja, um material será biocompatível quando for aplicado no sistema biológico, com um determinado objetivo, sem provocar efeitos tóxicos ou injúrias.
Para melhor compreensão deste capítulo, os trabalhos foram divididos em tópicos, segundo os assuntos principais a serem abordados.
2.1 O TITÂNIO E SUAS LIGAS
O titânio (Ti), número atômico 22 e massa atômica 47,9, é o nono elemento mais abundante na crosta da terra. O elemento que agora chamamos de titânio foi o primeiro identificado pelo Reverendo William Gregor (1761-1871), em 1790, sendo publicado seu achado na França e na Alemanha em 1791 (BRISTOW; CLEEVELY, 2005 apud VIEIRA, 2007).
Quando exposto no ar, o Ti forma imediatamente uma camada de óxido de titânio
(10-9s.), que alcança a espessura de 2 a 10nm em um segundo e provê resistência à corrosão. Por
conta dessa grande passividade, controle de espessura, rápida formação, habilidade de reparo de si mesmo quando danificado, resistência ao ataque químico, atividade catalisadora para um número de reações químicas e compatibilidade dos módulos de elasticidade entre o óxido de titânio e o osso, o Ti é o material de escolha para implantes endósseos (STEINEMANN, 1998; WIELAND et al., 1999; SYKARAS et al., 2000). Some-se a isto ainda o fato de o titânio, através da sua superfície, participar da ativação do sistema complemento imunológico e também ativo intrinsecamente à coagulação sanguínea. Ademais, ele é fortemente trombogênico quando contatado (VIEIRA, 2007).
2.2 CORROSÃO
A corrosão está associada ao problema de liberação de íons de materiais metálicos e que podem ser danosos ao organismo. O efeito protetor da camada passiva não só reduz as taxas de corrosão como também a liberação iônica. A camada passiva formada por TiO2
(óxido de titânio) em sua superfície, é responsável pelo comportamento satisfatório à corrosão do titânio puro (LOPES; GUTIÉRREZ; JIMÉNEZ, 2002).
Ainda segundo este autor, o comportamento da corrosão está fortemente ligado à formação da camada passiva. Com o propósito de estudar o comportamento da corrosão e principalmente a camada passiva em seu trabalho, ele experimenta três ligas de titânio sem o vanádio (Ti-7Nb-6Al; Ti-13Nb-13Zr; Ti 15Zr-4Nb) e conclui que as taxas de corrosão foram
muitos baixas comparadas às ligas convencionais, e que foram muito estáveis com o tempo, indicando um estado passivo. A camada passiva não mostrou potencial de quebra com a polarização anódica, demonstrando boa estabilidade.
Uma maneira de melhorar a resistência do titânio e suas ligas à corrosão e abrasão é a implantação iônica. Liu et al. (2006) demonstraram que a implantação iônica de nióbio na superfície da liga Ti-Al-Zr aumentou a microdureza e a resistência à corrosão e à abrasão. Outra maneira, proposta e comprovada por Jorgenson et al. (1999), seria a anodização das placas em titânio. Em seu estudo com implantação de titânio em peritônio de ratos, provou-se que as peças não anodizadas liberavam muito mais titânio aos tecidos adjacentes (2610-16786ng/g) que as anodizadas (888 – 5933 ng/g), concluindo que o tratamento de superfície por anodização reduz a dissolução passiva. Cita-se ainda que as placas correntemente utilizadas em cirurgia facial possuem uma camada passiva de 0,5-0,6nm de espessura e que a anodização incrementa a espessura para 40-60nm. Já Voggenreiter et al. (2003) relatam a formação da camada passiva de óxido de titânio (não anodizado) em 1Ǻ, estando ainda assim infinitamente inferior à camada formada no caso de anodização.
Em um estudo de materiais candidatos à aplicação para reprocessamento de combustível nuclear, onde a resistência à corrosão por ácido nítrico e presença de íons oxidantes como o cromo hexavalente, ferro tetravalente e plutônio hexavalente, são críticos, Kapoor et al. (2003) reforçam a tese de que a formação da camada passiva de óxido de titânio aderente à superfície protege o metal da solução corrosiva. Ele demonstra que o nióbio é completamente resistente ao acido nítrico em todas as concentrações em uma temperatura abaixo de 373K, e que, em concentrações de 70% de ácido nítrico, à temperatura de 523K, o índice de corrosão foi de apenas 0,025mm/yr. Já o Tântalo é inerte ao ácido nítrico em todas as concentrações e temperaturas.
O autor ainda relata que testes de corrosão de ligas de titânio alfa e alfa-beta em caldeiras para ácido nítrico indicaram que o aumento de alumínio e elementos beta ligantes (formadores de liga) diminui a resistência à corrosão, que Ta e Nb são fortes beta estabilizadores, entretanto, mostrando forte resistência ao ácido nítrico, melhor que o Titânio puro.
2.3 CITOCOMPATIBILIDADE E GENOTOXICIDADE
Segundo Rao et al. (1997), a alta citotoxicidade do V e a relação entre o Al e a doença senil de Alzheimer, fato também relatado por Okazari et al. (1998), vem demandando muitas pesquisas.
Segundo Lopes, Gutiérrez e Jiménez (2002), a despeito da reação tissular, o V tem sido classificado como um dos elementos do grupo tóxico. Por isso, com a possibilidade de liberação de íons de vanádio, torna-se essencial o desenvolvimento de ligas de Ti sem o V em sua composição, com satisfatórias propriedades mecânicas. Os autores ainda destacam que a necessidade de ligas de titânio se dá devido ao incremento de propriedades mecânicas do titânio ligado em relação ao titânio puro nos biomateriais, muito embora sua biocompatibilidade e liberação iônica sejam tidas como muito satisfatória. Tadei et al. (2004) relatam que o acúmulo de vanádio no organismo resulta, principalmente, na irritação do sistema respiratório. Entretanto, a absorção de alumínio pelo organismo pode ser tão prejudicial quanto a de vanádio e seu efeitos deletérios estão associados a desordens neurológicas, incluindo mal de Alzheimer e deficiência fosfórea no sangue e osso devido à combinação de íons de alumínio com fósforo inorgânico.
Rao et al. (1997) e Okazaki et al. (1998) pesquisaram a citocompatibilidade de novas ligas de titânio sem a presença de V e Al em comparação ao titânio grau 2 puro e a liga Ti-6Al-4V em razões de crescimento relativo celular de fibroblastos L929 e osteoclastosMC3T3-E1, provando em seus resultados uma citocompatibilidade muito maior que a liga Ti-6Al-4V. É importante ressaltar que as novas ligas estudadas são do tipo α+β, como Ti-6Al-4V. As ligas estudadas foram:
Ti-15Zr-4Nb-4Ta-0.2Pd-0.05N-0.2O e TI-15Sn-4Nb-2Ta-0.2Pd-0.2O
Em um trabalho para avaliação de citotoxicidade e genotoxicidade de materiais de fixação interna de fraturas implantados em ratos, Piozzi (2007), utilizando o teste do cometa para genotoxicidade e avaliação por microscopia de luz do fígado, rins e pulmões em período de 30, 90 e 180 dias, para citotoxicidade, concluiu não citotóxico e não genotóxico o material estudado, porém, ele não especifica a composição do material empregado.
Tadei et al. (2004) afirmam que biocompatibilidade de uma liga metálica está principalmente associada à sua resistência à corrosão e à toxicidade de seus produtos. Análises eletroquímicas confirmam o potencial dos elementos titânio, nióbio, tântalo e zircônio para o desenvolvimento de camadas passivas altamente protetoras, resultando em um potencial muito menor de interação eletroquímica que o observado na liga Ti-6Al-4V. Nióbio e zircônio exibem passividade ideal e não estão propensos à destruição da camada passiva, exibindo mínima taxa de dissolução.
2.4 LIBERAÇÃO IÔNICA E RESPOSTA ORGÂNICA
Alguns materiais sabidamente produzem resposta inflamatória e reações alérgicas, estando entre eles o titânio (MATHEW; FRAME, 1998; ZAFFE; BERTOLDI; CONSOLO, 2004). A liberação de íons componentes de implantações metálicas é observada na literatura (JORGENSON et al., 1999; MENINGAUD et al., 2001; ZAFFE; BERTOLDI; CONSOLO, 2003, 2004) e estes elementos podem difundir-se destes dispositivos e se acumular nos tecidos (ZAFFE; BERTOLDI; CONSOLO, 2004), e até em órgãos (JORGENSON et al., 1999; ZAFFE; BERTOLDI; CONSOLO, 2003). Zaffe, Bertoldi e Consolo (2003) e Jorgenson et al. (1999) relatam que o titânio pode ser encontrado em linfonodos de cães e de humanos, em órgãos como o fígado, pulmão, baço e em soro e urina.
Segundo Kim e Yeo (1997), o Al juntamente com o Co, Cr, Ni, Mo, são responsáveis por reações teciduais locais, estão relacionados com algum grau de citotoxicidade e constituem alguns dos freqüentes alergênicos do corpo humano. Fato é que Zaffe, Bertoldi e Consolo (2003, 2004), em seus estudos, mostraram que houve uma liberação iônica de titânio para os tecidos circunjacentes às placas retiradas de humanos em uma profundidade muito pequena, não mais que 300-500µm, sendo que sua maior concentração ficou em torno da profundidade de 100µm. Ao contrário, o alumínio fora encontrado nos tecidos conectivos e a uma distância de cerca de 1-2mm dos parafusos, compondo inclusive lamelas ósseas, sendo em maiores concentrações nas lamelas acelulares. Destacam ainda que, tendo o conhecimento que o osso humano está em constante remodelamento, não se calcula onde esse elemento pode parar após futuras e diversas remodelações ósseas. Infelizmente, não pode ser visto em seu trabalho a liberação tecidual do V, pois o primeiro pico (emissão Kα; 4.95 keV) do vanádio coincide com o segundo pico do titânio (emissão Kβ; 4.93 keV), o que é um limitador da técnica de EDS.
Em seu estudo, Theologie-Lygidakis et al. (2007) não encontraram sinais de titânio nos tecidos adjacentes às placas, porém, houve reação inflamatória em diversos graus e pigmentação tecidual que, segundo eles, tratava-se de proteínas e não titânio.
Em um estudo sobre corrosão em estresse de miniplacas em animais e humanos, Bessho e Iizuka (1993) demonstraram que o nível de titânio no pulmão, fígado, baço e rim, nos animais apresentava-se elevado. No caso do pulmão, estava 14 vezes maior; o fígado estava três vezes maior, e duas vezes maior no rim e no baço que o grupo controle. Ressalta-se que o estudo em animais foi implantado placas e parafusos em todos os animais, porém, o grupo dito controle não foi realizado a fratura cirúrgica. Zaffe, Bertoldi e Consolo (2003) consideram que o desprendimento de titânio provavelmente resulta do mecanismo de fricção causado por cargas e deslocamentos interfaciais inevitáveis das placas nas reconstruções dos maxilares. Jorgenson et al. (1999), em trabalho sobre dissolução passiva em ratos, fizeram questão de frisar que, para estudar a dissolução passiva, não pode haver carga e/ou estresse sobre as amostras. Um aspecto importante a se ressaltar encontra-se no trabalho de Mathew e Frame (2000), pois, quando falamos de estresse, referimo-nos aos micromovimentos realizados pela placa e seus parafusos, e não à falta de adaptação adequada da placa ao osso, o que geraria certo grau de estresse quando do aperto dos parafusos. Neste caso, eles mostraram que não haveria mudanças no grau de liberação iônica entre placas perfeitamente adaptadas e placas com adaptação sob estresse, porém, sem traço de fratura em ambas.
O fato anteriormente descrito, de que o titânio desprendido acumula-se ao redor do dispositivo, não justifica o aparecimento deste em locais distantes do seu desprendimento. Zaffe, Bertoldi e Consolo (2003), corroborando Jorgenson et al. (1999), expõem uma interessante teoria para justificar tal fato, acreditando que o gradiente de concentração observado no tecido fibroso que recobre os dispositivos de fixação está provavelmente ligado a uma forte drenagem de fluidos biológicos e à falta de afinidade do titânio por componentes teciduais, baseado no fato de os tecidos fibrosos circundantes ao dispositivo de titânio, apresentarem apenas traços de titânio e que alguns trabalhos comprovam aumento sistêmico do titânio. Os estudos confirmam que o titânio nas células sanguíneas dos tecidos fibrosos implicaria dupla inferência de titânio liberado e acumulado. Células contendo titânio poderiam: (1) contribuir para o enxágue dos tecidos circundantes dos dispositivos; (2) chegar a órgãos e implicar armazenamento e aspectos imunológicos, neste último caso, desde que os órgãos que acumulem titânio tenham tecido linfático, como linfonodos, ou se acumulem no baço.
Efeitos adversos do tipo reação de hipersensibilidade retardada e resposta imune mediada por células têm sido relatados após o uso de implantes metálicos. Voggenreiter et al. (2003) apresentam um trabalho que elucida o tipo de reação que acontece e as células envolvidas. O trabalho constou de uma análise de 21 placas de aço e 22 placas de titânio retiradas de humanos após o período de 7 a 240 meses, e foram analisados os tecidos circunjacentes por imunoistoquímica, microscopia eletrônica de transmissão e EDX. Em seus resultados e conclusões, acreditam demonstrar claramente a presença de uma reação tecidual e marcada inflamação nos tecidos de ambas as placas. Demonstram ainda que as placas de titânio produzam grande quantidade de partículas para os tecidos moles adjacentes o que, segundo os autores, prova que o titânio não é biologicamente inerte como se supunha. Nos pontos escurecidos nos tecidos ao redor das placas, mostra-se claramente uma reação imunológica acontecendo, com a presença de metalose. Relatam ainda que a presença de linfócito T após seis meses de cirurgia comprova que uma inflamação crônica tem continuado. O fato de ter encontrado células do tipo linfócito B, e estas estarem associadas a irritações cutâneas em ancoragem óssea percutânea com implantes de titânio, faz os autores afirmarem que se trata de uma resposta imunológica do tipo anticorpo. Ainda neste estudo, os autores comprovaram fagócitos em citoplasma de macrófagos. Este fagócito nada mais era que muitas partículas de titânio. Tal fato sugere que os macrófagos, quando fagocitam partículas de titânios, liberam uma série de mediadores químicos, que estimulam a reabsorção óssea e que, em última análise, poderiam ser responsáveis pela perda de ancoragem dos parafusos. Estes macrófagos podem liberar citocinas proinflamatórias como IL-1, IL-6 e TNFα, além de potentes estimuladores de fibroblastos como FGFβ e TGFβ. Heinemann et al. (2000) demonstraram que os osteoblastos humanos são capazes de fagocitar pequenas partículas de ligas de titânio, mas que elas não seriam tóxicas às células. Voggenreiter et al. (2003) relatam que células tipo osteblastos respondem a partículas de titânio com aumento de expressão da IL-6.
2.5 CONSIDERAÇÕES MECÂNICAS
O Ti é um metal que apresenta uma favorável combinação de elevada resistência mecânica e térmica, baixa massa específica e alta resistência à corrosão. É usado em
aplicações críticas, em que todas ou algumas dessas propriedades são necessárias. A principal contrapartida é o alto custo (TADEI et al., 2004; SILVA; SCHENEIDER; MOURA, 2006).
O titânio puro tem estrutura hexagonal (chamada α), que se transforma em β (cúbica de face centrada) acima de 882°C. A adição de elementos de liga pode mudar essa temperatura de transformação e, em vários casos, provocar a retenção da variedade β sob temperatura ambiente, resultando em ligas com ambas as variedades ou somente β. As ligas de Ti podem ser divididas em categorias baseadas nas fases presentes em suas microestruturas; os tipos de liga são: α, α+β e β (NIINOMI, 1998).
Para Silva, Scheneider e Moura (2006), essas categorias estão definidas em função da quantidade de estabilizador presente na composição da liga. Os elementos adicionados em ligas de Ti podem ser divididos em dois grupos: estabilizadores α e β. Os estabilizadores α são Al, O, N e C; os estabilizadores β classificam-se como isomorfos (Mo, V, Nb, Ta e W) e eutetódes (Fe, Cr, Si, Ni, Co, Cu e Mn).
• • • • • • •
Ligas tipo α: nome dado ao titânio comercialmente puro, podendo ter pequena proporção da variedade beta, dependendo da concentração de impurezas que estabilizam β, como o ferro. Não aceitam tratamento térmico, mas a adição de cobre permite o tratamento de envelhecimento.
Ligas tipo α-β: alguns elementos de liga (exemplos: ferro, cromo, molibdênio, vanádio) atuam como estabilizadores da variedade β e a adição dos mesmos produz ligas de média para alta resistência (600 a 1250 MPa). Podem ser tratadas mecânica e termicamente, resultando em ligas com propriedades adequadas para diversas aplicações.
Ligas tipo β: contêm proporções de elementos estabilizadores de β para formar ligas com apenas essa variedade. O trabalho a frio é mais fácil em relação às anteriores, podem receber tratamento térmico para elevadas resistências e a resistência à corrosão é melhor que a do metal comercialmente puro.
Alguns exemplos de ligas, de acordo com a resistência mecânica:
Baixa (500MPa): Ti cp.
Média (500-900MPa): Ti2,5%Cu.
Média-alta (900-1000MPa): Ti6%Al2%Sn4%Zr2%Mo. Alta (1000-1200MPa): Ti6%Al6%V2.5%Sn.
• Muito alta (>1200 MPa): Ti 10%V 2%Fe 3%Al.
Ligas de Ti do tipo β apresentam um número de vantagens sobre outros sistemas de ligas de Ti. Ao contrário das ligas α+β, as ligas β podem ser facilmente solubilizadas no campo β e envelhecidas, a fim de se obter uma dispersão uniforme de precipitados. Além disso, processos de deformação a frio ou a quente podem ser utilizados para modificar o comportamento de precipitação na fase β metaestável, resultando numa maior densidade de precipitados finos (SILVA; SCHENEIDER; MOURA, 2006).
Sabe-se que as propriedades mecânicas são fortemente relacionadas à microestrutura da liga, logo, é importante entender a relação existente entre elas, a fim de se processar ligas eficientes para cada aplicação. É necessário que as propriedades mecânicas sejam avaliadas antes que o material possa ser efetivamente utilizado. Tratamentos térmicos e processamentos mecânicos são métodos eficazes para controlar a microestrutura dessas ligas (NIINOMI, 1998).
Ressalta-se que um mesmo material pode apresentar diferentes valores para uma propriedade mecânica, de acordo com as condições de tratamento térmico e mecânicas impostas ao material. Silva, Scheneider e Moura (2006) citam como exemplo o comportamento observado na liga Ti-13Nb-13Zr (tipo β), da qual o módulo de elasticidade pode ser variado de 41 a 83GPa. Esse fenômeno ocorre devido à transformação de fase induzida pelo tratamento térmico ou mecânico. Portanto, é muito importante quantificar as características microestruturais das ligas metálicas, pois elas estão diretamente relacionadas com as propriedades mecânicas obtidas. Esse fato ocorre pois, dependendo da fase presente, ou até mesmo de sua quantidade, a liga apresentará um comportamento mecânico específico. No caso de ligas de titânio, há certa dificuldade em se quantificar suas microestruturas devido, principalmente, a dois fatores: i) complexidade da microestrutura e ii) limitação dos aparelhos de microestrutura utilizados.
Silva, Scheneider e Moura (2006) demonstraram em seu trabalho que, quanto maior a quantidade de estabilizador do tipo β e quanto maior a quantidade de fase β da liga, menor o módulo de elasticidade, o que seria desejável principalmente em aplicações biomédicas, onde o módulo de elasticidade do material deve ser o mais próximo possível do osso (40 GPa).
Segundo Tadei et al. (2004), o desenvolvimento de ligas específicas para aplicações em implantes deveu-se às preocupações concernentes à elevada citotoxicidade potencial dos elementos vanádio e alumínio contidos na liga Ti-6Al-4V. Outra meta a ser atendida seria a obtenção de ligas com baixo módulo de elasticidade, mais próximo ao do osso, e que
pudessem simular a ação de distribuição de tensão do osso no tecido adjacente. Experiências recentes indicam que transferências de carga insuficiente do implante para as áreas adjacentes podem resultar em reabsorção óssea e eventual afrouxamento da prótese. Essas pesquisas provocaram grande interesse na produção de biomateriais com baixo módulo de elasticidade, ficando estabelecido que as ligas de titânio ideais para aplicações ortopédicas deveriam ter baixo módulo de elasticidade, resistência à corrosão e nenhum potencial tóxico.
Dentre as ligas de titânio desenvolvidas recentemente, destaca-se a liga Ti-35Nb-7Zr-5Ta, por apresentar baixo módulo de elasticidade, alta resistência mecânica e superior biocompatibilidade (OKAZAKI et al. 1998; OKASAKI et al., 2004; TADEI et al., 2004).
Tabela 1 – Propriedades mecânicas das ligas
Ti Nb V Ti-6Al-7Nb Ti-6Al-4V ELi Ti-6Al-4V ELi704° tratamento Al
Tensile strength, Ultimate (MPa) 220 585 800 >=900 860 862 Tensile strength, Yield (MPa) 140 207 776 >=800 790 793
Elongation to break (%) 54 5 2 >=10 15 10
Modulus of Elasticity (GPa) 116 103 125,5 105-120 113,8 68
Poissons Ratio 0,34 0,38 0,36 0,342 0,35
Density (g/cc) 4,5 8,6 6,11 4,43 4.43 2
Fontes: MATWEB Material Property Data. Disponível em:
<http://www.matweb.com/Search/MaterialGroupSearch.aspx?GroupID=9>.
MSPC artigos e informações técnicas. Disponível em: <http://www.mspc.eng.br/quim1/quim1_041.asp>. Acesso em: 3 jan. 2009.
Para análise da Tabela 1, relataremos alguns conceitos técnicos em grande maioria descritos por Callister (1991), no sentido de melhor interpretá-las: ultimate tensile strenght é a força de tensão no momento da ruptura, ou seja, é a resistência máxima a fratura por tensão (tração); yield tensile strenght é a carga aplicada no momento que se inicia a deformação plástica; elongation to brake é o quanto o material alongou em porcentagem do original no momento da fratura.
O módulo de elasticidade ou módulo de Young é basicamente a tensão aplicada sobre a deformação obtida, até o ponto de escoamento, ou seja, cessando a carga, o material volta ao seu tamanho normal sem deformação permanente (CALLISTER, 1991).
Coeficiente Poisson é a razão entre a deformação transversal associada a uma deformação longitudinal na direção do esforço de tração.
A American Society for Testing and Materials (ASTM F-67, 2000) indica as propriedades mecânicas requeridas do quatro tipos de graduação do titânio comercialmente puro (Tabela 2).
Tabela 2 – Propriedades mecânicas do titânio recomendado pela ASTM Grau Tensile strenght Min. MPa Yield strenght 0,2% offset Min. MPa Yield strenght 0,2% offset Max. MPa Elongation in 50mm Min. % Bend test <1,8mm em espessura Bend test >1.8 < 4,75mm em espessura 1 240 170 310 24 3T 4T 2 345 275 450 20 4T 5T 3 450 380 550 18 4T 5T 4 550 483 655 15 5T 6T
Segundo a Associação Brasileira de Normas Técnicas a Resistência à dobra é o valor do momento de dobra na ruptura ou em um ponto de prova especificado (NBR ISO 9585, 1996).
Rigidez equivale à dobra. Rigidez da placa calculada a partir das dimensões de configuração do ensaio e da inclinação da porção linear da curva carga X deflexão está ligada com a geometria da placa e o material constituinte (NBR ISO 9585, 1996).
A rigidez em flexão é o quanto a amostra resiste quando sujeita a uma força de flexão em seu uso. Os fatores básicos que a determinam são espessura e módulo de elasticidade. O módulo de elasticidade depende da capacidade da camada convexa externa de estirar e da interna de comprimir (MOURAD, 2004). É importante ressaltar que, segundo Mourad (2004), a rigidez pode ser afetada pela densidade, pela espessura e pelo módulo de elasticidade.
O ponto de prova significa o momento em que deixaríamos de ter uma deformação elástica (escoamento) e teríamos uma deformação plástica.
2.6 AVALIAÇÃO DE CONTAMINAÇÃO DE SUPERFÍCIE
O critério de seleção de implantes e biomateriais anteriormente eram focados em propriedades mecânicas e estabilidades químicas, tais como resistência a corrosão. Recentemente tem-se reconhecido que propriedades de superfície em escala atômica também devem ser consideradas (KASEMO; LAUSMAA, 1988).
Vieira (2007) afirma que impurezas sobre a superfície dos implantes alteram a composição química e podem resultar na mudança da resposta dos tecidos e que, portanto, todos os implantes devem estar livres de contaminação sobre a superfície. Ele acrescenta que
a composição química, impurezas sobre a superfície, bem como a espessura e a estrutura da camada de óxido, irão contribuir para a melhora da biocompatibilidade dos implantes. Morra et al. (2003) dizem que, sob um ponto de vista básico do conhecimento da ciência de biomateriais, a interação material/tecido pode ser afetada pela topografia da superfície e pela química da superfície. Acrescentam ainda, que na maioria dos artigos, assume-se como única variável a topografia da superfície, esquecendo-se do fato de alguns artigos reportarem que a composição das superfícies seria amplamente variável.
Um exemplo do que poderia acontecer com as alterações das superfícies seria a corrosão por buracos. Ela tem uma ocorrência maior em ligas de alumínio, aço inoxidável e titânio. Os buracos começam a se formar em imperfeições do filme de óxido, devido à concentração de íons de cloro no local sem que seja deslocado o oxigênio. Observa-se ainda que os buracos sejam nucleados em pontos que contêm traços de ferro, sendo certo que a presença deste elemento estabelece uma diferença de potencial eletroquímico. Como consequência, as ligas de titânio para o emprego em implantes não devem conter ou possuir traços de ferro e durante sua fabricação e manipulação das peças, devendo-se evitar a contaminação da liga com este elemento (STEINEMANN, 1998).
Entretanto, Callister (1991) relata que nenhum elemento químico em metalurgia é 100% puro. Tal fato deve ser considerado como verdade, tendo em vista que a própria ASTM F 67-00 credita quatro graus de variações para o titânio chamado comercialmente puro, em que tal classificação ocorre devido à variação de alguns componentes (impurezas), implantadas no sentido de incrementar determinadas propriedades mecânicas (Tabela 3).
Tabela 3 – Composição dos quatro graus do titânio comercialmente puro
Grau I Grau II Grau III Grau IV
Nitrogênio 0,03 0,03 0,05 0,05 Carbono 0,08 0,08 0,08 0,08 Hidrogênio 0,015 0,015 0,015 0,015
Ferro 0,20 0,30 0,30 0,50
Oxigênio 0,18 0,25 0,35 0,40 Titânio Balance Balance Balance Balance
Fonte: ASTM F67-00.
Para Morra et al. (2003), a maioria dos elementos contaminantes pode ser originada nos procedimentos de lavagem e limpeza (magnésio, sódio, cálcio, cloro, fósforo), contatos com ferramentas (zinco), conservação ácida (nitrogênio e flúor), jateamento (alumínio). Destacam que o carbono é o contaminante mais comum e pode ser devido à adsorção de substâncias contendo carbono na atmosfera, ou por fluidos lubrificantes e óleos. Em seu
trabalho, na avaliação de 11 implantes com topografia de superfície maquinada (lisa), todos apresentavam contaminações. Concluem, portanto, que superfícies maquinadas, que obviamente são submetidas a um grande numero de trabalho de “maquinamento” e polimento, devem apresentar contato direto com ferramentas de máquinas e que contêm em média uma grande quantidade de carbono em consequência do contato com fluidos lubrificantes.
Segundo Neto e Del Pino (2007), uma das etapas do processo de limpeza dos implantes é a realização de banhos detergentes, para a eliminação do óleo utilizado no processo de torneamento. O processo de saponificação é conseguido através de hidrólise produzida a partir de óleos e gorduras (fontes de ácidos graxos) e de bases como o hidróxido de sódio (soda cáustica) e o hidróxido de potássio que, ao reagirem, realizam o processo de saponificação. O sal formado pela reação de saponificação possui característica básica, pois deriva de uma reação entre um ácido fraco e uma base forte. Por este motivo, não atuam muito bem em meios ácidos. Ainda segundo este autor, quando se deseja limpar uma superfície suja com auxílio de sabões, devemos utilizar uma água livre de sais, principalmente de sais de cálcio e magnésio, devido à perda do poder tensoativo. As reações entre os sais de cálcio e magnésio e o sabão podem dar origem a um sal insolúvel, impossibilitando a limpeza. A adição de sabões a água com sais de magnésio e cálcio (água Dura) favorece a uma reação de substituição de íons de sódio ou potássio dos sabões pelos íons cálcio e magnésio da água, e que, devido ao fato do sal formado ser insolúvel, obtemos a formação de precipitados (VIEIRA, 2007).
Outro processo a que os implantes são submetidos é o de esterilização. Ellingsen (1998) relatou que foi encontrado fosfato de cálcio em superfície de titânio após autoclavagem. Keller et al. (1990) relatam significantes alterações superficiais após esterilização dos implantes.
Vieira (2007) acredita que a presença dos elementos como o carbono, silício, enxofre, cloro e potássio seria um indicativo de que os implantes teriam sido submetidos a um banho ácido para limpeza da superfície e que não foram devidamente removidos. Ele relata ainda que a presença de silício e alumínio indicasse um processo de jateamento da superfície.
2.7 METODOLOGIA PARA AVALIAÇÃO DE PLACAS
Trivellato (2000) apresentou um interessante estudo para avaliação de placas e parafusos utilizados para fixação interna rígida do sistema 2mm de quatro empresas, sendo
duas nacionais e duas importadas, propondo uma análise dimensional, química, ultra-estrutural e mecânica entre elas. A avaliação dimensional era baseada em seis áreas medidas nas placas e os resultados analisados pela média e o desvio padrão. Como resultado, avaliou que havia uma padronização maior nas placas importadas do que nas nacionais. Ainda em seu estudo, avaliou a composição qualitativa das placas pelo EDS e concluiu que todas eram de titânio, mas suas graduações foram determinadas pela espectrometria de emissão atômica (AES).
A American Society for Testing and Materials, em sua ASTM F382-99 (2003), estabelece uma metodologia para o ensaio mecânico de placas ósseas metálicas. Entretanto, deixa claro que se trata de um teste para determinação intrínseca das propriedades estruturais das placas, medindo a rigidez em flexão, resistência à dobra e a rigidez equivalente à dobra. O método não intenciona definir níveis de desempenho para as placas, na medida em que não se dispõe de conhecimento suficiente para predizer as conseqüências do uso destas placas.
A Microscopia Eletrônica de Varredura (MEV) destina-se ao exame de superfície das amostras, utilizando, basicamente, elétrons secundários. Na MEV, é possível obter imagens, aproveitando-se os elétrons retroespalhados, com menor resolução e maior profundidade, principalmente objetivando discriminar regiões de diferentes elementos químicos, embora sem identificá-los. Já a espectroscopia por energia dispersiva (EDS) é realizada por um detector de energia dispersiva que detecta o Rx desprendido após a formação do elétron secundário e o converte em cargas elétricas e, quando processadas, identificam a energia do Rx e, consequentemente, os elementos químicos que os emitiram (MALISKA).
CAPÍTULO 3
MATERIAL E MÉTODO
Para o desenvolvimento deste estudo, foram utilizadas seis placas de titânio de 2mm utilizadas pela Cirurgia e Traumatologia Bucomaxilofacial, sendo três placas de titânio, do sistema 2mm retas com 20 furos (referência 447.020, lote 1586694 – Synthes, Suíça), e três placas de titânio, do sistema 2mm retas 16 furos (referência 922.010, lote 2749653, Neoortho – Brasil). Durante o delineamento experimental, as amostras foram analisadas por microscopia eletrônica de varredura, análise de espectroscopia por dispersão de energia (EDS), análise macroscópica e ensaio mecânico.
3.1 ANÁLISE ULTRAESTRUTURAL E ESPECTROSCOPIA POR DISPERSÃO DE ENERGIA (EDS)
As amostras foram submetidas à análise por microscopia eletrônica de varredura e análise de espectroscopia por dispersão de energia (EDS) no laboratório da METALMAT – COPPE, da Universidade Federal do Rio de Janeiro. Foi utilizado o microscópio eletrônico de varredura JEOL – JSM 6460 LV – Japão – e a EDS THERMO NORAN SYSTEM SIX 200 – Estados Unidos.
A análise por microscopia eletrônica de varredura avaliou os detalhes de acabamento, alterações morfológicas e contaminações estruturais. Os aumentos utilizados variaram de 10X até 5000X, dependendo do tamanho da partícula a ser estudada. A grande maioria das imagens foi feita utilizando-se elétrons secundários para determinar um manchamento ou uma contaminação. Uma vez constatado o fato de se tratar de contaminação, procurava-se identificar os elementos contaminantes através do EDS. A análise por espectroscopia por dispersão de energia procurou avaliar a composição química das amostras, bem como os elementos químicos contaminantes presentes em cada uma delas. Nas situações em que a técnica de EDS estabeleceu dúvidas, como, por exemplo, os picos de alguns elementos sobrepondo (o segundo pico do titânio podendo coincidir com o primeiro pico do vanádio), o resultado era descartado. Nesta análise, procurou-se demonstrar os elementos realmente presentes sem quantificá-los (KITAJIMA; LEITE, 1999, MALISKA), pois a espectroscopia por dispersão de energia o consegue qualificar os elementos com segurança, mas não os quantificar.
As amostras foram retiradas de suas embalagens originais somente no momento da análise, sendo manipuladas indiretamente através de pinças de titânio. As placas eram apreendidas pelo primeiro intermediário das extremidades e os dois primeiros intermediárias não eram analisados, para se evitar qualquer tipo de alteração induzida por erro de metodologia ou por manipulação no experimento (Figura 1).
Figura 1 – Apreensão com pinça na montagem do experimento
Foram utilizadas três placas de cada empresa, sendo duas analisadas de um lado e uma do outro, para que não ocorressem contaminações pela fita de carbono que fixava a placa na pastilha do microscópio e apenas as porções das placas que estavam circunscritas dentro da pastilha (stub) eram analisadas (Figura 2). Após estes detalhes, o microscópio foi ajustado para corrente de 20Kv, alto vácuo e procederam-se as avaliações.
3.2 ANÁLISE MACROSCÓPICA
Nesta avaliação, foram medidas três placas de titânio de 2mm de cada empresa, sendo realizado no laboratório de Metrologia da Marinha do Brasil na Base Aérea Naval de São Pedro da Aldeia, no Rio de Janeiro, laboratório este credenciado e recomendado pelo INMETRO, inclusive para calibração de instrumentos para análise dimensional.
Foram utilizados para realização das medidas dois paquímetros e um micrômetro, cada qual específico para um determinado tipo de mensuração (Figuras 3, 4 e 5).
Figura 3 – Paquímetro eletrônico digital TESO com resolução de 0,01mm capacidade de 0,00 a 150mm, modelo
DIGITCAL SI – Suíça, com calibrador de aço de 5”
Figura 4 – Paquímetro eletrônico digital MITUTOYO resolução 0,01mm, capacidade 0,00 a 200mm, modelo
Figura 5 – Micrômetro eletrônico digital MITUTOYO resolução 0,001 capacidade 0,000 a 25mm – Japão, com
calibrador cerâmico de 25mm
O trabalho foi realizado sobre uma mesa de desempeno em granito da marca MITUTOYO (Japão), perfeitamente nivelada, destinada especificamente para este fim, em uma sala com controle de temperatura e medição constante, sendo mantida fixa em 20,2°C não podendo ultrapassar a 21°C, pois poderiam ocorrer alterações dimensionais por expansão térmica (Figura 6).
Figura 6 – Mesa de desempeno Mitutoyo
As amostras foram colocadas sobre mesa de desempeno, juntamente com todos os instrumentos de mensuração e calibração para equalizar a temperatura ao ambiente, por um período de aproximadamente de 30 minutos. A cada mensuração, o instrumento era novamente calibrado, para se evitarem erros de mensuração.
As mensurações eram sempre avaliadas pelo mesmo operador, experiente neste tipo de trabalho, e estreitamente supervisionada por uma segunda pessoa, para validação das medidas. Um resultado para ser validado teria que se repetir por pelo menos três vezes e ser aceito pelas duas pessoas envolvidas no experimento.
No caso das placas, a medida do comprimento necessita de um cuidado adicional, colocando-a sobre uma barra de desempeno, nivelada e reta. Esta era fixada à barra com uma prensa, utilizando suave pressão, o que tornava a placa reta, eliminando possíveis empenos que poderiam alterar a medida do seu comprimento (Figura 7).
Figura 7 – Placa estabilizada em uma barra de desempeno para medição do comprimento
Esta metodologia empregada para avaliações das mensurações nestas regiões das placas de titânio de 2mm foi a mesma adotada por Trivellato et al. (2000), conforme o Esquema 1.
Esquema 1 – Áreas das placas avaliadas dimensionalmente
3.3 ENSAIO MECÂNICO
3.3.1 Ensaio de dobra da placa (flexão em 4 pontos)
Os ensaios de dobra da placa foram realizados no centro de caracterização e desenvolvimento de materiais da UFSCar/UNESP, em São Carlos, SP. Este teste é válido para determinar valores para a resposta mecânica de placas ósseas a um tipo específico de carga de dobra. O ensaio foi realizado segundo normas da ASTM F 382-99, em seu Anexo A. A placa foi apoiada sobre os roletes inferiores dos dispositivos, de tal modo que sua face que estaria em contato com o osso estivesse voltada para os roletes que aplicarão a carga. Como se tratava de placas simétricas, os dois orifícios centrais de cada placa ficavam entre os roletes de carga. Foi assegurado que nenhuma parte dos rolos internos estivesse em contato com orifícios da placa. As placas foram posicionadas de tal forma que se apresentavam perpendiculares à direção da carga. Esquematicamente, o ensaio desenvolveu-se da seguinte maneira:
Esquema 2 – Dispositivo preconizado pela ASTM para ensaio de flexão em quatro pontos
Figura 8 – Detalhe do posicionamento dos roletes superiores sobre intermediário da placa e lateralmente aos
dois furos centrais
Figura 9 – Disposição da placa sobre os roletes inferiores
Deve-se ressaltar ainda que a parte da placa em contato com os roletes inferiores deve ser um intermediário e não pode ter contatos com furos da mesma. Uma visão geral do ensaio pode ser observada na Figura 10.
Figura 10 – Vista geral do ensaio
No experimento, foram obtidas seis amostras a partir de três placas retas de 2mm de cada empresa, sendo três placas com 20 furos (Synthes) e três placas com 16 furos (Neoortho). As placas foram cortadas ao meio com um alicate de corte fornecido pelos fabricantes e numeradas sequencialmente. Os parâmetros utilizados no ensaio encontram-se no Quadro 1.
Quadro 1 – Sinopse do ensaio de flexão de ambas as empresas.
Synthes Neoortho
Equipamento do ensaio EMIC DL 10000 EMIC DL 10000
Velocidade do ensaio 5mm/min 5mm/min
Temperatura 22°C 22°C
Distancia entre roletes inferiores e superiores – h- 12mm 13mm Distancia entre roletes superiores – a- 12mm 13mm
3.4 ANÁLISE DOS RESULTADOS
À medida que se aplica a carga e a deflexão da placa vai ocorrendo, uma curva carga
Esquema 3 – Ilustração da curva formada para a determinação das propriedades de dobra das placas
Calcula-se a rigidez em flexão (K) pela inclinação por uma linha reta, que melhor se ajusta, passando através da porção linear inicial da curva (linha O-m).
A rigidez equivalente à dobra (Ele) é dada pela equação:
Ele = (2h+3ª)Kh² 12
Onde: K = Rigidez em flexão;
a = distância entre os roletes superiores;
h = distância entre os roletes inferiores e superiores.
O deslocamento 2% é dado pela fórmula: q = 0,002. a.
Na curva, o deslocamento é dado pela distância O-B. Então, traça-se uma linha B-C paralela à linha O-m. Localize o ponto de prova (P) que corresponda a ponto de intersecção da linha B-C com a curva.
O cálculo da resistência à dobra (R) é dado pela expressão: R = (Ph)
2 Onde:
R = resistência à dobra; P = ponto de prova;
CAPÍTULO 4
RESULTADOS
4.1 ANÁLISE ULTRAESTRUTURAL
As amostras foram identificadas e analisadas dentro das regiões em que estariam livres de deformações e/ou contaminações que pudessem ter sido causadas pela montagem do experimento. Observou-se que ambas as empresas apresentaram algumas alterações em sua superfície, como contaminantes superficiais, manchamentos, rebarbas e cavacos de usinagem, conforme as Figuras 11, 12, 13 e 14.
Figura 11 – Placa Synthes 2 – Aumento 20X MEV. Figura 12 – Placa Neoortho 1 – Aumento 30X MEV. Fotomicrografia. Vista do furo. Fotomicrografia. Vista geral do furo. Contaminantes Contaminantes (pontos mais claros)
Figura 13 – Placa Neoortho 3 – Aumento 500X Figura 14 – Placa Synthes 3 – Aumento 500X MEV.
MEV. Fotomicrografia. Contaminantes e cavaco Fotomicrografia. Contaminantes de usinagem
4.2 ANÁLISE ULTRA-ESTRUTURAL E ESPECTROSCOPIA POR DISPERSÃO DE ENERGIA (EDS)
Após análise ultraestrutural e EDS, que tinham como objetivo determinar qualitativamente os componentes das amostras, ficou comprovado que as placas de ambas as empresas eram compostas de titânio puro. Outro resultado desta análise foi identificar os contaminantes encontrados nas amostras das placas. Para esta avaliação, os elétrons retroespalhados foram fundamentais, principalmente na diferenciação dos contaminantes. Nas placas nacionais, foram encontrados em suas amostras: sódio, fósforo, enxofre, potássio, cloro, carbono, nitrogênio, alumínio, silício e cálcio, e nas amostras de placas importadas foram: carbono, magnésio, alumínio, silício, enxofre, cálcio, ferro, zinco, fósforo, potássio, níquel e nitrogênio, conforme as Figuras 15, 16, 17 e 18.
4.3 ANÁLISE MACROSCÓPICA (DIMENSIONAL)
Foram avaliadas três amostras de placas de titânio 2mm de cada empresa, seguindo o protocolo de mensuração demonstrado pelo Esquema 1, sendo avaliados a média, a mediana e o desvio padrão das amostras.
Na comparação dos desvios padrões entre as medidas das placas, observa-se uma melhor padronização das placas de titânio, do sistema 2.0mm retas com 20 furos (Synthes – Suíça), do que as placas de titânio, do sistema 2mm retas 16 furos de comprimento (Neoortho – Curitiba, PR, Brasil).
Os dados relativos às analises dimensionais são apresentados nas Tabelas 4 e 5.
Tabela 4 – Medidas encontradas nas placas importadas
Medida Amostra 1 Amostra 2 Amostra 3
I 2,09 2,09 2,09 II 4,983 4,980 4,984 III 3,91 3,93 3,97 IV 118,96 118,98 118,92 V 1,98 1,98 1,98 VI Extremidade 1,018 1,021 1,030 VI Meio 1,021 1,022 1,032 VI extremidade 1,016 1,019 1,030
Tabela 5 – Medidas encontradas nas placas nacionais.
Medida Amostra 1 Amostra 2 Amostra 3
I 1,84 1,84 1,92 II 4,405 4,430 4,480 III 4,34 4,28 4,28 IV 100,34 100,36 100,42 V 2,12 2,08 2,08 VI Extremidade 0,980 0,992 1,006 VI Meio 1,040 0,995 1,008 VI extremidade 0,982 0,992 1,008
Observou-se que a medida VI das placas apresentou uma variação composta de três subdivisões, mostrando uma variação das medidas nas diversas partes da mesma amostra. Sendo assim, foram definidas duas extremidades das placas e no seu meio para fazer as mensurações. Baseado nos valores absolutos das mensurações, obtiveram-se os seguintes resultados estatísticos, expressos nas Tabelas 6 e 7.
Tabela 6 – Análise estatística básica encontrada nas placas importadas
Mediana Média Desvio padrão
Medida I 2,0900 2,090000 0,000000 Medida II 4,9830 4,982333 0,002081 Medida III 3,9300 3,936667 0,030550 Medida IV 118,9600 118,9533 0,030550 Medida V 1,9800 1,980000 0,000000 Medida VI 1 1,021 1,230000 0,006244 Medida VI 2 1,022 1,250000 0,006082 Medida VI 3 1,019 1,021667 0,007371
Tabela 7 – Análise estatística básica encontrada nas placas nacionais
Mediana Média Desvio Padrão
Medida I 1,8400 1,866667 0,046188 Medida II 4,430 4,438333 0,038188 Medida III 4,280 4,30000 0,034641 Medida IV 100,36 100,3733 0,041633 Medida V 2,08 2,093333 0,023094 Medida VI 1 0,992 0,992667 0,013012 Medida VI 2 1,008 1,014333 0,023158 Medida VI 3 0,992 0,994000 0,013114
As avaliações da espessura da placas foram as que mostraram maior dificuldade em sua aferição, pois foram avaliadas três regiões diferentes em cada placa. Observou-se que as amostras importadas variaram um pouco menos que as amostras nacionais, conforme Tabelas 8 e 9.
Tabela 8 – Variação da espessura na mesma amostra da importada
Placa Synthes Mediana Média Desvio padrão
Amostra 1 1,0180 1,018333 0,002516
Amostra 2 1,0300 1,030667 0,001154
Amostra 3 1,0210 1,020667 0,001527
Tabela 9 – Variação da espessura na mesma amostra da nacional
Placa Neoortho Mediana Média Desvio padrão
Amostra 1 0,9820 1,000667 0,034078
Amostra 2 0,9920 0,993000 0,001732
Amostra 3 1,0080 1,007333 0,001154
4.4 ENSAIO MECÂNICO
Os ensaios mecânicos foram realizados no centro de caracterização e desenvolvimento de materiais da UFSCar/UNESP em São Carlos, SP, sendo que os resultados foram certificados por este órgão da seguinte forma:
Ensaio de flexão de placa Synthes MET 08-001149 Ensaio de flexão de placa Neoortho MET 08-001148.
4.4.1 Ensaio de flexão
Analisando o comportamento das amostras por meio do desvio padrão, verificamos que houve uniformidade das amostras. No primeiro critério de análise, a rigidez em flexão (K) obteve um desempenho superior do importado sobre o nacional (21880,78N/m contra 12702,98N/m). O segundo item analisado foi a rigidez equivalente à dobra (Ele) e o desempenho do material importado foi praticamente igual ao do nacional (0,016Nm² contra 0,012Nm²). Para avaliação de resistência à dobra, o importado foi superior ao nacional com um desempenho de (37,726N contra 16,628N) e, no deslocamento, as placas nacionais mostraram superioridade ao importado.
Foram obtidos os seguintes resultados, demonstrados nas Tabelas 10 e 11, Gráficos 1 e 2 e Figuras 19 e 20.
Tabela 10 – Resultados do ensaio de Flexão Neoortho
Amostra (N/m) K (N/m²) Ele (m) q (N) P (N/m) R Neoortho 1 12987,7 0,01 0,000026 17,51 0,11 Neoortho 2 12464,6 0,01 0,000026 19,51 0,13 Neoortho 3 13917,6 0,01 0,000026 20,67 0,13 Neoortho 4 11359,7 0,01 0,000026 11,13 0,07 Neoortho 5 13694,8 0,01 0,000026 15,64 0,10 Neoortho 6 11793,4 0,01 0,000026 15,30 0,10 Média 12702,98 0,012 0,000026 16,628 0,108 Desvio padrão 1022,61 0,001 --- 3,417 0,022
Figura 19 – Placa Neoortho, vista após o ensaio de flexão Tabela 11 – Resultado do ensaio de flexão Synthes
Amostra (N/m) K (N/m²) Ele (m) q (N) P (N/m) R Synthes 1 21682,5 0,02 0,000024 37,10 0,22 Synthes 2 21398,9 0,02 0,000024 38,48 0,23 Synthes 3 21995,3 0,02 0,000024 38,56 0,23 Synthes 4 22226,3 0,02 0,000024 38,91 0,23 Synthes 5 21866,4 0,02 0,000024 36,58 0,22 Synthes 6 22115,4 0,02 0,000024 36,73 0,22 Média 21880,78 0,016 0,000024 37,726 0,226 Desvio padrão 303,09 0,000 --- 1,037 0,006
