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Biomateriais em Artroplastia de Quadril:

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1. Luiz Sérgio Marcelino Gomes - Mestre e Doutor em Ortopedia pela Faculdade de Medicina de Ribeirão Preto da U.S.P. - Chefe do Serviço de Cirurgia e Reabilitação…
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  • 1. Luiz Sérgio Marcelino Gomes - Mestre e Doutor em Ortopedia pela Faculdade de Medicina de Ribeirão Preto da U.S.P. - Chefe do Serviço de Cirurgia e Reabilitação Ortopédico-Traumatológica de Batatais (SECROT-SP) - Chefe do Grupo de Quadril do Hospital e Maternidade Celso Pierro – PUC-Campinas (SP) I. INTRODUÇÃO II. BIOMATERIAIS UTILIZADOS EM SUBSTITUIÇÕES ARTICULARES PROTÉTICAS A. Propriedades Mecânicas 1. Conceitos Gerais 2. Propriedades Mecânicas e Modelo Protético 3. Avaliação Experimental dos Esforços Periprotéticos. B. Estrutura e Composição 1. Materiais Metálicos : a) Aço Inoxidável b) Ligas de Cromo-Cobalto c) Ligas de Titânio d) Tântalo e outros materiais Metálicos 2. Materiais Poliméricos: a) Polietileno de Peso Molecular Ultra-alto b) Polimetacrilato de Metila (PMMA) 3. Materiais Cerâmicos 4. Compósitos C. Propriedades Tribológicas dos Implantes Protéticos II. RESPOSTA ORGÂNICA AOS BIOMATERIAIS I. INTRODUÇÃO Considera-se como Biomaterial toda substância (à exceção de drogas) ou combinação de substâncias, de origem sintética ou natural, que durante um período de tempo indeterminado é empregada como um todo, ou parte integrante de um sistema para tratamento, ampliação ou substituição de quaisquer tecidos, órgãos ou funções corporais 1 . De uma forma mais ampla, como a sugerida por Park 2 , os biomateriais podem ser entendidos como tudo aquilo que de modo contínuo ou intermitente, entra em contato com fluidos corpóreos, mesmo que esteja localizado fora do organismo. Quanto à sua interação com os tecidos adja- centes, podemos distinguir os materiais biotoleráveis como os que provocam uma reação orgânica de encapsulamento fibroso, onde pode se notar a presença de numerosos macrófagos e células fagocitárias, que dominam o quadro histológico; os bioinertes que têm uma interação biológica mínima com os tecidos adjacentes e assim a presença do encapsulamento fibroso é, muitas vezes, bastante reduzida; os materiais bioativos que interagem ativamente com o organismo incorporando-se aos tecidos adjacentes sem a formação de membrana de interface, através de verdadeiras ligações químicas; e os materiais bioabsorvíveis ou reabsorvíveis que, após um tempo variável em serviço, são degradados, solubilizados ou fagocitados pelo organismo. Especificamente na área ortopédica, os biomateriais foram responsáveis pelo grande avanço na cirurgia reconstrutora das articulações. Se considerar- mos a substituição articular protética do quadril, os implantes utilizados neste procedimento devem supor- tar os esforços oriundos da contração muscular, de forças inerciais, do suporte de carga estática e cíclica e ainda resistir ao desgaste das diversas interfaces, assim como não devem provocar reações adversas ao organismo 3-5 . Porém não há até o momento um material que atenda, simultaneamente, a todas as exigências mecânicas, metalúrgicas, funcionais e biológicas necessárias para um implante protético perfeito. Cada biomaterial apresenta uma combinação de propriedades particulares, determinadas por sua estrutura, composição e processamento, benéficas em algumas situações, porém com possíveis limitações em outras condições específicas. Estas limitações torna- ram-se patentes com a realização da artroplastia em pacientes mais jovens, nos quais as situações de maior solicitação funcional e maior tempo em serviço dos implantes são requeridas. A evolução tecnológica, desde a década de 60, permitiu a introdução de novos materiais e modelos protéticos, que aliados aos refinamentos da técnica cirúrgica buscavam maior longevidade da reconstrução articular protética. Embora grandes progressos tenham sido observados, como os conceitos de fixação bioló- gica e de superfícies articulares alternativas, muitas inovações, longe de representar avanços, resultaram em falhas precoces e resultados desalentadores. Tais insucessos foram ocasionados, em grande parte, pela não compreensão da cinemática e da biomecânica articular, assim como pelo restrito conhecimento dos mecanismos de falhas in vivo dos implantes e de suas implicações na concepção e utilização racional de novos modelos protéticos e biomateriais. Biomateriais em Artroplastia de Quadril: Propriedades, Estrutura e Composição CAPÍTULO 13
  • 2. II. BIOMATERIAIS UTILIZADOS EM SUBSTITUIÇÕES ARTICULARES PROTÉTICAS A utilização de novos biomateriais permitiu a introdução de novos conceitos e designs em subs- tituições articulares protéticas, procurando adequar as propriedades dos materiais às solicitações in vivo. Os biomateriais mais frequentemente utilizados em recons- truções osteoarticulares podem ser agrupados em: metálicos, poliméricos, cerâmicos e compósitos. A opção por um determinado tipo de material é feita de acordo com sua resistência à corrosão e bio- compatibilidade, propriedades mecânicas e metalúr- gicas assim como pelo comportamento do material durante o processamento e uso, custo e disponibili- dade. De grande importância são as propriedades me- cânicas, representadas principalmente pela resistência (Tensão de Escoamento, Tensão Máxima, Tensão de Ruptura), ductilidade, rigidez, tenacidade, dureza, fluência e fadiga 6 . Embora estes termos da ciência dos materiais sejam de uso diário dos engenheiros, sua aplicação cada vez mais freqüente no design e na avaliação de falhas dos implantes, resultou na neces- sidade de compreensão de alguns conceitos mecâ- nicos básicos por parte dos médicos e outros profis- sionais que se dedicam a esta área do conhecimento. A. PROPRIEDADES MECÂNICAS A1. Conceitos Gerais As forças externas, que agem sobre os implantes e tecidos adjacentes, podem ser aplicadas perpendicularmente à estrutura (forças normais) ocasionando seu alongamento (força de tração) ou sua compactação (força de compressão). Essas duas forças tendem a alterar o volume do corpo, enquanto a força que age tangencialmente à superfície (força de cisalhamento ou força cortante) tende a alterar sua forma. Observe-se que quando um determinado esforço é aplicado a um corpo, os três componentes estão presentes simultaneamente e, em qualquer ponto deste corpo, a tração e compressão são máximas em planos perpendiculares ou ortogonais (esforços principais). No mesmo ponto, a força cortante ou de cisalhamento é nula na direção dos esforços principais e máxima em um plano situado a 45 º destes planos ortogonais (Fig.13.1A-E). À alteração de volume gerada pelo movimento molecular em resposta às forças normais (tração e compressão) e pelo deslizamento molecular que altera a forma (cisalhamento), chamamos de deformação. A deformação (ε ou strain) é o deslocamento relativo de um ponto no material, por unidade de comprimento, e pode ser expressa em partes por milhão (micro- deformação, microstrain ou µε), ou valores percentuais, em que ε = Δℓ/ℓ .100 , onde ℓ é o comprimento inicial do corpo e Δℓ sua variação após a aplicação do esforço 6,7 . Para um corpo submetido a uma força normal, o quociente entre a deformação em direção per- pendicular à deformação longitudinal é chamado Coeficiente de Poisson que pode, para diferentes materiais, apresentar valores entre 0 (material totalmente compressível) e 0.5 (material não com- pressível, que apresenta volume constante durante a deformação). Valores maiores que 0.5 implicam na expansão de volume durante a deformação 8 . Para se comparar corpos de diferentes áreas de secção, introduz-se a grandeza Tensão (δ) como sendo a força aplicada (F) por unidade de área (A), ou seja, δ= F/A. A tensão (δ) é dada em Pascal (Pa= 1N/m 2 ), ou seus múltiplos, kPa (kilo Pascal: 10 3 Pa), MPa (Mega Pascal:10 6 Pa) ou GPa (Giga Pascal: 10 9 Pa). Um erro comum é a tradução de tension da língua inglesa por tensão, quando o correto seria tração. O termo tensão (equivalente a Stress na língua Inglesa e representado por δ) se refere à força aplicada em uma determinada área. As propriedades mecânicas dos materiais podem ser entendidas a partir do diagrama tensão- deformação como o observado na figura 13.2, que apresenta em abscissa a deformação relativa ε sofrida por um material (hipotético) quando submetido a uma determinada tensão δ. Do ponto de origem do gráfico (0) até o ponto A existe proporcionalidade entre a tensão e a deformação relativa, de modo que ao retirarmos a força aplicada o corpo retorna ao seu estado inicial indicando uma deformação reversível, na qual os átomos constituintes do material mantêm sua posição relativa (deformação elástica). Nesta região, chamada região elástica, a proporcionalidade entre tensão e deformação, permite a aplicação da equação da reta e assim teremos δ = K. ε, ou seja, a tensão é proporcional à deformação. Conhecida como Lei de Hooke, K representa uma constante de proporcio- nalidade denominada Módulo de Elasticidade (E) ou Módulo de Young.Atente que K=E=δ/ε, ou seja, o mó- dulo de elasticidade é numericamente igual ao quociente entre a tensão aplicada e a deformação Fig.13.1- Alterações na estrutura de um corpo (A) quando submetido à força de compressão (B), de tração (C) e cisalhamento (D). As forças normais (tração e compressão) são máximas em planos ortogonais (esforços principais), enquanto a força cortante é nula nestes planos, e máxima em um plano situado a 45º dos esforços principais (E). T:tração, C:compressão e Ci: Cisalhamento
  • 3. resultante e assim, quanto menos um material se deforma quando submetido a uma determinada tensão na zona elástica, maior será seu módulo de elasti- cidade. O ângulo Ө representa o grau de inclinação da reta na zona elástica e assim a sua tangente será numericamente igual ao Módulo de Elasticidade, ou seja TgӨ = E=δ/ε. É possível fazer um paralelo entre módulo de elasticidade e rigidez do material, observando, porém que este último conceito é definido em relação à deformação absoluta frente a uma força F e, portanto varia com o design do material. Considerada esta observação podemos dizer que, para corpos de mesma geometria, quanto mais rígido o material (menor deformação), maior será seu módulo de elasticidade. Observe que o módulo de elasticidade não interfere na resistência à ruptura do material, e assim o baixo módulo de elasticidade de um material pode coexistir com uma elevada tensão de ruptura (ex. titânio) ou o inverso, como o aço inoxidável. O valor do módulo de elasticidade pode variar dentro de um mesmo material em função de sua estrutura, como nos materiais Anisotrópicos em que as propriedades são diferentes em todas as direções, em qualquer ponto. Porém alguns materiais podem apresentar simetria em relação a planos ortogonais e, de acordo com o número de planos necessários para o estabelecimento desta simetria podem-se reconhecer os materiais ortotrópicos ou ainda transversalmente isotrópicos. Este artifício é bastante conveniente, pois permite matematicamente uma diminuição no número de constantes independentes em simulações mecâ- nicas por elementos finitos, uma vez que a maioria das estruturas biológicas tem um comportamento ortotró- pico ou isotrópico transversal 6 . Os materiais metálicos geralmente apre- sentam módulo de elasticidade constante mediante a aplicação de tensões crescentes. Contudo muitos materiais podem apresentar uma relação não linear com a tensão, como os materiais biológicos (tendões e ligamentos) que se tornam mais rígidos à medida que são progressivamente deformados. Na zona elástica, a área sob a curva corres- ponde numericamente à energia absorvida pelo mate- rial durante o carregamento, e é chamada Resiliência. Desta forma, para materiais submetidos à mesma deformação, quanto maior seu módulo de elasticidade (maior inclinação da reta ou o ângulo Ө), maior será a energia absorvida pelo material. A relação entre Módulo de Elasticidade e energia absorvida pelo material é importante, pois influencia a transmissão dos esforços até os tecidos adjacentes ao implante 6 . Para implantes de mesmo design, aquele constituído por um material de maior módulo de elasticidade será mais resiliente e assim irá restringir a magnitude das tensões transmitidas ao osso adjacente. Este fenômeno de diminuição dos esforços transmitidos ao tecido ósseo, como a decorrente da presença de um implante, denomina-se blindagem (stress shielding na língua inglesa), e assim pode resultar na reabsorção óssea adaptativa. Ainda na Figura 13.2 observamos que a partir do ponto A, se a tensão é removida, o material não retorna ao seu estado original, indicando assim que houve deformação definitiva (ou plástica), resultado de um deslocamento permanente dos átomos que constituem o material 7 . O ponto B delimita, portanto, a região na qual o material sofre deformação permanente e é chamado de ponto de escoamento. A tensão associada a este ponto, chamada tensão de escoa- mento,representa a capacidade do material resistir à deformação permanente. Observe que nesta região o material sofre uma grande deformação sem acréscimo significativo da tensão. Contudo nos Biomateriais não ocorre um escoamento típico sendo necessário definir- se um limite convencional de escoamento como, por exemplo, a tensão necessária para provocar uma defor- mação permanente de 0.2 por cento. A figura 13.3 nos apresenta um desenho da curva tensão-deformação aproximada para os principais biomateriais utilizados em cirurgia ortopédica (materiais cerâmicos, metálicos, compósitos e poliméricos). Observe a diferença de comportamento mecânico entre os diferentes materiais. De volta à figura 13.2, após o escoamento (B), observa-se um aumento progressivo da resistência do material (por encruamento), até que a tensão atinja um ponto máximo (ponto C) chamado limite de resis- tência, após o que a ruptura pode ocorrer sem aumen- to expressivo da tensão (limite de ruptura). A tensão associada a este ponto é chamada de tensão de ruptura (ponto D). Fig. 13.2. Diagrama Tensão/Deformação. A zona elástica se estende da origem (0) ao ponto A. Nesta região a energia absorvida pelo material, chamada resiliência, é numericamente igual a área da região sob esta curva. No ponto B o material se deforma permanentemente (região de escoamento), onde se inicia a zona plástica. O ponto C representa a tensão e deformação máximas suportadas pelo material, enquanto o ponto D representa o ponto de ruptura do material. A tenacidade representa a energia absorvida pelo material desde a origem até a ruptura e é numericamente igual à área sob toda a extensão da curva..
  • 4. Observe que no material em questão, no ponto B (escoamento), pequena variação da tensão provoca grande deformação do material, característica esta dos materiais dúcteis (ex. biomateriais metálicos, polietile- no). A ductilidade se refere, portanto à deformação plástica total até o ponto de ruptura. A energia total absorvida pelo material até sua ruptura é chamada de tenacidade. Representada pela área sob a curva do diagrama tensão-deformação até a tensão de ruptura, indica a energia necessária para romper o material. De modo mais simples e prático podemos entender a tenacidade como a capacidade do material em resistir ao impacto. Por outro lado, materiais que sofrem ruptura, sem deformação prévia significativa, são chamados de materiais frágeis (como os materiais cerâmicos e o cimento ósseo). Os materiais podem ser, portanto tenazes (dúcteis quando se refere aos metais) ou frágeis ou ainda alguma combinação dos dois, depen- dendo da deformação que podem suportar previamente à ruptura (Fig.13.4). Algumas resinas, como o cimento ósseo, quando aquecidas podem alterar seu comportamento frágil para um comportamento mais tenaz, passando a apresentar uma região plástica definida, desde que ultrapassada uma determinada temperatura crítica chamada Temperatura de Transição Vítrea (Tgs). A dureza é uma propriedade que indica a resistência do material à penetração. Os materiais de maior dureza são mais difíceis de serem riscados e mantém por tempo mais longo o polimento que lhes é aplicado, sendo por isto mais frequentemente indica- dos para o uso em superfícies articulares (cromo- cobalto, materiais cerâmicos). Materiais biológicos (como o tecido ósteo- ligamentar) e alguns biomateriais (polietileno e cimento acrílico) têm suas propriedades mecânicas governadas pela sua característica viscoelástica, que lhes conferem uma curva tensão-deformação particular, e que se altera com a velocidade de aplicação do esforço. Esta característica se deve ao fato que estes materiais não se comportam como uma mola simples, mas sim continuam a se deformar mesmo quando submetidos à tensão constante (Fig.13.5 A1 e A2). Esta deformação plástica e progressiva dos materiais em condições de tensão constante é denominada fluência (creep ou cold-flow na língua inglesa). O entendimento desta propriedade é importante, por exemplo, para se avaliar o desgaste do polietileno em substituições articulares protéticas. Quando calculamos o desgaste da superfície articular protética através de medidas radiográficas, na verdade estamos considerando não só o desgaste real do polietileno assim como sua deformação por fluência (maior no primeiro ano após a artroplastia). A fluência é grandemente influenciada pela temperatura de modo que o cimento acrílico, por exemplo, pode fluir em meio líquido à temperatura de 37ºC. Os metais, por sua vez somente apresentam fluência importante a elevadas temperaturas. Fig. 13.4. Diagrama Tensão/Deformação. O material frágil (1) não apresenta deformação plástica significativa e apresenta baixa tenacidade ou resistência ao impacto. O material dúctil (2) se deforma plasticamente antes de se romper e, principalmente nos metais, apresenta maior tenacidade. Fig. 13.5. Em relação ao material elástico (A-1), o material viscoelástico continua a se deformar mesmo sem aumento da tensão (A-2). Para estes materiais, ao se remover a tensão, parte da energia é perdida (histerese- B). Fig. 13.3. Diagrama Tensão/Deformação esquemático compa- rando o comportamento mecânico aproximado dos diferentes biomateriais utilizados em cirurgia ortopédica (materiais cerâ- micos, metálicos, compósitos e poliméricos).
  • 5. A viscoelasticidade origina também a propriedade de Relaxação de Tensão que se refere à diminuição do esforço necessário para manter um determinado estado de deformação em um corpo. A curva tensão-deformação de materiais visco-elásticos evidencia que ao se remover a tensão nem toda a energia que foi aplicada ao corpo é recuperada. Esta perda de energia quando da remoção da tensão é denominada histerese (Fig.13.5B). O diagrama tensão-deformação avalia o comportamento mecânico de um material quando submetido ao carregamento estático, condição esta que difere do carregamento funcional cíclico em que a resistência do material é freqüentemente muito menor. Esta propriedade, de grande interesse para os implantes protéticos, em que ocorre a diminuição na carga máxima possível sob aplicação cíclica é denominada fadiga, e é atribuída ao fato do material não ser um sólido idealmente homogêneo. A fadiga pode ser entendida a partir do Diagrama S-N (Tensão/N o ciclos ou diagrama de Whöler) que relaciona a tensão com o número de ciclos aplicados, em escala logarítmica (Fig.13.6). Neste diagrama a tensão abaixo da qual o material não se rompe por fadiga é chamada de limite de resistência à fadiga. Implantes submetidos a tensões cíclicas abaixo deste valor podem suportar um número infinitos de ciclos. A2. Propriedades Mecânicas e Modelo Protético Se por um lado a composição e estrutura de um material determinam suas propriedades mecânicas e podem habilitá-lo para a utilização como implante protético, é preciso considerar que a rigidez de um implante depende não somente dos esforços a que está submetido (ambiente mecânico) como também de suas propriedades geométricas (modelo protético). Como exemplo, o ambiente mecânico a que está sujeita uma haste femoral, promove deformações de translação (linear), como também origina esforços angulares e torcionais e, portanto deformações transversais. A força que origina
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