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Alfredo Feio da Maia Lima
ANÁLISE COMPARATIVA DAS PROPRIEDADES
MECÂNICAS DO CIMENTO ÓSSEO E DA
POLIURETANA DE MAMONA COM E SEM
CATALISADOR
Tese apresentada à Faculdade de
Medicina Veterinária e Zootecnia da
Universidade Estadual Paulista, Campus
de Botucatu, para a obtenção do título de
Doutor em Medicina Veterinária, Área de
Cirurgia Veterinária.
Orientadora: Profª. Doutora Sheila Canevese Rahal
Co-orientador: Prof. Ass. Dr. Sérgio Swaim Muller (Faculdade de Medicina –
Unesp Botucatu)
BOTUCATU – SP
2007
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ii
FOLHA DE AVALIAÇÃO
Nome: Lima, Alfredo Feio da Maia
Título: ANÁLISE COMPARATIVA DAS PROPRIEDADES MECÂNICAS
DO CIMENTO ÓSSEO E DA POLIURETANA DE MAMONA COM E SEM
CATALISADOR
Tese apresentada à Faculdade de Medicina Veterinária e
Zootecnia do Câmpus de Botucatu – UNESP, para obtenção
de título de Doutor em Medicina Veterinária - Área de
Concentração em Cirurgia Veterinária.
Data: __/__/______
BANCA EXAMINADORA
Prof. Dr.:_________________________
Julgamento:_______________________
Prof. Dr.:_________________________
Julgamento:_______________________
Instituição:________________________
Assinatura:________________________
Instituição:________________________
Assinatura:________________________
Instituição:________________________
Assinatura:________________________
Prof. Dr.:_________________________
Julgamento:_______________________
Prof. Dr.:_________________________
Julgamento:_______________________
Instituição:________________________
Assinatura:________________________
Instituição:________________________
Assinatura:________________________
Prof. Dr.:_________________________
Julgamento:_______________________
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FICHA CATALOGRÁFICA ELABORADA PELA SEÇÃO TÉCNICA DE AQUISIÇÃO E TRATAMENTO
DA INFORMAÇÃO
DIVISÃO TÉCNICA DE BIBLIOTECA E DOCUMENTAÇÃO - CAMPUS DE BOTUCATU - UNESP
BIBLIOTECÁRIA RESPONSÁVEL: Selma Maria de Jesus
Lima, Alfredo Feio da Maia.
Análise comparativa das propriedades mecânicas do cimento ósseo e da
poliuretana de mamona com e sem catalisador / Alfredo Feio da Maia Lima. –
Botucatu [s.n.], 2007.
Tese (doutorado) – Universidade Estadual Paulista, Faculdade de Medicina
Veterinária e Zootecnia, Botucatu, 2007.
Orientadora: Sheila Canevese Rahal
Co-orientador: Sérgio Swaim Muller
Assunto CAPES: 50501070
1. Cirurgia veterinária 2. Biomecânica 3. Poliuretana 4. Mamona
CDD 636.0897
Palavras-chave: Biomaterial; Piluretana de mamona; Polimetilmetacrilato;
Resistência mecânica
iii
AGRADECIMENTOS
À professora Doutora Sheila Canevese Rahal, pelos anos de convivência,
aprendizado e companheirismo.
Ao Doutor Sérgio Swain Muller pela co-orientação desse experimento.
À Faculdade de Medicina Veterinária e Zootecnia da Unesp - Campus de
Botucatu, e à seção de pós-graduação, em especial à funcionária Denise
Fioravante Garcia.
Ao Professor Carlos Roberto Padovani, pelas análises estatísticas do trabalho.
À Professora Doutora Maria Denise Lopes, pelo grande auxílio, pelo respeito
profissional e pela amizade construída durante meus anos aqui em Botucatu.
Mãe agradeço-te por tudo que me destes, pela sua sensibilidade e sua luta pra
que eu pudesse estar aqui hoje; Você que sempre me demonstrou durante
todas as nossas vidas, que o importante é viver e acreditar no sonho, hoje com
certeza somos vitoriosos e realizamos mais um sonho nosso!!!!!!
Ao meu pai (in memorian).
Laurinha, sempre me espelhei em suas atitudes e sua forma de buscar suas
metas, muito obrigado por teu apoio e confiança.
Ao meu cunhado Bob pelos conselhos e confiança .
iv
Aos meus demais irmãos, Deco, Clau, Vivoca e Tatá pela compreensão de
minha ausência, em momentos muito importantes de nossas vidas, e saibam
que em todos eles estive com vocês em meu coração e pensamento.
Aos meus sobrinhos (Tabatha, Julia, Rafaela e Lucca) que muitas vezes me
fizeram chorar de saudades, o tio ama vocês.
À minha família do Sitio Beira Serra (Dona Corali, Cristina, Brant, Lucas, Tomé,
Lu, Valderi, Maria, Dudu, Ricardinho e Ademir), pois com vocês aprendi que a
união é mesmo fundamental para uma vida melhor, vocês são muito
importantes em minha vida e meu desenvolvimento como homem .
Ao Professor, colega de trabalho e grande amigo Stélio Pacca Loureiro Luna
pelo carinho, respeito e entusiasmo sempre presentes em nossos trabalhos,
conversas e amizade.
“O homem começa a morrer na idade em que perde o entusiasmo”
(Balzac)
Ao meu grande amigo “Filhão” com quem dividi algumas de minhas questões
filosóficas e aprendi que “Só sei que nada sei”
(Sócrates)
“Eu poderia suportar, embora não sem dor, que tivessem morrido todos
os meus amores, mas enlouqueceria se morressem todos os meus
amigos!"
(Fernando Pessoa)
Agradeço por todos os momentos maravilhosos que vivemos nesses anos,
muito obrigado Júlio Marcondes, Marcela Marcondes, José Maria Russo,
Giovana, Caio Henrique Paganini Burini, Carlos Linder, José Palma, Jorge
v
Martins, João Carlos Pinheiro, pelos momentos de irmandade e alegria que
passamos juntos.
Paulinha, caminhos que se cruzam sempre nos fazem ver que por trás das
nuvens negras que encobrem o horizonte, existe um lindo visual que nos
espera cheio de luz e brilho; foi muito bom nos encontrarmos.
À funcionária Ana Maria Sauer Tardivo pela imensa ajuda, cooperação e
coleguismo durante esses anos de trabalho
.
Ao colega de Pós-graduação Oduvaldo Câmara Marques Pereira Júnior, pelos
auxílios prestados.
A CAPES (Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior),
pela Bolsa de Demanda Social.
À BIOMECÂNICA pelo fornecimento dos biomateriais, essenciais para a
viabilização desse experimento, e por acreditar em nosso grupo de pesquisas,
e aos funcionários Guilherme Arradi e Pascoalina Aparecida Thiago pelo
enorme profissionalismo e ajuda durante a realização do trabalho.
Aos funcionários Luiz Carlos Edevalter Bardella e Daniel Cristian Ornelas de
Oliveira.
À bibliotecária Rosemary Cristina da Silva, pela colaboração na revisão das
referências bibliográficas
.
"Não há que ser forte. Há que ser flexível."
(provérbio chinês)
vi
“A cada dia que vivo mais me convenço de que o
desperdício da vida está no amor que não damos,
nas forças que não usamos, na prudência egoísta
que nada arrisca; E, esquivando-nos do sofrimento
perdemos também a felicidade”.
Carlos Drumond de Andrade
vii
SUMÁRIO
LISTA DE FIGURAS..............................................................................
VIII
LISTA DE TABELAS..............................................................................
IX
LISTA DE ABREVIATURAS E SÍMBOLOS...........................................
X
RESUMO...............................................................................................
XI
ABSTRACT............................................................................................
XII
1 Introdução......................................................................................
2
2 Revisão da literatura.....................................................................
5
3 Objetivos....................................................................................... 34
4 Material e métodos........................................................................
36
4.1 Grupos experimentais...................................................................
36
4.2 Produção dos corpos de prova...................................................... 37
4.2.1 Polimetilmetacrilato ....................................................................
37
4.2.1.1
Cilindros....................................................................................
38
4.2.1.2 Barras.........................................................................................
39
4.2.2 Poliuretana de mamona.............................................................
41
4.2.2.1 Cilindros...............................................................
......................
41
4.2.2.2
Barras.........................................................................................
42
4.3 Ensaio Mecânico............................................................................
44
4.3.1 Ensaio de compressão..................................................................
45
4.3.2 Ensaio de dobramento..................................................................
46
4.4 Análise Estatística .........................................................................
49
5 Resultados...................................................................................... 51
5.1 Produção dos corpos de prova .......................................................
51
5.2 Ensaio mecânico de compressão ...................................................
52
5.3 Ensaio mecânico de dobramento.................................................... 52
6 Discussão........................................................................................
57
7 Conclusões......................................................................................
65
8 Referências .....................................................................................
67
9 Anexos.............................................................................................
80
viii
LISTA DE FIGURAS
Figura 1 - Matrizes de polietileno, utilizadas na confecção de corpos de prova
cilíndricos, dotadas de quatro cavidades (122 mm de comprimento e 6 mm de
diâmetro)...............................................................................................................
40
Figura 2 – Matrizes de polietileno, utilizadas para confecção de corpos de
prova em barra, dotadas de três cavidades (75mm de comprimento x 65mm
de largura x 3,3mm de espessura)..................................................................... 40
Figura 3 –
Preparação dos corpos de prova em barra. Poliuretana derivada do
óleo de mamona na fase pastosa, aplicada na matriz de polietileno.
.........................
43
Figura 4 - Máquina Universal de Ensaios Mecânicos (EMIC DL 10000)..............
44
Figura 5 - Ensaio de compressão com corpo de prova cilíndrico entre duas
barras metálicas....................................................................................................
45
Figura 6 - Ensaio de dobramento em 4 pontos. No ponto médio do corpo de
prova verifica-se um sensor de deslocamento adaptado a um relógio
controlador.
.............................................................................................................................................
48
Figura 7 - Ensaio de dobramento em 4 pontos. Observa-se o dobramento do
corpo de prova e a movimentação dos ponteiros do relógio controlador.............
48
Figura 8 – Corpo de prova cilíndrico no término do ensaio de compressão.........
53
Figura 9 – Corpos de prova cilíndricos antes (a) e após o ensaio de
compressão, mostrando o embutimento (b).........................................................
53
Figura 10 – Corpo de prova em barra no término do ensaio de dobramento
........
55
Figura 11 – Corpos de prova em barra antes (a) e após (b) o ensaio de
dobramento. Nota-se corpo de prova quebrado transversalmente ao eixo
longitudinal...........................................................................................................
55
ix
LISTA DE TABELAS
Tabela 1 - Mediana e semi-amplitude da Carga Máxima (N) de compressão,
segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem
catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72
horas)................................................................................................................... 52
Tabela 2 - Mediana e semi-amplitude da Tensão (Mpa) em compressão,
segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem
catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72 horas).
52
Tabela 3 – Média e desvio padrão do módulo de dobramento segundo grupos
(PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem catalisador; PC -
poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72 horas).............................
54
Tabela 4 – Média e desvio padrão da Resistência dobramento segundo grupos
(PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem catalisador; PC -
poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72 horas).............................
54
x
LISTA DE ABREVIATURAS E SÍMBOLOS
ABNT Associação Brasileira de Normas Técnicas
BO BIOOSTEO
ºC graus Celsius
g gramas
g/mm
2
gramas/milímetros
2
Gpa Giga pascal
Kgf Kilograma força
min. minuto
mm milímetro
Mpa Mega pascal
N Newton
PC Poliuretana de mamona com catalisador
PMMA Polimetilmetacrilato
W/W By weight
xi
Lima, A.F.M. Análise comparativa das propriedades mecânicas do cimento
ósseo e da poliuretana de mamona com e sem catalisador. Botucatu, 2006.
83p. Tese (Doutorado em Medicina Veterinária – Cirurgia) – Faculdade de
Medicina Veterinária e Zootecnia, Campus de Botucatu, Universidade Estadual
Paulista.
RESUMO
Com a finalidade de avaliar as propriedades mecânicas da poliuretana de
mamona com ou sem catalisador e compará-las com o cimento ósseo
(polimetilmetacrilato) foram estabelecidos três grupos experimentais, de acordo
com o tipo de corpo de prova (cilindros e barras) e polímero utilizado, que
foram posteriormente subdivididos conforme o tempo de produção (24, 48 e 72
horas). Tanto a confecção dos corpos de prova quanto os ensaios mecânicos
foram baseados nas normas regidas pela ABNT ISO 5833. Estudaram-se a
carga máxima e a tensão à compressão e, o módulo e a resistência ao
dobramento. Os resultados obtidos foram analisados estatisticamente e
demonstraram que não houve diferenças nos valores de resistência à
compressão ou ao dobramento às 24, 48 e 72 horas após a produção do
polimetilmetacrilato e poliuretana, com ou sem catalisador. A poliuretana com
catalisador foi a mais resistente nos ensaios de compressão, apresentando
módulo de dobramento semelhante ao polimetilmetacrilato e resistência ao
dobramento, superior à poliuretana sem catalisador. Contudo, a variação do
comportamento da poliuretana com ou sem catalisador comprometeu a
avaliação do desempenho mecânico.
Palavras-chave: Poliuretana de mamona; Biomaterial; Resistência mecânica;
Polimetilmetacrilato.
xii
Lima, A.F.M. Comparative analysis between the mechanical properties of
polymethylmetacrylate and castor oil polyurethane with and without
catalysts
.
Botucatu, 2007. 83p. Tese (Doutorado em Medicina Veterinária –
Cirurgia) – Faculdade de Medicina Veterinária e Zootecnia, Campus de
Botucatu, Universidade Estadual Paulista.
ABSTRACT
In order to evaluate the mechanical properties of castor oil polyurethane with or
without catalysts and compare them with bone cement (polymethylmetacrylate),
three experimental groups were set up according to the specimen (cylinder or
bar) and polymer types and subsequently divided according to the time of
production (24, 48 and 72 hours). Specimen production and mechanical testing
were carried out under ABNT ISO 5833 standards. The compression assay
evaluated the maximum load and tension, and the folding assay evaluated the
folding module and resistance. Statistical analysis showed no difference in
resistance to compression or resistance to folding at 24, 48 and 72 hours after
the time of production of polymethylmetacrylate and polyurethane with or
without catalysts. Polyurethane with catalysts was the most resistant to
compression. The folding modulus was similar to polymethylmetacrylate and the
resistance to folding was higher than that of polyurethane without catalysts.
However, variations in the behavior of polyurethane with or without catalysts
compromised the mechanical performance assessment.
Key words: Biomaterial; Mechanical Resistence; Castor oil Polyurethane.
INTRODUÇÃO
Introdução
2
1 INTRODUÇÃO
O cimento ósseo polimetilmetacrilato é amplamente utilizado em
procedimentos ortopédicos, seja para a fixação de próteses ou parafusos ao
osso, como preenchedor de cavidades ósseas e defeitos cranianos e, para
estabilizar vértebras em pacientes osteoporóticos (FUKUSHIMA et al., 2002;
ROUSH, 2003; NUSSBAUM et al., 2004; FRAZER et al., 2005). Alguns
problemas associados ao produto são a osteonecrose induzida no momento da
polimerização e as reações de corpo estranho (LINTNER et al., 1982;
FUKUSHIMA et al., 2002). Além disso, a resistência do material é dependente
não apenas de sua composição química, mas da forma como é misturado e
manipulado, da forma de aplicação, da temperatura local e outras substâncias
a ele incluídas, tais como antibióticos ou produtos radiopacos (DEMIAN e
McDERMOTT, 1998; LEWIS, 1999; NUSSBAUM et al., 2004).
No ano de 1984 foi divulgado o desenvolvimento da poliuretana
vegetal, derivada do óleo extraído de sementes da mamona, pelo grupo de
Química Analítica e Tecnologia de Polímeros da Universidade de São Paulo,
cidade de São Carlos, sob coordenação do professor Gilberto Chierici
(IGNÁCIO et al., 1996). Atualmente esta poliuretana é vendida comercialmente
no mercado nacional pela Biomecânica, com o nome de BioOsteo®
(BIOOSTEO, 2006), e pela Poliquil Araraquara Polímeros Químicos Ltda.
(ANVISA, 2005). Por ser um produto versátil, pode ser preparado previamente
com diferentes consistências e formas ou utilizado no momento da intervenção
como um cimento ósseo (IGNÁCIO et al., 1996). Entre as suas indicações
clínicas incluem-se a fixação de próteses, a reconstituição e o preenchimento
de espaços ósseos (BIOOSTEO, 2006) sendo, portanto, em algumas situações
uma alternativa ao polimetilmetacrilato.
Como no momento ainda faltam estudos das propriedades da
poliuretana derivada do óleo de mamona, a proposta do presente trabalho foi
Introdução
3
avaliar o comportamento mecânico do produto tendo por variáveis o tempo de
polimerização e a presença de catalisador, utilizando-se como padrão
comparativo o polimetilmetacrilato.
REVISÃO DA LITERATURA
Revisão da Literatura
5
2 REVISÃO DA LITERATURA
2.1 Polímeros
O polímero é um material orgânico composto por moléculas de
alto peso molecular, como cadeia, cujos átomos são unidos por meio de
ligações covalentes (LYMAN, 1999; DEE et al., 2002). Conforme Mano (1985)
há vários critérios para se classificar os polímeros, tais como: origem (natural
ou sintético); número de monômeros (homopolímero ou copolímero); método
de preparação (adição, condensação, ou modificação de outro polímero);
estrutura química da cadeia polimérica (poli-hidrocarboneto, poliamida,
poliéster, etc.); fusibilidade e/ou solubilidade (termoplástico – fundem por
aquecimento e solidificam por resfriamento, ou termorrígido – por aquecimento
ou outra forma de tratamento, assumem estrutura reticulada com ligações
cruzadas, tornando-se infusíveis); comportamento mecânico (borracha ou
elastômero, plástico, fibra).
O comportamento mecânico e térmico dos polímeros, segundo
Dee et al. (2002), é dependente de fatores como composição, estrutura das
cadeias e peso molecular. Adicionalmente, o método de esterilização pode
afetar as propriedades mecânicas e o formato. Variações na densidade do
polímero podem refletir mudanças em cristalinidade e estereoregularidade,
além de promoverem diferenças na carga do material (LYMAN, 1999).
Entre os métodos de estudo das propriedades mecânicas de
compósitos incluem-se tensão, compressão, cisalhamento e propriedades de
dobramento (PUGH e DEE, 1988; LATOUR, 1999). Conforme Lyman (1999), o
teste de tensão possibilita medir a força de tensão, o módulo de elasticidade e
a percentagem de alongamento de um polímero. Na curva de tensão-estresse,
a força é registrada versus o alongamento. O módulo de elasticidade (ou
Revisão da Literatura
6
módulo de Young) do material é o declive inicial da curva. O ponto em que a
amostra quebra determina a tensão de ruptura e a porcentagem de
alongamento. Visto que a maioria dos polímeros exibe comportamento
viscoelástico, estas propriedades variam com a taxa de deformação.
De acordo com Felbeck (1971) a resistência ao dobramento é a
habilidade do material em resistir às forças aplicadas perpendicularmente ao
seu eixo longitudinal. O estresse induzido pela carga de flexão é uma
combinação de compressão e tensão. Muitos polímeros não quebram ao
dobramento, mesmo após uma grande deflexão. Em tais casos, a prática
comum é relatar a resistência ao dobramento quando a tensão máxima na
camada externa do espécime alcançou 5%.
A dureza de um polímero é definida como sua resistência à
deformação local e está relacionada ao seu módulo de compressão e força de
rendimento de compressão (LYMAN, 1999). Comparado com metais e
cerâmicas, os polímeros possuem força e módulo inferiores, mas eles podem
deformar em uma maior extensão antes de se romperem (DEE et al., 2002). O
cimento ósseo tem módulo elástico de 2,2 GPa, 29 MPa de tensão de
escoamento e 2,0% de alongamento (LATOUR, 1999).
Baseado nas recomendações do FDA (Food and Drug
Administration), segundo Demian e McDermott (1998), a caracterização do
cimento ósseo acrílico é efetuada por análises químicas, físicas e mecânicas.
Entre os testes mecânicos in vitro, incluem-se estudos das propriedades por
meio de: módulos de dobramento, compressão e tensão; propriedades de
fadiga cíclica; dureza da fratura, propagação da fissura; forças estáticas de
dobramento, compressão, tensão e cisalhamento; viscoelasticidade; medidas
das propriedades mecânicas do cimento endurecido após os componentes
terem envelhecido com o passar do tempo. Após o teste mecânico, o corpo de
prova pode ser avaliado quanto: porosidade da superfície fraturada e tamanho
do material; dispersão aditiva na superfície fraturada; análise de falha da
superfície fraturada.
Revisão da Literatura
7
2.2 Polimetilmetacrilato
2.2.1 Características gerais
O cimento ósseo consiste de dois componentes: o pó, contendo
polimetilmetacrilato pré-polimerizado e um iniciador (peróxido de benzoil); e o
líquido, composto pelo monômero de metilmetacrilato, um acelerador (N,N–
dimetil-p-toluidina) e a hidroquinona como estabilizador (SCALES, 1968;
McCASKIE et al., 1998; NUSSBAUM et al., 2004). Quando o pó e o líquido são
misturados ocorre polimerização, sendo a fase final associada com reação
exotérmica até o material tornar-se uma resina sólida (McCASKIE et al., 1998).
Medidas da temperatura na interface osso-cimento têm variado entre 40
o
C e
110
o
C, dependendo da espessura da camada de cimento (SCALES, 1968;
BERMAN et al., 1984; CALANDRUCCIO, 1989; BELKOFF e MOLLOY, 2003).
Com o término da polimerização, a temperatura diminui e o cimento começa a
contrair (CALANDRUCCIO, 1989). Embora a maior parte do endurecimento
ocorra em aproximadamente 10 minutos, o material ainda continuará a
endurecer por diversas horas (HAAS et al., 1975). Conforme Calandruccio
(1989) o cimento na temperatura corporal adquire 80% da sua força em
aproximadamente 15 minutos após a mistura e a força final é obtida em 18 a 24
horas.
Para a aplicação do cimento durante o procedimento cirúrgico, o
processo de polimerização é dividido em quatro fases: mistura, espera,
trabalho e endurecimento (CALANDRUCCIO, 1989). Variações da proporção
pó-líquido de 2/1 para 3/1 reduzem o tempo da fase pastosa, tempo de
endurecimento, tempo de manipulação e o pico da temperatura (HAAS et al.,
1975). Na fase de trabalho, a viscosidade do cimento precisa ser
suficientemente baixa para facilitar a passagem do cimento pastoso da seringa
para o sítio ósseo e, ao mesmo tempo, penetrar dentro do interstício do osso
trabecular, e ser também suficientemente alta para evitar o risco de inclusão de
sangue (BENNETT et al.,1998; PUGH e DEE, 1988). Se a viscosidade é baixa
demais, o cimento pode levar mais tempo para endurecer, resultando em
Revisão da Literatura
8
espaços, formações laminadas ou alinhamento inadequado se houver
movimento da prótese antes do cimento endurecer (DEMIAN e McDERMOTT,
1998). Por outro lado, se a viscosidade é alta podem ocorrer lacunas entre o
cimento-osso e cimento-implante por causa da penetração inadequada dentro
do tecido ósseo (BENNETT et al., 1998; DEMIAN e McDERMOTT, 1998).
Pela necessidade de visibilização radiográfica do produto,
geralmente, é adicionado ao pó o sulfato de bário ou dióxido de zircônio
(NUSSBAUM et al., 2004). Os cimentos acrescidos com bário endurecem mais
vagarosamente e possuem tempo de manipulação e fase pastosa mais longa,
mas com o mesmo pico de temperatura do cimento sem bário (HAAS et al.,
1975). Com o intuito de evitar contaminação bacteriana e perda de próteses
implantadas, alguns cimentos ósseos são acrescidos de antibióticos, tais como
gentamicina, clindamicina e tobramicinina (STERLING et al., 2003; HANSSEN,
2004; BLOCK e STUBBS, 2005).
O cimento ortopédico é considerado relativamente bioinerte
(ROUSH, 2003; FRAZER, 2005). Entretanto, o contato da mucosa ao pó do
polímero causa reações alérgicas e os vapores do monômero podem irritar o
trato respiratório e lesar o fígado (SMITH, 1985). Embora controverso, há
citações que o escape do monômero durante a polimerização do cimento
implantado estaria relacionado à queda da pressão sangüínea, da tensão de
oxigênio e possível parada cardíaca (CALANDRUCCIO, 1989; DEMIAN e
McDERMOTT, 1998).
O polimetilmetacrilato puro é um plástico amorfo classificado
como duro, rígido, mas quebradiço, com módulo de elasticidade menor que do
osso (SMITH, 1985; CALANDRUCCIO, 1989, FRAZER, 2005). Segundo Haas
et al. (1975), à medida que o material endurece o conteúdo do monômero
residual gradualmente diminui e a força aumenta. Mesmo após a estocagem
por muitos meses, o material endurecido possui monômero residual não reativo
que, se presente em grandes concentrações, afetará adversamente as
propriedades mecânicas e físicas do produto. Além disso, a contração do
volume pode atingir até 5%. Calandruccio (1989) afirmou que o
polimetilmetacrilato tolera a compressão, mas falha sob tensão ou forças de
cisalhamento, sendo três vezes mais forte na compressão do que na tensão.
Revisão da Literatura
9
Além disso, a sua força é aproximadamente a metade da força do osso
compacto e apresenta módulo de elasticidade menor que a do osso.
As propriedades mecânicas do cimento são afetadas por locais de
concentração de estresse, sendo a porosidade e as inclusões (aditivos,
substâncias radiopacas e antibióticos), os fatores que mais alteram a fadiga
(SAHA e PAL, 1984; DEMIAN e McDERMOTT, 1998). A pobre dispersão de
aditivos influencia a iniciação e a propagação da fissura no cimento curado
(DEMIAN e McDERMOTT, 1998). De acordo com Haas et al. (1975) o cimento
radiopaco tem força tensil de 28,9 Mpa, força compressiva de 91,7 MPa, carga
de quebra transversal de 41,9 N, módulo de ruptura de 51,1 MPa, módulo de
Young em carga transversal de 2070 MPa e Módulo de Young em carga
compressiva de 2200 MPa. Já o cimento radiolucente tem força tensil de 32,6
Mpa, força compressiva de 93,1 Mpa, carga de quebra transversal de 47,9 N,
módulo de ruptura de 56,9 MPa, módulo de Young em carga transversal de
2200 MPa e módulo de Young em carga compressiva de 2300 MPa.
Os poros no cimento podem ser formados pelo aprisionamento de
ar durante o ato da mistura, pelo aquecimento do monômero e, liberação de ar
da solução do monômero ou do pó (HAAS et al., 1975; CALANDRUCCIO,
1989). A mistura com espátula e recipiente produz alto grau de porosidade
quando comparada à técnica de mistura a vácuo ou centrifugação (DEMIAN e
McDERMOTT, 1998; NUSSBAUM et al., 2004). Adicionalmente, no cimento de
alta viscosidade é mais difícil para o ar ser evacuado, quando comparado ao de
baixa viscosidade, resultando em maior grau de porosidade (LINDÉN, 1991). A
redução do tamanho e quantidade de poros melhora as propriedades
mecânicas do cimento curado (DEMIAN e McDERMOTT, 1998). No caso de
próteses cimentadas, para se obter uma fixação sólida é importante minimizar
o tamanho e o número dos poros, porque eles podem comprometer a
estabilidade da manta de cimento ao iniciarem fissuras ou propagação das
fissuras (CALANDRUCCIO, 1989).
Conforme Ling e Lee (1998) o fato é um tanto controverso, visto
que, estudos clínicos em artroplastia total do quadril mostraram ser a redução
da porosidade do cimento acrílico irrelevante a longo prazo. Cimentos livres de
poros encolhem entre dois e 5% a mais na polimerização, do que o cimento
Revisão da Literatura
10
misturado com espátula e recipiente. Além disso, os autores salientaram que a
maioria das análises laboratoriais é realizada com testes cíclicos sem
interrupção. Este regime de carga nunca é aplicado ao cimento in vivo, no qual
a carga é variável e intermitente. Sendo o cimento um material viscoelástico,
períodos sem carga são tão importantes como períodos sob carga. A curva
típica de fadiga (estresse/ciclos de falência) é uma escala logarítmica, de forma
que pequenas reduções no estresse do cimento podem levar a um aumento
enorme na fadiga. Outro fato de debate é se na prática clínica, os poros do
cimento realmente predispõem a ocorrência de fissuras.
Segundo Haas et al. (1975), a preparação do cimento em uma
temperatura constante, mas com variação da umidade atmosférica de 20%
para 75% não promove efeitos marcantes, porém há uma leve diminuição na
fase pastosa, tempo de endurecimento e tempo de manipulação. O aumento da
temperatura ambiente diminui a fase pastosa, o tempo de endurecimento e o
tempo de manipulação, mas a temperatura de pico permanece essencialmente
constante.
As forças da interface osso-cimento-prótese são consideradas
fatores de risco (DEMIAN e McDERMOTT, 1998). A injúria térmica promovida
pela cimentação óssea é citada como uma das causas da necrose óssea,
sendo responsável pelo afrouxamento da prótese em artroplastia (LINTNER et
al., 1982; FUKUSHIMA et al., 2002). A temperatura da interface osso-cimento
pode estar relacionada: à quantidade de calor gerada pelo cimento; à
condutividade e capacidade térmica do osso, prótese e cimento; à taxa em que
o calor é produzido; à temperatura ambiente e à forma de preparação do
cimento (CALANDRUCCIO, 1989; DUNNE e ORR, 2002). Para evitar lesão ao
osso cortical há citações de manutenção do valor abaixo de 70ºC por no
máximo 1 minuto (BERMAN et al., 1984). Outros fatores citados como lesivos
ao tecido ósseo e, conseqüentemente, à estabilização do implante são: a
citotoxicidade do monômero líquido, a diminuição da vascularização do osso
durante a preparação do canal medular e a necrose por pressão (JEFFERISS
et al., 1975; LINDER, 1977; ALBREKTSSON et al., 1984; DEMIAN e
McDERMOTT, 1998).
Revisão da Literatura
11
Segundo Demian e McDermott (1998), o afrouxamento na
interface cimento-prótese pode ser resultante de: fratura do cimento ou ligação
inadequada entre cimento e implante devido à presença de material estranho;
lacuna na interface cimento prótese; quantia de bloqueio mecânico; falta de
ligação química nesta interface. As lacunas são causadas pela contração do
cimento durante a polimerização, força de bloqueio mecânico ruim entre o
implante e o cimento curado, e aumento da viscosidade do cimento levando ao
contato inadequado entre cimento e implante.
2.2.2 Estudos experimentais
Lee et al. (1973) efetuaram testes de compressão, tensão, torção
e cisalhamento em cimentos preparados com a freqüência de 60, 120 e 260
batidas por minuto. Os espécimes produzidos com cimento misturado com 260
batidas por minuto foram um pouco mais fracos que aqueles produzidos com
60 batidas por minuto, e todos gradualmente ganharam força com o tempo
comparando 2 horas, dois dias e sete dias. Os valores dos testes mecânicos
considerando todos os espécimes foram: -77N/mm
2
para compressão, 25
N/mm
2
de tensão, 37N/mm
2
para torção e 41N/mm
2
no cisalhamento.
O módulo de elasticidade e a força de flexão foram estudados por
Holm (1977) em três tipos de cimento (CMW, Simplex e Palacos R)
combinados à outras substâncias. A adição de sangue diminuiu o módulo de
elasticidade, indicando menor grau de polimerização. O acréscimo de meio
radiopaco promoveu maior rigidez. Em todas as marcas, os valores de ruptura
não mostraram homogenicidade do produto final. Desta forma, o autor afirmou
que a mistura e o método de aplicação são os fatores mais importantes. O
campo operatório deve estar seco, para evitar a diminuição do módulo de
elasticidade pela mistura com sangue.
Gates et al. (1984) efetuaram análises de tensão e fadiga em
quatro diferentes preparações de cimento ósseo acrílico: Simplex-P inserido
em moldes no estágio pastoso, cimento de baixa viscosidade Zimmer inserido
na fase líquida, e um cimento experimental inserido na fase pastosa e na
Revisão da Literatura
12
líquida. Os valores do teste de tensão foram: 36,12 MPa de força tênsil, 0,0148
mm/mm de tensão de fratura e 2,93 de módulo de elasticidade para o Simplex-
P, e 35,02 MPa de força tênsil, 0,0147 mm/mm de tensão de fratura e 2,72 de
módulo de elasticidade para o cimento de baixa viscosidade Zimmer. Não
houve diferenças nas preparações quanto à força tênsil, porém ocorreu
pequena diferença estatística quanto à fadiga. O cimento experimental na fase
pastosa exibiu características de fadiga superior em relação aos demais. A pior
propriedade mecânica foi do cimento Zimmer de baixa viscosidade. Conforme
os autores, as características dos poros mais do que a composição química
parece ditar o desempenho mecânico.
Rossi et al. (1987) analisaram a resistência à compressão e à
dissipação de calor de corpos de prova de 30 mm x 20 mm constituídos de
cimento acrílico puro, e cimento acrílico associado a esferas (5 mm de
diâmetro) e cilindros (15 mm x 10 mm) de polietileno ou de cimento acrílico. As
provas foram efetuadas em máquina universal de ensaios mecânicos Kratos,
modelo K 5002, na velocidade de 20 mm/min. A quantidade de calor dissipado
foi proporcional à massa de cimento. Não ocorreram diferenças significativas
nos corpos de prova com componentes agregados ao cimento. As inclusões de
cimento em forma de cilindro não modificaram a resistência, somente as em
forma de esfera. As inclusões de polietileno, tanto na forma de cilindro como de
esferas, promoveram acentuada diminuição na resistência.
Rossi et al. (1993) compararam, por meio de teste de compressão
axial, 10 corpos de prova cilíndricos à base de compósito de hidroxiapatita-
polimetilmetacrilato e 10 de polimetilmetacrilato puro. Os corpos de prova
tinham aproximadamente 22,0 mm de diâmetro e 28,0 mm de altura e foram
confeccionados pela colocação dos produtos na fase de pasta em seringas
hipodérmicas de 20 ml. Após o total preenchimento do volume interno, fechava-
se a extremidade da seringa e aplicava-se carga de 5 Kgf no êmbolo até o final
da polimerização e resfriamento da pasta. Posteriormente os cilindros foram
cortados, facetados em tornos mecânicos. Antes da realização dos testes, os
corpos de prova foram imersos em solução fisiológica de cloreto de sódio 0,9%
por 48 horas. Dois corpos de prova de hidroxiapatita-polimetilmetacrilato foram
mantidos secos. Foi usada a máquina de ensaio universal Kratos K5002, com
Revisão da Literatura
13
velocidade de aplicação de carga de 20 mm/min e acompanhada por
registrador gráfico. As superfícies dos corpos de prova em contato com a placa
fixa e móvel foram lubrificadas com soro fisiológico, para diminuir o efeito de
abaulamento dos corpos. O polimetilmetacrilato puro apresentou, em média,
resistência máxima à compressão de 4350,00 Kgf, deformação de 3,34 mm e
rigidez de 2336,81 Kgf/mm, ao passo que o compósito umedecido de
hidroxiapatita-polimetilmetacrilato mostrou resistência máxima à compressão
de 1246,88 Kgf, deformação de 1,60 mm e rigidez de 1304,12 Kgf/mm. Os
valores do compósito hidroxiapatita-polimetilmetacrilato seco foram superiores
ao úmido, indicando que a presença de fluído pode interferir nas propriedades
mecânicas. Em geral, o compósito apresentou grande desvio padrão, indicando
falta de homogeneidade do material. Portanto, este não deve ser aplicado em
casos de solicitação mecânica elevada.
O comportamento da mistura do cimento acrílico com a
vancomicina foi avaliado por Chohfi e Langlais (1994). Foi utilizado um cimento
de baixa viscosidade (Cerafix), no qual se adicionou vancomicina (3,0 g) em pó
no componente sólido. Para o teste de resistência mecânica foi usado um
aparelho Schenk-Trebel, que exerce carga progressiva de compressão (25
mm/min) na direção do eixo longitudinal do corpo de prova (12 mm de altura e
6 mm de diâmetro) até ocorrer ruptura, momento do registro da carga. A
resistência do corpo de prova à compressão foi considerada como o quociente
da força de ruptura pela superfície da secção dos bastonetes, expresso em
Mpa. O cimento adicionado de vancomicina apresentou valores da ordem de
95 MPa, em média, 35% acima dos 70 MPa recomendado pelas normas
internacionais. Além disso, não foram detectadas variações significativas na
resistência à compressão quando outras variáveis foram introduzidas, tais
como a adição de 2,0 g de vancomicina, a incorporação de 2,0 g de óxido de
zircônio como substância radiopaca ou a irradiação do cimento com 25KGy de
raios gama.
Deb et al. (1997) testaram diferentes agentes de ligação cruzada
com diferentes comprimentos de cadeia e graus de flexibilidade, que foram
incorporados na fase monomérica do cimento ósseo. O tempo de
endurecimento diminuiu na presença de agentes de ligação cruzada e a
Revisão da Literatura
14
polimerização exotérmica diminui na presença de dimetacrilato glicol trietileno e
dimetacrilato glicol polietileno. A incorporação do dimetacrilato glicol trietileno
mostrou aumento na força e módulo de tensão com uma diminuição da tensão
ao máximo estresse. Por sua vez, o dimetacrilato glicol polietileno não
melhorou as propriedades mecânicas, e isso pode ser atribuído à baixa
densidade da ligação cruzada e flexibilidade mais alta do grupo espaçador no
agente de ligação cruzada.
Sabino et al. (2004) caracterizaram o comportamento em
termos de cura, propriedades mecânicas, e biocompatibilidade in vitro do
cimento ósseo preparado com metilmetacrilato, como monômero, e o ácido
metacrílico ou o dietilaminoetilmetacrilato como co-monômeros. Ocorreu um
tempo de cura mais rápido e temperatura de endurecimento mais alta com o
co-monômero de ácido metacrílico do que com o dietilaminoetilmetacrilato. A
maior força compressiva foi exibida pela formulação com ácido metacrílico e a
força de impacto mais alta ocorreu com o dietilaminoetilmetacrilato. A
propagação da fissura não revelou diferenças com ambos co-monômeros. Não
houve diferenças no número inicial de osteoblastos entre todos os materiais
testados, porém após 48 horas foi detectada redução do crescimento celular
nos cimentos contendo co-monômero de ácido metacrílico.
Um cimento ósseo bioativo contendo hidroxiapatita com dois
diferentes monômeros orgânicos (glicidil metacrilato e dimetacrilato de
uretana), junto com um modificador de viscosidade (trietileno glicol
dimetacrilato), foi desenvolvido por Deb et al. (2005). A mistura do cimento foi
manual ou por extrusão. Ambos os tipos de cimentos tiveram polimerização
exotérmica baixa com boas propriedades mecânicas, porém a menor
viscosidade do dimetacrilato de uretana permitiu melhor extrusão e
manipulação.
Lindén e Gillquist (1989) quantificaram a quantidade de inclusão
de ar no cimento ósseo, expressa como densidade e porosidade, em cinco
diferentes condições de mistura: manual, mecânica, manual centrifugada,
mecânica centrifugada e mecânica em combinação com vácuo. A percentagem
da porosidade foi determinada pelo método de contagem de pontos e a
densidade foi estimada pelo peso e medidas do espécime. A mistura mecânica
Revisão da Literatura
15
resultou em um cimento de menor porosidade e densidade aumentada. A
centrifugação não melhorou a qualidade do cimento. A mistura mecânica em
combinação com vácuo foi superior às outras técnicas em densidade e
porosidade.
Lindén (1991) estudou o módulo de elasticidade e as forças de
compressão e cisalhamento dos cimentos CMW, Simplex P e Zimmer baixa
viscosidade, preparados por mistura manual ou vibração mecânica. A mistura
mecânica aumentou a força de cisalhamento para o CMW e Simplex P, a força
de compressão do Simplex P e Zimmer baixa viscosidade, e o módulo de
elasticidade nos três produtos. Segundo o autor, o aumento da força dos
cimentos, promovido pela mistura mecânica, provavelmente está
correlacionado à diminuição da porosidade e melhora da distribuição do
componente pó. O aumento do módulo de elasticidade significa uma redução
da diferença de rigidez entre o osso cortical e o osso cimentado de
aproximadamente 6%, o que poderia ser favorável para estabilização das
próteses.
Kurdy et al. (1996) analisaram três técnicas de mistura para o
cimento ósseo Palacos LV 30, quanto à macroporosidade, densidade e força
de dobramento. O pó foi acrescido ao monômero líquido em todos os casos.
No grupo 1 a mistura foi manual, no grupo 2 foi utilizado um sistema de mistura
a vácuo com eixo central fixado e no grupo 3 um sistema de mistura a vácuo
com eixo central rotatório. Foram utilizados moldes de politetrafluoroetileno
para se obter amostras de 80 x 100 x 3 mm. O cimento não foi pressurizado
nos moldes. As amostras obtidas foram seccionadas com serra de diamante
em tiras retangulares de 80 x 10x 3 mm. O cimento do grupo 2 foi
significantemente mais fraco quando comparado aos dos grupos 1 e 3. O
cimento do grupo 3 apresentou densidade mais alta quando comparado ao
grupo 1. A densidade do cimento mostrou correlação com o conteúdo de pó e
não com os poros. Também houve correlação entre o número de poros e a
força ao dobramento do cimento. Os autores concluíram que o uso de
diferentes sistemas de rotação em misturadores mecânicos pode influenciar a
porosidade do cimento e o conteúdo de pó não misturado, tendo como
Revisão da Literatura
16
conseqüência as propriedades mecânicas do cimento. O pó não misturado é
um fator independente que afeta a força de dobramento.
Smeds et al. (1997) avaliaram a influência da viscosidade e da
temperatura de mistura (22ºC e 6ºC) na porosidade, densidade e força
compressiva do cimento ósseo misturado a vácuo. Para tanto, cimentos de
viscosidade alta (CMW 1), média (Palcos R) e baixa (CMW 3) foram misturados
em dois sistemas de mistura a vácuo e comparados ao uso manual de espátula
e recipiente. A mistura a vácuo na temperatura de 22ºC reduziu o volume dos
poros em menos de 3%, que foi mais pronunciado em cimento de baixa
viscosidade. A microporosidade foi reduzida em todos os cimentos pela mistura
a vácuo, com maior intensidade em cimento de baixa viscosidade. Na
temperatura de 6ºC, a microporosidade foi mais pronunciada em cimento de
alta viscosidade. Em cimentos de média e especialmente baixa viscosidade o
pré-esfriamento promoveu um aumento do número de poros. Além disso, a
densidade do cimento foi reduzida em cimento de baixa viscosidade a 6ºC. A
mistura a vácuo aumentou significantemente a força compressiva (CMW 1 -
127,3 ± 6,9 MPa; Palacos R - 125,5 ± 6,2 MPa; CMW 3 – 140,1 ± 5,7 MPa) por
aproximadamente 15% em todos os tipos de cimento . A temperatura não
influenciou a força compressiva, mas o cimento de baixa viscosidade
geralmente tornou-se mais forte quando misturado a 22ºC. Os autores
concluíram que a mistura a vácuo melhora a qualidade do cimento. Contudo, a
temperatura influencia os resultados finais, em especial, cimentos de baixa
viscosidade não devem ser misturados após pré-esfriamento a 6ºC.
Ao comparar o cimento ósseo Palacos R estocado na temperatura
de 21ºC ou 4ºC e misturado à mão ou a vácuo, Lewis (1999) observou que,
embora o método de mistura para uma dada temperatura exerça significativa
influência no desempenho de fadiga e na porosidade, não há diferença do
efeito da temperatura de estocagem para o mesmo método de mistura.
Graham et al. (2000) estudaram os efeitos relativos e combinados
da esterilização com óxido de etileno ou irradiação gama, peso molecular e
método de mistura na desempenho do cimento acrílico Palacos R. Para o
cimento preparado por mistura manual, as resistências à fratura e à fadiga
foram independentes do método de esterilização. Esta independência foi
Revisão da Literatura
17
associada à maior porosidade, a qual comprometeu as propriedades
mecânicas e obscureceu qualquer efeito da esterilização. A combinação de
esterilização ionizante e mistura a vácuo resultou em melhor desempenho
mecânico e, provavelmente, contribuirá para aumentar a longevidade in vivo.
Para estudar as propriedades mecânicas do cimento ósseo
preparado de forma manual ou centrifugado e nas temperaturas de 0ºC e 23ºC,
Pascotini et al. (2001) produziram corpos de prova que constituíram quatro
grupos experimentais. Os resultados para o módulo de dobramento foram: 516
± 74,41 MPa (manual a 0º C), 541 ± 77,73 MPa (manual a 23º C), 554,17 ±
31,44 MPa (centrifugada a 0ºC), 502,17 ± 31,44 MPa (centrifugada a 23ºC).
Para a resistência ao dobramento foram observados os seguintes valores:
56,91 ± 6,57 N (manual a 0º C), 60,25 ± 9,77 N (manual a 23º C), 74,20 ± 14,11
N (centrifugada a 0ºC), 63,08 ± 6,34 N (centrifugada a 23ºC). Quanto à
resistência à compressão os valores foram: 81,21 ± 8,33 N (manual a 0º C),
75,69 ± 6,07 N (manual a 23º C), 86,89 ± 2,55 N (centrifugada a 0ºC), 82,66 ±
2,69 N (centrifugada a 23ºC). O cimento a 0ºC e centrifugado foi mais
resistente ao dobramento 74,20 ± 14,11 N. A média do módulo de dobramento
e a resistência à compressão não foram alteradas pelo tipo de preparação ou
temperatura. O módulo de dobramento e a resistência à compressão
apresentaram comportamento mais homogêneo com o uso da centrifugação.
As propriedades térmicas dos cimentos Palacos R com
gentamicina (viscosidade normal) e CMW (baixa viscosidade) foram verificadas
por Dunne e Orr (2002) empregando a mistura manual e a vácuo. A
temperatura aferida durante a polimerização foi mais baixa quando o cimento
foi preparado usando o sistema manual (36ºC para Palacos e 41ºC para
CMW). Quando os cimentos foram preparados em diferentes sistemas a vácuo
houve evidência de um aumento na temperatura de cura, relacionada
especialmente à alta incidência de pó não misturado. Os autores concluíram
que nem todos os tipos de cimentos ósseos são adequados para determinados
sistemas comerciais de mistura.
A força tensil estática do cimento ósseo foi quantificada, por
Klein et al. (2004). Após a mistura manual ou por sistema a vácuo, os moldes
com cimento receberam pressão constante, equivalente à obtida na aplicação
Revisão da Literatura
18
digital freqüentemente usada em cirurgia. Para os testes mecânicos os corpos
de prova foram mantidos em salina tamponada a 37ºC, por um mínimo de sete
dias. A aplicação de pressão durante a polimerização no cimento produzido
pelo método manual melhorou significantemente as propriedades mecânicas,
as quais foram similares as do cimento misturado a vácuo. Este aumento na
propriedade mecânica ocorreu a despeito da pressão não eliminar a
porosidade do cimento misturado manualmente em uma maneira comparável à
mistura a vácuo. Por sua vez, a cura sob pressão não teve efeito nas
propriedades de tensão do cimento a vácuo.
Ishihara et al. (2000) investigaram o tempo de fadiga e a
propagação da fissura nos cimentos CMW tipo 3 e Zimmer. O tamanho e a
distribuição dos poros influenciaram na iniciação e na propagação do processo
de fissura. O tempo de fadiga do CMW excedeu ao do Zimmer pela menor
densidade dos poros maiores. O crescimento da fissura foi similar em ambos
os cimentos. Isto indicou que as diferenças em tempo de fadiga foram
relacionadas ao tamanho do poro no local de iniciação da fissura.
A força e a porosidade de construções de implante-cimento ósseo
preparadas por técnica manual com espátula e recipiente ou mistura a vácuo
foram estudadas por Geiger et al. (2001), nos cimentos das marcas Simplex,
Osteobond, Zimmer Dough e Palacos R. A força de tração não apresentou
variação entre os métodos de preparo quando todas as marcas foram
combinadas. A média da força de cisalhamento para o cimento marca Palacos
R misturado a vácuo foi maior quando comparado à técnica manual (6,34±47
versus 423±171). Por sua vez, a força para o Zimmer Dough misturado
manualmente foi maior do que a vácuo (901±71 versus 705±82). Análises de
imagens da interface cimento-implante mostraram na mistura a vácuo, redução
da área de poros, significantemente quando comparada à mistura manual no
Palacos R e Osteobond. Os autores afirmaram que a mistura a vácuo não
parece reduzir a porosidade da interface prótese-cimento ou melhorar suas
propriedades mecânicas.
O efeito dos poros no processo de formação da fissura foi
estudado por Janssen et al. (2005) aplicando o modelo de elementos finitos a
partir de um corte transverso de uma reconstrução total do quadril. Foram
Revisão da Literatura
19
criados modelos com um único poro grande e modelos com múltiplos poros em
níveis de dois, quatro e 9%. Em todos os modelos, os poros atuaram como
iniciadores de micro-fissuras. Contudo, os poros tiveram efeitos prejudicial ou
benéfico na propagação do macro-fissuras. Estes foram dependentes da
localização dos poros com respeito à intensidade de estresse no modelo, mas
foram independentes do tamanho do poro ou nível de porosidade. Os
resultados ajudam a explicar a dificuldade em demonstrar clinicamente os
efeitos benéficos da mistura a vácuo.
Com o emprego do método dos elementos finitos para análise da
condução de calor do cimento ósseo em artroplastia total do joelho, Fukushima
et al. (2002) verificaram: com uma camada de cimento de menos de 1mm não
há necrose óssea; ao diminuir a temperatura inicial da superfície óssea são
também reduzidas a temperatura máxima e a área de osso necrótico.
2.3 Poliuretana derivada do óleo de mamona
Segundo Ohara (1995) as resinas poliuretanas vegetais
sintetizadas a partir de moléculas derivadas de ácidos graxos, são potenciais
alternativos aos polióis e pré-polímeros e, apresentam como vantagens a
processabilidade simples, a flexibilidade de formulação, a versatilidade de
temperatura de cura e controle de pico exotérmico na transição líquido-gel.
Além disso, elas possuem excelentes propriedades estruturais, com
versatilidade em formulações, e ausência de emissão de vapores tóxicos ou
irritantes.
O BIOOSTEO
®
, conforme informações do fabricante (BIOOSTEO,
2006) é um polímero formado pela reação uretana dos seus dois componentes
básicos, o poliol (OH) e o pré-polímero (NCO). Adicionalmente, possui
carbonato de cálcio como material de preenchimento não ativo (não interfere
na reação principal), o que melhora sua capacidade de integração com o tecido
ósseo. No produto final não existem sítios ativos livres (OH e/ou NCO), mas
apenas uma quantidade previamente calculada de cadeias uretanas para atrair
o cálcio orgânico no processo de integração óssea, sendo considerado
Revisão da Literatura
20
biocompatível, osteocondutor, osteointegrável e atóxico. Existem diversas
formulações comerciais do produto que permitem diferentes flexibilidades, tais
como em forma de biomassa e blocos pré-moldados. Além disso, há
apresentações líquidas para desincrustação de material cirúrgico e como anti-
séptico.
A biomassa, quando preparada a 23
o
C, deve ser misturada por 2
minutos e entre 3 a 5 minutos obtém-se estado adesivo, que pode ser usado
para fixação, por exemplo, de próteses ou mesmo dos blocos pré-moldados.
Importante citar que o produto não adere ao polietileno. No período entre cinco
e 10 minutos, o produto mantém-se em estado de modelagem e pode ser
empregado para preencher espaços. O tempo de endurecimento ocorre entre
15 e 20 minutos, havendo uma reação exotérmica que, no estado de
modelagem, atinge 60
o
C no interior e 40
o
C na superfície da biomassa.
Durante a mistura dos componentes, bolhas de ar são incorporadas ao
produto, causando expansão da massa devido ao aumento da temperatura.
Por sua vez, a composição pré-moldada comercial pode ser obtida nos
formatos de: cunha – indicada para preenchimento de falhas ósseas pequenas
e cunha em osteotomias; “plug” – aplicado em artroplastias de quadril como
bloqueador do cimento ortopédico; “chip” – preenchedor de espaço; “top” –
preenchedor de espaço, como nas perfurações para recorte do segmento da
calota craniana; bloco com furo e meia-cana – perdas ósseas dos ossos longos
(BIOOSTEO, 2006).
As indicações para a utilização da poliuretana vegetal incluem: a
área ortopédica - preenchedor de espaços, fixação de próteses, reconstrução e
fixação acetabular, revisão acetabular; a neurocirurgia – cranioplastias, fusão
da espinha cervical, preenchimento de espaços; a odontologia – reconstruções
de defeitos ósseos no mento, preenchimento de espaços em virtude da
remoção de tumores, cistos e em alvéolos (BIOOSTEO, 2006).
Experimentalmente o produto tem sido testado, entre outros, para avaliar a
biocompatibilidade, capacidade de estimulação da neoformação óssea, a
osteointegração e a toxicidade, como descritas a seguir.
A resina de mamona foi implantada por Ohara et al. (1995) intra-
óssea (côndilo medial) e intra-articularmente no joelho de coelhos,
Revisão da Literatura
21
respectivamente na forma de corpo de prova com cálcio e em gel. Em nenhum
dos momentos de avaliação, ou seja, aos três, 15 e 40 dias de pós-operatório
foi detectada pela microscopia óptica reação inflamatória com presença de
células gigantes ou do tipo corpo-estranho, sugerindo biocompatibilidade da
resina. Além disso, não foi observada qualquer agressão do osso à resina, seja
por reabsorção ou substituição do material. Por sua vez, a não alteração do
comportamento clínico dos animais e a inexistência de processo necrótico e
degeneração celular nas vísceras sugeriram ausência de agressão sistêmica
ou toxicidade do material.
Oliveira et al. (1995) compararam a poliuretana vegetal do óleo de
mamona com o osso autógeno, triturado da própria região, no preenchimento
de defeitos de cinco mm de diâmetro induzidos na calota craniana de coelhos.
Na avaliação efetuada 40 dias após o procedimento cirúrgico, os defeitos
tratados com a poliuretana mostraram ausência de reação inflamatória e
formação parcial de tecido ósseo, ao passo que os tratados com enxerto
apresentavam-se em fase de remodelação.
Vilarinho e Hetem (1995) implantaram a resina de poliuretana
vegetal, com ou sem carbonato de cálcio, na câmara anterior do olho de
animais, que foram eutanasiados aos sete, 15 e 30 dias de pós-operatório para
se proceder a avaliação histológica. Os resultados foram semelhantes com
relação à presença ou não do carbonato de cálcio. Foi detectado processo
inflamatório, que diminuiu com o tempo, e presença de células multinucleadas
nos tempos de 15 e 30 dias. Estas foram consideradas como um indicativo de
reabsorção do material.
A resina poliuretana vegetal foi aplicada no arco zigomático de
ratos, por Caruzo e Roslindo (1995), com o objetivo de analisar seu
comportamento biológico. Pela avaliação histológica, efetuada aos 30 e 60 dias
de pós-cirúrgico, o local da lesão apresentou organização tecidual de forma
evolutiva. Adjacente ao osso havia tecido conjuntivo em organização e
neoformação óssea, porém no restante do defeito cirúrgico observaram-se
fragmentos do material implantado, envolvido parte por tecido conjuntivo com
fibras colágenas e, parte por tecido conjuntivo em organização, com poucas
células multinucleadas e células inflamatórias. Algumas vezes o tecido ósseo
Revisão da Literatura
22
estava em íntimo contato com o material implantado. Os autores concluíram
ser a poliuretana biocompatível, a presença de células multinucleadas foi
considerada sugestiva de reabsorção do material e, a persistência deste, como
indicativo de retardo no reparo ósseo.
Defeitos ósseos foram induzidos com fresa cilíndrica na
mandíbula de ratos, por Teixeira e Ramalho (1995), e preenchidos com a
poliuretana vegetal acrescida de carbonato de cálcio. Pelas avaliações
histológicas efetuadas aos 15, 25 e 40 dias de pós-cirúrgico, não foi detectada
formação de cápsula ou migração local de células inflamatórias. Segundo os
autores, o carbonato de cálcio auxiliou a neoformação óssea estimulando o
aparecimento de células osteogênicas.
Ignácio et al. (1995) utilizaram o polímero da mamona em defeitos
segmentares de 2 cm de comprimento promovidos no rádio de coelhos.
Radiograficamente foi visibilizada a união do polímero aos segmentos ósseos
proximal e distal e, a partir destes, ocorreu neoformação óssea periosteal
centrípeta, com desenvolvimento de uma nova cortical. Ao exame histológico
não foram detectados crescimento de tecido ósseo nos poros ou no corpo do
polímero, nem a presença de células gigantes ou reação tipo corpo-estranho.
De acordo com os autores, o produto apresentou propriedade de
osteocondutividade, atuando como espaçador biológico, não mostrou qualquer
reação tóxica no leito receptor e ofereceu resistência mecânica, que permitiu
suportar as forças exercidas pela marcha no pós-operatório.
Grânulos de resina poliuretana derivada da mamona foram
implantados, por Carvalho et al. (1997a), no alvéolo de ratos após a extração
dentária. A neoformação óssea progressiva em paralelo à diminuição na fração
do volume do tecido conjuntivo foi quantificada por método histométrico com
uma, duas, três e seis semanas após a extração dentária. A despeito da
natureza biocompatível, a presença dos grânulos levou a um pequeno mas
significativo atraso na formação óssea nos terços médio e apical do alvéolo
quando comparada ao controle.
Carvalho et al. (1997b) estudaram a biocompatibilidade da resina
poliuretana derivada da mamona no alvéolo dental de ratos. A avaliação
histométrica mostrou que, com uma semana de implantação, os grânulos de
Revisão da Literatura
23
resina estavam envolvidos por uma cápsula e circundados por tecido conjuntivo
imaturo. Na segunda e terceira semanas, havia cápsula fibrosa proeminente
circundando os mesmos e, a maioria da área testada, estava ocupada por osso
trabecular maduro. Na sexta semana a cápsula fibrosa tornou-se mais fina e a
área testada quase totalmente coberta por osso, onde em diversos locais
estavam em estreito contato com os implantes. O material progressivamente
integrou-se ao osso alveolar e foi considerado biocompatível.
As propriedades físico-químicas da poliuretana derivada do óleo
de mamona foram estudadas por Claro Neto (1997). Segundo o autor, quando
polimerizado, o polímero adquire uma estrutura com ligações uretanas e
ligações ésteres, com um tempo final de cura de 48 horas. Na temperatura
ambiente ou no interior do corpo humano o material possui ótima estabilidade,
visto que a decomposição térmica somente tem início com valores acima de
150ºC. Além disso, sua temperatura de transição vítrea se encontra acima de
75ºC. Para os ensaios de compressão, os corpos de prova foram
confeccionados por usinagem após a cura total do polímero (48 horas) e as
dimensões estabelecidas pela norma ASTM D695M. A poliuretana teve
comportamento semelhante nos ensaios de compressão e tração, porém esta
foi mais resistente às forças de compressão. O aumento na porcentagem de
carbonato de cálcio incorporado ao polímero, resultou em aumento do módulo
de elasticidade e na diminuição da porcentagem de deformação no limite do
escoamento. Sem carbonato de cálcio os valores médios de compressão foram
48,4 MPa de tensão máxima e módulo de elasticidade de 1355,3 MPa, ao
passo que, com 50% de carbonato de cálcio, os valores foram 55,6 MPa de
tensão máxima e módulo de elasticidade de 2135,3 MPa. Os resultados dos
módulos de elasticidade obtidos por ensaios mecânicos de tração e
compressão foram menores, em relação aos por análise dinâmico-mecânica.
Isto foi justificado pela presença de bolhas, que podem provocar pontos de
tensão em determinadas regiões. O acréscimo de carbonato de cálcio em até
40% melhorou as propriedades mecânicas, sem alterar as propriedades
térmicas. Pela microscopia eletrônica de varredura foi observada a existência
de bolhas no polímero, cujos espaços vazios foram preenchidos pelo carbonato
de cálcio, explicando assim o melhor desempenho.
Revisão da Literatura
24
Konig Júnior et al. (1999) aplicaram e deixaram polimerizar a
resina poliuretana derivada do óleo da mamona no osso alveolar de cães, após
a extração do dente pré-molar. O excesso de material, conseqüente à
polimerização, foi removido e, em seguida, efetuou-se polimento para adaptar a
superfície oclusal às margens do osso alveolar. Isso permitiu a sutura da
mucosa junto com o periósteo. No 90
o
dia após aplicação, a resina foi
substituída por osteóide e tecido ósseo e não havia sinais de ocorrência de
reação imune ou inflamatória.
Cavalieri (2000) promoveram defeitos ósseos nas tíbias de
coelhos, os quais foram tratados com polímero de mamona, cimento ósseo ou
resina acrílica termicamente ativada. Por meio de análises macroscópicas e
microscópicas todos os materiais foram bem tolerados, apesar da presença de
discreto infiltrado inflamatório mononuclear com predominância de linfócitos
aos 90 dias de pós-operatório, último momento de avaliação. A reação
inflamatória foi mais evidente com o cimento ósseo, seguida pela resina acrílica
termicamente ativada e polímero de mamona. Os materiais implantados
mostraram propriedade osteocondutora e tinham na interface implante/tecido
mole, a presença de cápsula fibrosa com áreas de ossificação. Foi notado
crescimento de tecido osteogênico no interior dos poros e fendas do polímero
de mamona, que estava sendo substituído lentamente por tecido ósseo.
A biocompatibilidade de um floculado de resina de mamona
(AUG-EX – Poliquil) de formato irregular e tamanho variável (700 a 1.200 µg)
foi estudada no alvéolo de ratos, após a extração do dente incisivo superior por
Calixto et al. (2001). Os exames histológicos realizados com uma e seis
semanas da extração, mostraram que o floculado foi inicialmente circundado
por tecido de granulação e, posteriormente, por quantidades progressivamente
maiores de tecido ósseo. Foi observada presença de tecido conjuntivo
interposto, mas em algumas áreas ocorreu aparente osseointegração direta. A
reação inflamatória não foi persistente, porém havia pequena quantidade de
células gigantes aderidas à superfície do material. O formato irregular dos
flocos não favoreceu a aderência aos tecidos reparacionais e, a presença
destes, provocou atraso discreto no reparo ósseo apical.
Revisão da Literatura
25
Rezende et al. (2001) avaliaram a prótese de poliuretana de
mamona, de 0,5 cm de diâmetro por 0,5 cm de extensão, como substituto
parcial do tendão calcâneo comum em 30 coelhos. Do ponto de vista clínico,
aparentemente a prótese na forma elastométrica revelou propriedades
semelhantes à do tecido tendinoso, em particular quanto à textura e
flexibilidade. Esta pode ser confeccionada na forma e tamanho desejados,
além de ser moldável e passível de ser esterilizada pelo calor úmido. Segundo
os autores, a poliuretana não induziu reação desfavorável que comprometesse
a cicatrização, podendo ser indicada como substituto temporário do tendão.
Defeitos ósseos circulares de 1cm de diâmetro promovidos na
calota craniana de coelhos foram tratados por Laureano Filho (2001) com
matriz óssea desmineralizada humana e poliuretana derivada do óleo de
mamona. Pelo exame histológico ambos os produtos favoreceram a
neoformação óssea, quando comparados aos defeitos controle que receberam
sangue autólogo. Na última avaliação, com 15 semanas de pós-cirúrgico, os
biomateriais haviam sido reabsorvidos. Pela histometria a produção óssea foi
similar nos grupos com implantes de biomateriais e maior em relação ao
controle.
Kfuri et al. (2001) comparam pinos absorvíveis de
poliparadioxanona e os de poliuretana de mamona quanto às propriedades
mecânicas e ao comportamento biológico. Pinos cilíndricos com diâmetros de
1,4 mm e 12 mm de comprimento foram utilizados como corpos de prova em
ensaio de cisalhamento em máquina de ensaio universal. O sistema foi
estabilizado com pré-carga de 0,3 Kgf e a velocidade de aplicação foi de 0,15
mm/min, sendo a carga registrada a intervalos de deformação de 0,02 mm.
Foram avaliadas propriedades de carga máxima, carga no limite da
proporcionalidade, resiliência e rigidez. A poliparadioxanona foi superior em
todas as propriedades mecânicas estudadas, exceto a rigidez. Além disso,
apresentava gráficos com zonas elásticas amplas, ao passo que o polímero de
mamona logo atingia a fase plástica. Para o estudo do comportamento in vivo,
foi realizada a osteotomia do côndilo femoral medial e sua fixação por dois
pinos em 31 coelhos. Um grupo de animais recebeu implante de poliuretana e
outro de poliparadioxanona. Foram realizadas análises macroscópicas,
Revisão da Literatura
26
radiográficas e histológicas com três, seis e doze semanas de pós-operatório.
Não foram detectadas reações inflamatórias ou osteólise com qualquer um dos
dois polímeros, porém a poliparadioxanona foi superior quanto à bioabsorção e
a osteogênese em seus sítios de implantação. A poliuretana não mostrou sinais
de absorção no período avaliado.
A poliuretana derivada do óleo de mamona foi avaliada por Silva
et al. (2001) quanto à tenacidade à fratura, curva J-R e morfologia da superfície
de fratura dos corpos de prova. Foi utilizada a poliuretana desenvolvida pelo
Grupo de Química Analítica e Tecnologia de Polímeros da USP – São Carlos,
que possui propriedades mecânicas de Limite de Resistência = 40 MPa,
Módulo de Young = 0,8 GPa e Módulo de Elasticidade em flexão = 2 GPa.
Após os ensaios, os corpos de prova foram fraturados em nitrogênio líquido e a
propagação da trinca medida em microscópio estereológico. Em seguida, foi
efetuada microscopia eletrônica de varredura nas superfícies da fratura. Os
autores concluíram que a tenacidade à fratura diminuiu com o aumento da taxa
de deslocamento. Além disso, a poliuretana mostrou comportamento dúctil com
propagação estável da trinca, em contraste à morfologia frágil da fratura dos
corpos de prova. Entretanto, a morfologia estava de acordo com a estrutura
molecular de um polímero termofixo, composto de ligações cruzadas.
Defeitos cilíndricos (1,0 cm de diâmetro por 0,8 cm de
profundidade) efetuados na metáfise distal do fêmur e metáfise proximal da
tíbia, em ambos os membros pélvicos de cães, foram preenchidos com
polímero de mamona na forma porosa ou compacta e avaliados aos três, seis e
12 meses de pós-cirúrgico, por Ignácio et al. (2002). As avaliações
radiográficas e tomográficas mostraram a formação de uma linha de menor
radiodensidade entre o implante e o tecido ósseo. Macroscopicamente o
material com maior porosidade apresentou-se mais fixo com o avançar do
período de análise, tornando mais difícil à mobilização, e aos 12 meses de pós-
operatório a poliuretana estava parcialmente encoberta por tecido ósseo
neoformado. A microscopia eletrônica de varredura evidenciou, em todos os
momentos de observação, a presença de estrutura semelhante a tecido
conjuntivo fibroso, na interface entre a poliuretana e o tecido ósseo adjacente.
Além disso, não se detectou sinais de reabsorção do material. Em todos os
Revisão da Literatura
27
segmentos analisados à microscopia óptica, ambas as formas de implante,
encontravam-se envoltas por tecido conjuntivo. Os autores concluíram ser o
implante de poliuretana espaçador biológico biocompatível, biotolerante e sem
osteointegração.
Ziliotto et al. (2003) utilizaram o polímero extraído da mamona no
preenchimento do canal de aloenxertos conservados em glicerina 98%. Este
último foi interposto para o tratamento de falha óssea segmentar induzida no
rádio e ulna de cães. Pela análise histológica não ocorreu osteointegração e o
biomaterial não foi absorvido nem substituído por tecido ósseo. Os autores
afirmaram ser o polímero um substituto adequado ao cimento ósseo,
aumentando a resistência do implante sem causar reações do tipo corpo
estranho.
Cilindros de polímero vegetal extraído do óleo de mamona
acrescido de 40% de carbonato de cálcio, associado ou não à impregnação de
medula óssea autógena, foram aplicados por Del Carlo et al. (2003) em
defeitos segmentares induzidos no rádio de 30 coelhos e em sítios
heterotópicos – músculo reto abdominal - de outros seis animais. Pela
avaliação histológica efetuada aos 21, 42 e 63 dias após a implantação,
ocorreu formação de tecido ósseo imaturo, com brotos isolados de formação de
osso novo sobre o polímero em seus poros superficiais e nos poros internos,
que se comunicavam. Quando o polímero foi associado à medula ocorreu
osteocondução e osteogênese progressiva. A incorporação dos implantes
ocorreu de maneira lenta e estava incompleta até as nove semanas do estudo.
Em sítio heterotópico o implante foi incapaz de osteocondução e
histologicamente foram observadas células gigantes e tecido fibroso
envolvente.
Maria et al. (2003) aplicaram um pino de poliuretana de mamona
na tíbia de 12 cães em crescimento. Estes foram submetidos à eutanásia aos
30, 60 e 90 dias após a intervenção cirúrgica, para se proceder às avaliações
macroscópica e microscópica. Ao corte longitudinal das tíbias, as poliuretanas
apresentavam aspecto similar ao inicial e, alguns pinos soltaram-se
espontaneamente. No exame histológico foi verificada presença de cápsula
conjuntiva fibrosa ao redor do implante e ausência de proliferação óssea em
Revisão da Literatura
28
sua direção. Os autores citaram que o produto não desencadeia processo
infeccioso ou de rejeição, sendo biocompatível e não osteointegrável.
Defeitos segmentares induzidos no arco zigomático de ratos
foram tratados com polímero derivado do óleo de mamona em forma de blocos
pré-polimerizados ou em forma de biomassa, por Leonel et al. (2003). Pelo
exame histológico, o polímero derivado da biomassa tinha poros de diversos
tamanhos e, os na forma de miniblocos, tinham poros delicados e de pequeno
diâmetro. Contudo, em ambos os materiais foi observada a existência de
neoformação óssea tecidual em meio aos poros aos 15, 30, 60, 90 e 120 dias
de avaliação. Além disso, ocorreu progressiva diminuição no volume do
polímero, à medida que este foi substituído por tecido ósseo.
Beloti et al. (2003) investigaram a biocompatibilidade in vitro da
poliuretana derivada do óleo da mamona em três composições: pura, acrescida
de carbonato de cálcio e acrescida de fosfato de cálcio. Células da medula
óssea foram cultivadas sob condições que permitiram a diferenciação
osteoblástica e avaliou-se a adesão celular, a proliferação celular, a morfologia
celular, o conteúdo de proteína total, a atividade da fosfatase alcalina, e a
formação de nódulos como osso. De acordo com os autores, os eventos
celulares iniciais, adesão celular e a atividade da fosfatase alcalina, não foram
influenciados pela composição química, mas a combinação com carbonato de
cálcio ou melhor com fosfato de cálcio favoreceu os eventos que promoveram a
mineralização da matriz e são produtos mais biocompatíveis.
Cilindros de poliuretana derivada do óleo da mamona nas
composições pura e acrescida de carbonato de cálcio ou fosfato de cálcio
foram implantados, por Barros et al. (2003) no fêmur de coelhos. Pela
avaliação histológica efetuada com oito, 12 e 16 semanas de pós-operatório,
nenhuma amostra foi osteocondutiva. A osteointegração foi maior com o grupo
fosfato de cálcio em todos os períodos, quando comparado ao grupo puro, e
após oito e 12 semanas, quando comparado com o grupo carbonato de cálcio.
Os autores concluíram que a poliuretana com carbonato ou fosfato de cálcio
melhorou a biocompatibilidade, por aumentar e acelerar sua osteointegração.
Além disso, baseado na ausência de osteocondutividade, a poliuretana foi
considerada um material bioinerte.
Revisão da Literatura
29
Leonel et al. (2004) utilizaram blocos pré-polimerizados que foram
fixados com resina, ambos derivados do óleo de mamona, para a reconstrução
de defeito segmentar de 2 mm no arco zigomático de ratos. No exame
histológico, aos 90 e 120 dias de pós-operatório, uma considerável parte do
polímero havia sido substituído por tecido ósseo, permanecendo ainda
fragmentos circundados por tecido ósseo. Os autores concluíram ser o
biomaterial osteocondutor, já que ocorreu o crescimento de tecido ósseo sobre
sua superfície e em meio aos seus poros, desde os períodos iniciais de
observação.
Defeitos ósseos de 6x10 mm foram promovidos no côndilo
femoral de 96 coelhos por Figueiredo et al. (2004) e preenchidos com quatro
tipos de materiais. Após intervalo de quatro a seis semanas, foram realizadas
análises macroscópicas, tomográficas e histométricas. O enxerto ósseo
autógeno mostrou o maior potencial osteogênico. O osso bovino desvitalizado
induziu maior reação inflamatória e de cavidades císticas e, lentidão de
integração quando comparado ao enxerto ósseo autógeno, hidroxiapatita
porosa do coral e poliuretana de mamona. Pela tomografia computadorizada, a
hidroxiapatita porosa do coral manteve a radiodensidade inicial e os implantes
de osso bovino desvitalizado e poliuretana de mamona mostraram
radiodensidades aumentadas, conforme foram invadidos pelo tecido ósseo
neoformado.
Laranjeira et al. (2004) utilizaram placas e espaçadores feitos de
polímero derivado do óleo de mamona para a realização de tração linear,
fixação e fusão vertebral cervical em cães adultos. A coluna cervical foi exposta
por acesso ventral, o disco intervertebral C4-C5 fenestrado e o canal medular
abordado por meio de fenda óssea. Foi aplicado um espaçador de polímero de
mamona para preencher o defeito ósseo e fixaram-se os corpos vertebrais C4-
C5 com placa confeccionada de mamona e parafusos de aço. Pelas avaliações
clínica e radiográfica, os biomateriais foram eficientes em promover a tração
linear e a estabilização vertebral cervical. No entanto, não foi detectada a fusão
vertebral.
Defeitos condilares femorais nas dimensões de 6x10 mm foram
efetuados em 20 coelhos, por Jacques et al. (2004), e tratados com enxerto
Revisão da Literatura
30
autógeno ou biomassa de poliuretana de mamona. Procederam-se avaliações
macro e microscópica aos 45 e 90 dias após a implantação. Em todos os
defeitos tratados com enxerto esponjoso autógeno ocorreu a presença de
cicatrização cortical, tanto aos 45 quanto aos 90 dias de pós-operatório. Nos
que receberam poliuretana esta estava ausente aos 45 dias. Aos 90 dias de
pós-operatório, havia tecido ósseo maduro na zona de transição entre o
implante e o osso receptor em todos os que receberam enxerto ósseo
autógeno e em nenhum dos que receberam a poliuretana. Os autores
afirmaram que a poliuretana de mamona integra-se mais lentamente quando
comparada ao enxerto ósseo autólogo, porém seu emprego como massa
moldável no preenchimento de falha óssea mostrou-se exeqüível.
Boecker-Neto et al. (2005) avaliaram histomorfometricamente o
aumento do assoalho do seio maxilar, em 10 pacientes humanos com idade
média de 45 anos, com o uso de dois materiais de enxerto (fosfato de cálcio e
polímero de Ricinus communis) em associação com o osso autógeno. Foram
colhidas biopsias 10 meses após a implantação. Em ambos os grupos, a
análise histomorfométrica indicou resultados regenerativos satisfatórios. Da
mesma forma, o exame histológico mostrou presença de infiltrado inflamatório
de prevalência mononuclear e osso maduro com áreas compacta e esponjosa.
Os resultados indicaram que ambos os materiais de enxertos associados com
osso autógeno foram biocompatíveis, embora ainda estivessem presentes no
momento da avaliação final.
A poliuretana derivada do polímero de mamona, acrescida de
carbonato de cálcio, foi pré-moldada em formato de pino, autoclavada e
inserida de forma normógrada no úmero de 20 codornas domésticas, por
Bolson et al. (2005). Ao exame clínico não foram detectadas alterações locais,
regionais ou sistêmicas. Pelo exame radiográfico visibilizou-se aumento da
densidade local, sem sinais de alteração óssea, dos tecidos circunjacentes e
dos sacos aéreos. À análise macroscópica não revelou reabsorção do
polímero, porém houve diminuição da consistência. Histologicamente havia
inicialmente mínima reação inflamatória, discreta fibrose ao redor do implante e
osteointegração pela presença de trabéculas e medula óssea no interior do
implante.
Revisão da Literatura
31
Ferneda et al. (2006) avaliaram o biopolímero de óleo de mamona
por meio de teste de compressão empregando um aparelho de carga simples.
Os corpos de prova foram obtidos de uma mistura de pré-polímero e poliol, na
proporção de 1:0, 7, respectivamente. Estes foram manufaturados com moldes
abertos feitos de silicone translúcido. A temperatura foi de 22
o
C e a umidade de
40%, já que valores mais altos de umidade podem gerar formação excessiva
de bolhas durante a polimerização e, conseqüentemente, pontos de estresse.
Para promover a polimerização residual tão bem quanto simular o processo de
esterilização, os espécimes foram mantidos em forno a 80
o
C por 3 horas. Em
seguida, eles foram facetados para assegurar secções transversas na base e
topo, permanecendo com 25,4 mm de comprimento e 12,7 mm de diâmetro.
Após os ajustes dimensionais, foram fixados “strain gages” biaxias e uniaxiais.
A minimização da fricção entre o cilindro de carga e os corpos de prova foi com
o uso de óleo castrol e lubrificante de vaselina. A velocidade do teste foi
0,8±0,05 mm/min, obtida após uma série de avaliações preliminares. No teste
monotônico observou-se que, após alcançar o ponto de tensão, o material sofre
plasticidade, isto é, primeiro amolece e mais tarde começa a endurecer. As
propriedades básicas obtidas pelo “strain gage” foram módulo de elasticidade
igual a 1,56 GPa e tensão de rendimento de 46 MPa.
As propriedades osteoindutivas do polímero derivado do óleo de
mamona no formato de disco foram comparadas as do enxerto ósseo
esponjoso autólogo, por Martinez el al. (2006), em defeito cortical
(3mmx10mm) induzido do segmento médio da diáfise do rádio de cães. Foram
efetuadas avaliações radiográficas, por densitometria óssea por dupla emissão
com fontes de raios-x e histológicas. O polímero não promoveu aumento da
produção de osso ou mostrou evidência de osteocondução, porém tornou-se
facilmente fragmentado e degradado pelas células do hospedeiro. Os autores
sugeriram que o material poderia servir como carreador biodegradável para
fatores de crescimento.
Pereira-Júnior et al. (2007) compararam a poliuretana na forma de
grânulos com o enxerto ósseo esponjoso autólogo, no tratamento de falhas
ósseas segmentares induzidas no rádio de coelhos, por meio de avaliações
histológicas e radiográficas aos 15, 30, 60 e 120 dias de pós-operatório.
Revisão da Literatura
32
Radiograficamente a regeneração óssea foi mais evidente nas falhas tratadas
com o enxerto esponjoso, que estavam totalmente reconstituídas aos 120 dias
de pós-operatório. Histologicamente não foi evidenciada reação inflamatória ou
presença de células gigantes do tipo corpo-estranho ao redor dos grânulos do
polímero, os quais foram progressivamente envolvidos por tecido ósseo
trabecular neoformado, sem a interposição de tecido conjuntivo na interface
osso-polímero. Nenhum sinal de reabsorção dos grânulos do polímero foi
observado pela microscopia de polarização. Desta forma, os autores
concluíram que o polímero de mamona na forma de grânulos não apresenta as
propriedades osteoindutoras e osteogênicas do enxerto ósseo esponjoso
autólogo e atua como preenchedor de espaço sem sinais indicativos de
degradação, além de ser biocompatível e osteointegrável.
OBJETIVOS
Objetivos
34
3 OBJETIVOS
O presente trabalho teve por objetivos avaliar:
1 as propriedades mecânicas de resistência à compressão axial e ao
dobramento da poliuretana derivada do óleo de mamona e do
polimetilmetacrilato;
2 a influência do tempo de produção e do catalisador no comportamento
mecânico da poliuretana derivada do óleo de mamona;
3 a influência do tempo de produção no comportamento mecânico do
polimetilmetacrilato.
MATERIAL E MÉTODOS
Material e Métodos
36
4 MATERIAL E MÉTODOS
4.1 Grupos experimentais
A metodologia adotada durante o desenvolvimento do presente
trabalho foi aprovada pela Câmara de Ética em Experimentação Animal da
Faculdade de Medicina Veterinária e Zootecnia da Universidade Estadual
Paulista (Unesp) - Botucatu, em 21/09/2006, sob protocolo 80/2006 (Apêndice).
Foram estabelecidos três grupos experimentais, de acordo com o
tipo de corpo de prova e polímero utilizado, que foram posteriormente
subdivididos conforme o tempo de cura, a saber:
Corpos de prova cilíndricos
Grupo 1 (n=30): polimetilmetacrilato (PMMA). Subgrupo com 10
unidades cada: PMMA24, PMMA48 e PMMA72 horas.
Grupo 2 (n=30): poliuretana derivada do óleo de mamona sem
catalisador (BO). Subgrupo com 10 unidades cada: BO24, BO48 e BO72 horas.
Grupo 3 (n=30): poliuretana derivada do óleo de mamona com
catalisador (PC). Subgrupo com 10 unidades cada: PC24, PC48 e PC72 horas.
Material e Métodos
37
Corpos de prova em forma de barra
Grupo 1 (n=21): polimetilmetacrilato (PMMA). Subgrupo com sete
unidades cada: PMMA24, PMMA48 e PMMA72 horas.
Grupo 2 (n=21): poliuretana derivada do óleo de mamona sem
catalisador (BO). Subgrupo com sete unidades cada: BO24, BO48 e BO72
horas.
Grupo 3 (n=21): poliuretana derivada do óleo de mamona com
catalisador (PC). Subgrupo com sete unidades cada: PC24, PC48 e PC72
horas.
4.2 Produção dos corpos de prova
Todos os corpos de prova foram confeccionados por um mesmo
técnico nos laboratórios da indústria Biomecânica
3
, em sala climatizada na
temperatura de 23ºC, sem controle de umidade ambiente.
4.2.1 Polimetilmetacrilato
Empregou-se o cimento ósseo
4
radiopaco e de baixa viscosidade
(tempo de adesividade de 3 a 5 minutos e tempo de polimerização em média
de 15 minutos), com a seguinte composição:
componente líquido (20ml):
Metilmetacrilato........................................98,215% w/w
NN Dimethyl-p-toluidine............................0,816% w/w
Álcool Etílico..............................................0,945% w/w
3
Biomecânica Ind. e Com. de Produtos Ortopédicos Ltda. Rua Dois, s/n 1º Distrito
Industrial – Jaú, SP.
4
Cimento ortopédico Biomecânica - Biomecânica Ind. e Com. de Produtos
Ortopédicos Ltda. Rua Dois, s/n 1º Distrito Industrial – Jaú, SP.
Material e Métodos
38
Ácido Ascórbico.........................................0,022% w/w
Hidroquinona..............................................0,002% w/w
componente em pó (40g):
Polimetil-Metacrilato......................................87,5%w/w
Sulfato de Bário.............................................10,0%w/w
Peróxido de Benzoil.......................................2,50%w/w.
4.2.1.1 Cilindros
Os corpos de prova em forma de cilindros (n=30), totalizando 10
para cada subgrupo experimental (PMMA24, PMMA48 e PMMA72), foram
produzidos em matriz de polietileno dotada de quatro cavidades com 12 mm de
comprimento e 6 mm de diâmetro (Figura 1), conforme norma ISO 5833
(Apêndice).
- o pó de co-polímero auto-polimerizante e o monômero líquido foram
misturados manualmente em blister e misturador plástico, na proporção de 2:1;
- as cavidades cilíndricas da matriz foram preenchidas pela mistura na fase
pastosa;
- após 30 minutos de polimerização, os corpos de prova foram removidos da
matriz com auxílio de haste metálica;
- as dimensões foram aferidas com paquímetro
5
(comprimento, altura e
diâmetro) e o peso por meio de balança de precisão
6
;
- os corpos de prova foram mantidos em repouso durante 24, 48 e 72 horas em
sala climatizada na temperatura de 23ºC.
5
Paquímetro Mytutoyo - Av. João Carlos da Silva Borges, 1240 - São Paulo, SP.
6
Marte analítica, modelo AL 200C - Av. Francisco Andrade Ribeiro, 430 - Santa Rita
do Sapucaí, MG.
Material e Métodos
39
4.2.1.2 Barras
Os corpos de prova em forma de barra (n=21), totalizando sete
para cada subgrupo experimental (PMMA24, PMMA48 e PMMA72), foram
produzidos utilizando-se matriz de polietileno dotada de três cavidades de 75
mm de comprimento e 65 mm de largura e 3,3 mm de espessura, conforme
norma ISO 5833 (Figura 2).
- o pó de co-polímero auto-polimerizante e o monômero líquido foram
misturados manualmente em blister e misturador plástico, na proporção de 2:1;
- as cavidades da matriz foram preenchidas pela mistura na fase pastosa;
- após 30 minutos de polimerização, os corpos de prova foram removidos da
matriz com auxílio de haste metálica;
- as dimensões foram aferidas com paquímetro (comprimento, altura e
espessura) e o peso por meio de balança de precisão;
- os corpos de prova foram mantidos em repouso durante 24, 48 e 72 horas em
sala climatizada na temperatura de 23ºC.
Material e Métodos
40
Figura 1 - Matrizes de polietileno, utilizadas na confecção de
corpos de prova cilíndricos, dotadas de quatro cavidades (122
mm de comprimento e 6 mm de diâmetro).
Figura 2 – Matrizes de polietileno, utilizadas para confecção de
corpos de prova em barra, dotadas de três cavidades (75mm
de comprimento x 65mm de largura x 3,3mm de espessura).
Material e Métodos
41
4.2.2 Poliuretana derivada do óleo de mamona
Composição da poliuretana derivada do óleo de mamona sem
catalisador (BO - BIOOSTEO
7
):
34,5%......................Pré-polimero (NCO),
31%.........................Poliol (OH)
34,5%......................Carbonato de cálcio
Composição da poliuretana derivada do óleo de mamona com
catalisador (PC):
38,5%......................Pré-polimero (NCO),
27%.........................Poliol (OH)
34,5%......................Carbonato de cálcio
O catalisador vai no poliol, e o percentual é de 0,05%.
4.2.2.1 Cilindros
Os corpos de prova em forma de cilindros (n=60), totalizando 30
para G2 (BO24, BO48, BO72) e 30 para G3 (PC24, PC48, PC72), foram
produzidos em matriz de polietileno dotada de quatro cavidades com 12 mm de
comprimento e 6 mm de diâmetro (Figura 1), conforme norma ISO 5833.
- o componente líquido (pré-poliol) e o pó da poliuretana contendo óleo de
mamona foram mantidos por 24 horas na temperatura de 23 ºC;
- o pó e o líquido foram misturados manualmente em blister e misturador
plástico, seguindo a proporção de 10 g de pré-polímero, 9 g de poliol e 10 g de
carbonato de cálcio;
- no G2 a mistura foi efetuada sem catalisador obtendo-se densidade de 0,68 e
no G3 esta recebeu catalisador obtendo-se densidade de 0,85;
- as cavidades cilíndricas da matriz de polietileno foram untadas com óleo
mineral e preenchidas pela mistura no estado adesivo;
7
BIOOSTEO - Biomecânica Ind. e Com. de Produtos Ortopédicos Ltda. Rua Dois, s/n
1º Distrito Industrial – Jaú, SP.
Material e Métodos
42
- foi colocada fita adesiva e placa metálica acima e abaixo da matriz, que foi
mantida sob compressão com auxílio de uma morsa por 30 minuntos;
- após 30 minutos de polimerização, os corpos de prova foram removidos da
matriz com auxílio de haste metálica;
- as dimensões foram aferidas com paquímetro (comprimento, altura e
diâmetro) e o peso por meio de balança de precisão;
- os corpos de prova foram mantidos em repouso durante 24, 48 e 72 horas em
sala climatizada na temperatura de 23ºC;
4.2.2.2 Barras
Os corpos de prova em forma de barra (n= 42), totalizando 21
para cada grupo experimental G2 (BO24, BO48, BO72) e G3 (PC24, PC48,
PC72), foram produzidos utilizando-se matriz de polietileno dotada de três
cavidades de 75 mm de comprimento, 65 mm de largura e 3,3 mm de
espessura (Figura 2), conforme norma ISO 5833.
- o componente líquido (pré-poliol) e o pó da poliuretana contendo óleo de
mamona foram mantidos por 24 horas na temperatura de 23 ºC;
- o pó e o líquido foram misturados manualmente em blister e misturador
plástico, seguindo a proporção de 10 g de pré-polímero, 9 g de poliol e 10 g de
carbonato de cálcio,
- no G2 a mistura foi efetuada sem catalisador obtendo-se densidade de 0,68 e
no G3 esta recebeu catalisador obtendo-se densidade de 0,85;
- as cavidades da matriz de polietileno foram untadas com óleo mineral e
preenchidas pela mistura no estado adesivo (Figura 3);
- foi colocada fita adesiva e placa metálica acima e abaixo da matriz, que foi
mantida sob compressão com auxílio de uma morsa por 30 minutos;
- após 30 minutos de polimerização, os corpos de prova foram removidos da
matriz com auxílio de haste metálica;
- as dimensões foram aferidas com paquímetro (comprimento, altura e
espessura) e o peso por meio de balança de precisão;
Material e Métodos
43
- os corpos de prova foram mantidos em repouso durante 24, 48 e 72 horas em
sala climatizada na temperatura de 23ºC;
Figura 3 – Preparação dos corpos de prova em barra.
Poliuretana derivada do óleo de mamona na fase pastosa,
aplicada na matriz de polietileno.
Material e Métodos
44
4.3 Ensaio mecânico
Os ensaios foram efetuados em Máquina Universal de Ensaios
Mecânicos
2
(EMIC DL 10000) (Figura 4). A precisão do sistema é de ± (0,018 +
F/3700) KN, apurada dentro das especificações das normas da ABNT. A
Máquina Universal opera em conjunto com um microcomputador sob sistema
operacional “Windows 95”, sendo utilizado programa de informática Mtest
versão 1.00. Este programa permite a realização de ensaios segundo método
pré-definido pelo usuário, que escolhe parâmetros e unidades.
Na presente avaliação, utilizou-se a seguinte padronização:
Célula de carga : 5000 N
Sentido : Compressão
Velocidade de aplicação da carga: 20 mm/min para os ensaios de
resistência a compressão, e 5mm/min para ensaios de resistência ao
dobramento, conforme especificado pela norma ISO 5833:1992.
Após a verificação da montagem dos corpos de prova e
verificação das distâncias entre os corpos de prova, suporte e cutelos,
procederam-se os ensaios.
Figura 4 - Máquina Universal de Ensaios Mecânicos (EMIC DL
10000).
Material e Métodos
45
4.3.1 Ensaio de compressão
Cada cilindro utilizado para o ensaio de compressão foi colocado
entre dois suportes metálicos apoiados numa base de madeira. O cabeçote
proximal da máquina de ensaio foi movimentado promovendo compressão axial
do corpo de prova até ocorrer cisalhamento (Figura 5). Os valores da
resistência à compressão foram informados pela própria máquina, sem
necessidade de cálculo.
A carga e a deformação foram obtidas no limite de resistência
máxima à compressão, com o auxílio de software do próprio fabricante. O
índice de rigidez (coeficiente de proporcionalidade) correspondeu a tangente
física da inclinação da curva e na base linear do diagrama carga X deformação.
A deformação percentual foi calculada dividindo-se o valor da
deformação pelo comprimento inicial do corpo de prova.
Figura 5 - Ensaio de compressão com corpo de prova cilíndrico entre
duas barras metálicas.
Material e Métodos
46
4.3.2 Ensaio de dobramento
Cada barra utilizada nos ensaios de dobramento foi montada
sobre suporte de madeira, com apoio em dois pontos, que continha no ponto
médio um sensor de deslocamento adaptado ao relógio controlador
8
(Figuras 6
e 7). No cabeçote proximal da máquina de ensaio foi rosqueada uma peça de
aço inoxidável com dois pontos para aplicação da carga, o que configurou a
montagem para ensaio em flexão em quatro pontos.
Conforme especificações do anexo F da ABNT ISSO 5833,
módulo de dobramento é calculado pelo diagrama carga-deformação, em que
são efetuadas as deflexões de 15N e 50N.
Para o cálculo dos valores do módulo de dobramento (E) foi
utilizada a equação:
Onde:
F é a faixa de carga (50N – 15N = 35N);
a é a distância entre os pontos de carga internos e externos
(20mm);
f é a diferença entre as deflexões sob as cargas de 15N e 50N,
em milímetros;
h é a espessura média da barra, em milímetros;
b é a largura média da barra, em milímetros;
l é a distância entre os pontos de carga externos (60mm)
8
Digimess Instrumentos de Medição de Precisão Rua da Mooca, 1772 - São Paulo,
SP.
E = Fa (3l
2
– 4a
2
)
4fbh
3
Material e Métodos
47
Conforme especificações do anexo F da ABNT ISO 5833, a
resistência ao dobramento é a máxima tensão suportada pelo material até a
ruptura do corpo em dobramento.
Para o cálculo dos valores da resistência ao dobramento (B), para
cada corpo de prova utilizou-se a seguinte expressão:
Onde:
F é a força de medida na queda, em Newtons;
a é a distância entre os pontos de carga internos e externos
(20mm);
b é a largura média da barra, em mm;
h é a espessura média da barra, em mm;
Os resultados da resistência ao dobramento foram informados
pela própria máquina.
B= 3Fa
bh
2
Material e Métodos
48
Figura 6 - Ensaio de dobramento em 4 pontos. No ponto médio do
corpo de prova verifica-se um sensor de deslocamento adaptado a
um relógio controlador.
Material e Métodos
49
4.4 Análise estatística
Para o Ensaio em compressão realizou-se a técnica da análise de
variância não-paramétrica para o modelo com dois fatores e respectivo teste de
comparações múltiplas (NORMAN e STREINER, 1994) das variáveis Carga
Máxima (N) e Tensão (Mpa).
Para o Ensaio em dobramento foram efetuadas a técnica da
análise de variância para o modelo com dois fatores, complementada com o
teste de comparações múltiplas de Tukey (ZAR, 1999), das variáveis Módulo
de Dobramento (MPa) e Resistência (MPa) (ZAR, 1999).
RESULTADOS
Resultados
51
5 RESULTADOS
5.1 Produção dos corpos de prova
Como a poliuretana derivada do óleo de mamona rapidamente
adquire o estado adesivo, a maior dificuldade encontrada foi no preenchimento
das cavidades cilíndricas da matriz de polietileno. Isto exigiu a produção de um
maior número de corpos de prova, que se adequassem às exigências
necessárias para os testes mecânicos. Contudo, não houve diferenças de
manipulação entre a poliuretana com ou sem catalisador. Em virtude da
expansão não controlada que ocorre durante a polimerização de ambas as
poliuretanas, fez-se necessário o emprego de placas metálicas e morsa.
Resultados
52
5.2 Ensaio mecânico de compressão
Os valores de Carga Máxima (N) e Tensão (MPa) à compressão
encontram-se nas Tabelas 1 e 2, respectivamente. Todos os corpos de prova
cilíndricos apresentaram embutimento (Figuras 8 e 9).
Momentos
Grupos
24h 48h 72h
PMMA 15,50 ± 2,41 aA 14,15 ± 5,27 aA 13,35 ± 4,97 aA
BO 28,44 ± 167,14 abA
28,59 ± 8,88 aA 32,05 ± 5,65 aA
PC 143,70 ± 22,80 bA 164,60 ± 16,20 bA
154,40 ± 37,45 bA
*letras minúsculas: comparação de grupos fixado o momento de avaliação
**letras maiúsculas: comparação de momentos dentro de grupo
Momentos
Grupos
24h 48h 72h
PMMA 0,484 ± 0,075 aA 0,442 ± 0,165 aA
0,480 ± 0,156 aA
BO 1,006 ± 5,910 abA
1,011 ± 0,314 aA
1,134 ± 0,200 aA
PC 4,490 ± 0,714 bA 5,145 ± 0,507 bA
4,826 ± 1,171 bA
*letras minúsculas: comparação de grupos fixado o momento de avaliação
**letras maiúsculas: comparação de momentos dentro de grupo
Tabela 1 - Mediana e semi-amplitude da Carga Máxima (N) de
compressão, segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO -
poliuretana sem catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e
momentos (24, 48 e 72 horas).
Tabela 2 - Mediana e semi-amplitude da Tensão (MPa) em
compressão, segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO -
poliuretana sem catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e
momentos (24, 48 e 72 horas).
Resultados
53
Figura 8 – Corpo de prova cilíndrico no término do
ensaio de compressão.
Figura 9 – Corpos de prova cilíndricos antes (a) e
após o ensaio de compressão, mostrando o
embutimento (b).
a
b
Resultados
54
5.3 Ensaio mecânico de dobramento
Os valores de Módulo de dobramento (MPa) e Resistência ao
dobramento (MPa) encontram-se nas Tabelas 3 e 4 , respectivamente. Os
corpos de prova em barra apresentaram deformação ou quebraram
transversalmente ao eixo longitudinal (Figuras 10 e 11).
Momentos
Grupos
24h 48h 72h
PMMA 137,83±25,68aA
208,39±68,73 aA 173,93±78,03abA
BO 287,16±74,15 bA
541,50±184,19 bB
262,54±56,05 bA
PC 136,19±19,25 aA
196,90±30,70 aA 157,52±37,93 aA
*letras minúsculas: comparação de grupos fixado o momento de avaliação
**letras maiúsculas: comparação de momentos dentro de grupo
Momentos
Grupos
24h 48h 72h
PMMA 11,61±1,57 cA 14,39±1,00 cB 12,59±2,51 cA
BO 1,25±0,14 aA 1,21±0,31 aA 1,41±0,29 aA
PC 2,59±0,35 bA 2,57±0,54 bA 2,63±0,33 bA
*letras minúsculas: comparação de grupos fixado o momento de avaliação
**letras maiúsculas: comparação de momentos dentro de grupo
Tabela 3 – Média e desvio padrão do Módulo de dobramento (MPa)
segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem
catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e
72 horas).
Tabela 4 – Média e desvio padrão da Resistência ao dobramento
(MPa) segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO -
poliuretana sem catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e
momentos (24, 48 e 72 horas).
Resultados
55
Figura 10 – Corpo de prova em barra no término do ensaio
de dobramento.
Figura 11 – Corpos de prova em barra antes (a) e após (b) o
ensaio de dobramento. Nota-se corpo de prova quebrado
transversalmente ao eixo longitudinal.
a
b
a
b
DISCUSSÃO
Discussão
57
6 DISCUSSÃO
Como afirmado por Demian e McDermott (1998) a caracterização
do cimento ósseo acrílico deve ser efetuada por meio de análises químicas,
físicas e mecânicas. Por ser a poliuretana derivada do óleo de mamona
classificada em biomaterial polimérico (MANO, 1985; OHARA, 1995;
BIOOSTEO, 2006), assim como o cimento ósseo (LYMAN, 1999; DEE et al.,
2002), os mesmos testes podem ser aplicados para determinação das suas
propriedades.
Diversas publicações referentes ao emprego do polímero de
mamona estão associadas a estudos in vivo, que analisaram
biocompatibilidade, capacidade de estimulação na neoformação óssea,
osteointegração e toxicidade. A resposta do hospedeiro à implantação local da
poliuretana derivada do óleo mamona foi, em geral, associada à reação
inflamatória de baixa intensidade (CARUZO e ROSLINDO, 1995; CAVALIERI,
2000; BOLSON et al., 2005) ou ausente (OHARA, 1995; OLIVEIRA et al., 1995;
TEIXEIRA e RAMALHO 1995; KONIG JÚNIOR et al., 1999; KFURI et al., 2001;
PEREIRA-JÚNIOR et al., 2007) e proliferação de tecido conjuntivo ao redor do
implante (CARUZO e ROSLINDO, 1995; CARVALHO et al., 1997; CAVALIERI,
2000, CALIXTO et al., 2001; IGNÁCIO et al., 2002; DEL CARLO et al., 2003),
fato que favoreceu a classificação do material como biocompatível (OHARA,
1995; CARVALHO et al., 1997; IGNÁCIO et al., 2002; MARIA et al., 2003;
BELOTI et al., 2003; BOECKER-NETO et al., 2005; PEREIRA-JÚNIOR et al.,
2007).
Adicionalmente são também observadas algumas controvérsias
em particular quanto à capacidade da poliuretana derivada do óleo mamona de
ser ou não reabsorvida (VILARINHO e HETEM, 1995; CARUZO e ROSLINDO,
1995; KONIG JÚNIOR et al., 1999; CAVALIERI, 2000; LAUREANO FILHO,
Discussão
58
2001; KFURI et al., 2001; IGNÁCIO et al., 2002; LEONEL et al., 2003;
ZILIOTTO et al., 2003; FIGUEIREDO et al, 2004; BOLSON et al., 2005;
MARTINEZ et al., 2006; PEREIRA-JÚNIOR et al., 2007), apresentar ou não
sinais de integração (CARVALHO et al, 1997; CALIXTO et al., 2001; BARROS
et al., 2003; JACQUES et al., 2004; BOLSON et al., 2005; IGNÁCIO et al.,
2002; ZILIOTTO et al., 2003; MARIA et al., 2003; PEREIRA-JÚNIOR et al.,
2007), bem como sua ação como agente osteocondutor (IGNÁCIO et al., 1995;
CAVALIERI, 2000) ou espaçador (IGNÁCIO et al., 1995; IGNÁCIO et al., 2002;
LARANJEIRA et al., 2004; PEREIRA-JÚNIOR et al., 2007).
Em razão da flexibilidade, a poliuretana pode ser usada para a
confecção de moldes com diferentes formas e padrões e, até como biomassa
moldada, que pode ser aplicada diretamente no momento do procedimento
cirúrgico (OHARA, 1995; BIOOSTEO, 2006). Desta forma, a variação nos
resultados podem estar relacionados ao processo de preparação e formulação
química do material, período de avaliação; esta hipótese requer, entretanto,
comprovação. Neste contexto, faltam estudos mais aprofundados sobre as
respostas sistêmicas, em toxicidade, imunologia, biologia molecular e celular.
Além disso, há poucos relatos das suas propriedades mecânicas (CLARO
NETO, 1997; KFURI et al., 2001; SILVA et al., 2001; FERNEDA et al., 2006).
Como uma das indicações da poliuretana de mamona é a
cimentação de próteses, preenchimento de cavidades ósseas e defeitos
cranianos (BIOOSTEO, 2006), torna-se necessária a caracterização das
propriedades mecânicas comparada ao polimetilmetacrilato, visto que este é o
material mais utilizado para estes propósitos (FUKUSHIMA et al., 2002;
ROUSH, 2003; NUSSBAUM et al., 2004; FRAZER et al., 2005), a despeito de
algumas desvantagens (LINTNER et al., 1982; FUKUSHIMA et al., 2002).
As propriedades mecânicas dos cimentos são avaliadas por
testes estáticos ou dinâmicos, que são definidos por normas internacionais
(ISO 5833). Cargas cíclicas analisam a força de fadiga e mecanismos de
quebra como a propagação da fissura (DEMIAN e McDERMOTT, 1998). As
propriedades estáticas incluem estudos das propriedades mecânicas, durante
ensaios de dobramento, compressão e tensão (PUGH e DEE, 1988; LATOUR,
Discussão
59
1999; DEMIAN e McDERMOTT, 1998), que foram as investigadas no presente
experimento.
Muitas variáveis como a presença de sangue e outros fluidos,
acréscimo de substâncias e método de esterilização podem afetar as
propriedades mecânicas das amostras sendo, no entanto, o método de
preparação dos corpos de prova uma das mais significativas (DEMIAN e
McDERMOTT, 1998). Desta forma, no presente experimento os corpos de
prova foram produzidos por um único indivíduo, habituado à manipulação dos
componentes, que foram misturados de acordo com a indicação do bulário.
A preparação dos materiais foi realizada em ambiente sob
temperatura constante, mas sem controle de umidade. Conforme Haas et al.
(1975), a variação da umidade atmosférica de 20% para 75% não promove
efeitos significativos em cimentos ósseos acrílicos preparados em uma
temperatura constante, podendo haver discreta diminuição na fase pastosa,
tempo de endurecimento e tempo de manipulação. Já no caso da poliuretana
de mamona, Ferneda et al. (2006) afirmaram que valores altos de umidade
podem gerar formação excessiva de bolhas, conseqüentemente pontos de
concentração de estresse e diminuição da resistência.
Para o cimento acrílico há vários métodos de mistura, desde os
métodos manuais até misturas mecânicas, a vácuo e por centrifugação
(LINDÉN e GILLQUIST, 1989; LINDÉN, 1991; KURDY et al. 1996; SMEDS et
al., 1997; LEWIS, 1999; PASCOTINI et al., 2001; DUNNE e ORR, 2002; KLEIN
et al., 2004), porém para a poliuretana derivada do óleo de mamona é apenas
descrita a preparação manual (BIOSTEOO, 2006). Sendo assim, optou-se pelo
emprego do método manual como forma de mistura para todas as amostras.
Durante a mistura dos componentes pó e líquido do cimento
ósseo, é inevitável a inclusão de ar (HAAS et al., 1975; CALANDRUCCIO,
1989). Esta seria uma das possíveis causas responsáveis pela formação de
poros dentro dos espécimes, junto com o aquecimento do monômero e a
liberação de ar da solução do monômero ou do pó (SMEDS, 1977). Embora
com algumas controvérsias, na dependência da dimensão, localização e
distribuição dos poros podem ocorrer iniciação e propagação de fissuras, o que
influenciaria no desempenho mecânico do cimento ósseo em próteses
Discussão
60
cimentadas (LING e LEE, 1998; ISHIHARA et al., 2000; DUNNE, 2001;
JANSSEN et al., 2005). O consenso geral é que esforços devem ser realizados
para reduzir o número e tamanho de poros ao mínimo (DEMIAN e
McDERMOTT, 1998).
Há vários estudos associando as técnicas de mistura com o
número e tamanho dos poros do cimento (LINDÉN e GILLQUIST, 1989;
LINDÉN, 1991; LEWIS, 1999; KURDY et al., 1996; SMEDS et al., 1997;
DUNNE, 2001; GEIGER et al., 2001). A maioria dos autores afirma que a
mistura manual tem como resultado final um produto mais poroso em relação
aos demais métodos de preparo e, conseqüentemente, com propriedades
mecânicas inferiores (LINDÉN e GILLQUIST, 1989; LINDÉN, 1991; DEMIAN e
McDERMOTT, 1998; GRAHAM et al., 2000; NUSSBAUM et al., 2004).
Portanto, os valores obtidos nos testes de resistência mecânica efetuados no
presente experimento, provavelmente poderiam ser diferentes se os corpos de
prova tivessem sido preparados pela mistura mecânica ou a vácuo. Como no
presente experimento foi utilizado o sistema manual e cimento com baixa
viscosidade, supõe-se que a resistência obtida pode ser inferior ao cimento
preparado nas condições acima descritas.
Também durante a mistura dos componentes básicos da
poliuretana derivada do óleo de mamona, bolhas de ar são incorporadas ao
produto, causando expansão da massa em função do aumento da temperatura
(CLARO NETO, 1997; BIOOSTEO, 2006). Em virtude desta característica, no
momento da confecção dos corpos de prova foi necessária a colocação de
placas metálicas sobre as matrizes, com o intuito de limitar a expansão. Vale
referir que esta expansão não previsível do produto, pode estar associada aos
desvios-padrões elevados observados nos resultados. Desta forma, seria
necessário testar outras formas de preparação do produto para minimizar a
expansão e porosidade, visando maior uniformidade, especialmente para
aplicação como cimentação de próteses.
No teste de resistência ao dobramento os corpos de prova, tanto
do polimetilmetacrilato como os de poliuretana derivada do óleo de mamona,
apresentaram deformação ou quebraram transversalmente ao eixo longitudinal.
Como citado por Felbeck (1971), muitos polímeros não quebram ao
Discussão
61
dobramento, mesmo após grande deflexão. Nesses casos, o valor da
resistência correspondeu ao máximo valor da compressão.
Estatisticamente não houve diferenças nos valores de resistência
à compressão ou ao dobramento às 24, 48 e 72 horas após a produção do
polimetilmetacrilato e poliuretana com ou sem catalisador, indicando que os
produtos se assemelharam com relação à manutenção das forças nos períodos
de observação avaliados. Conforme Calandruccio (1989) o polimetilmetacrilato
na temperatura corporal adquire 80% da resistência, em aproximadamente 15
minutos após a mistura e, a resistência final é obtida em 18 a 24 horas. Isto
diferiu do observado por Lee et al. (1973), que ao realizarem testes mecânicos
em cimentos ósseos preparados em diferentes freqüências de batidas por
minuto, detectaram que todos gradualmente ganharam força quando
comparados há 2 horas, 2 dias e 7 dias. Com relação à poliuretana derivada do
óleo de mamona, segundo informações do fabricante (BIOOSTEO, 2006), o
endurecimento ocorre entre 15 e 20 minutos, fato constatado durante o
processamento dos corpos de prova. Contudo, segundo Claro Neto (1997), o
tempo final de cura da poliuretana ocorre com 48 horas.
No ensaio mecânico de compressão a poliuretana sem catalisador
apresentou-se semelhante ao polimetilmetacrilato quanto às variáveis Carga
Máxima e Tensão. O alto desvio padrão verificado em algumas das análises da
poliuretana indicou heterogenicidade de comportamento mecânico entre os
corpos de prova, o que provavelmente está associada às características do
produto e manipulação com relação à formação de bolhas de ar durante a
polimerização, como referido anteriormente. Essa falta de homogeneidade do
produto indica que este deve ser aplicado com ressalvas nos casos de
solicitação mecânica elevada.
A poliuretana com catalisador apresentou, em todos os momentos
de avaliação no ensaio mecânico de compressão, maior Carga Máxima e
Tensão quando comparada à poliuretana sem catalisador e o
polimetilmetacrilato, que se comportaram de forma similar. Desde que a
resistência do polimetilmetacrilato, segundo Calandruccio (1989), é a metade
da resistência do osso compacto, o resultado sugere que a poliuretana com
catalisador teria maior capacidade de resistir á tensão. Ressalta-se que em
Discussão
62
próteses cimentadas, a haste é a parte mais resistente e pode ser sujeita à
quebra por fadiga sem soltura (Calandruccio; 1989,). Sendo assim, o uso de
compósitos mais resistentes poderia ser um dos fatores contribuintes para
redução da falência da haste.
Vários estudos modificando os componentes líquido ou sólido do
cimento ósseo acrílico são freqüentemente realizados e testados com o intuito
de melhorar as características de manipulação, as propriedades mecânicas ou
a biocompatibilidade (HOLM, 1977; GATES et al., 1984; ROSSI et al., 1987;
ROSSI et al., 1993; CHOHFI e LANGLAIS, 1994; DEB et al., 2001; SABINO et
al., 2004; DEB et al., 2005). Geralmente um catalisador é utilizado para
acelerar o processo de catálise dos polímeros (FERREIRA, 1986) fato não
verificado no presente experimento, uma vez que a poliuretana com catalisador
não necessitou de maior rapidez na manipulação. Outro efeito foi o aumento da
resistência, provavelmente relacionada a uma maior densidade da amostra
com catalisador (0,085 g/cm
3
) quando comparada à sem catalisador (0,068
g/cm
3
). Como referido por Lyman (1999), as variações na densidade do
polímero podem gerar mudanças em cristalinidade e estereoregularidade, além
de promoverem diferenças no perfil mecânico.
A poliuretana sem catalisador mostrou, em todos os momentos de
avaliação, maior módulo de dobramento em relação à poliuretana com
catalisador e o polimetilmetacrilato, que se comportaram de forma semelhante.
Como o módulo de dobramento é caracterizado pela relação constante e
proporcional entre a tensão e a deformação relativa (percentual) do material
(CALANDRUCCIO, 1989; LYMAN, 1999; DEE et al., 2002), observa-se que a
ausência do catalisador conferiu menor elasticidade ao produto.
O polimetilmetacrilato apresentou maior resistência ao
dobramento, seguido pela poliuretana derivada do óleo de mamona com
catalisador e sem catalisador. Como a resistência ao dobramento representa a
carga máxima até a ruptura (FELBECK, 1971; LYMAN, 1999), os resultados
mostraram que o polimetilmetacrilato é o mais resistente.
Em outro contexto, por ser a poliuretana derivada do óleo de
mamona aparentemente não degradável (KFURI et al., 2001; IGNÁCIO et al.,
2002; ZILIOTTO et al., 2003; BOLSON et al., 2005; PEREIRA-JÚNIOR et al.,
Discussão
63
2007), o que permite a manutenção do formato, produzir poros durante a fase
de expansão e possuir uma reação exotérmica não elevada (BIOSTEOO,
2006), apresenta características desejáveis para as cirurgias craniofaciais,
especialmente para substituição óssea em áreas sem suporte de carga.
Ressalta-se que em cirurgias craniofaciais a opção, em geral, é pelo
polimetilmetacrilato poroso, cuja formulação se assemelha a do cimento ósseo,
com metilmetacrilato líquido e pó de polimetilmetacrilato, acrescido, no entanto,
de um gel de carboximetilcelulose biodegradável aquoso, utilizado para criar
poros no cimento quando curado (BRUENS et al., 2003). Os poros permitiriam
o crescimento ósseo, resultando em provável melhora da fixação da prótese
(BRUENS et al., 2003). No caso da poliuretana, há estudos afirmando que os
poros favorecem o crescimento de tecido osteogênico e maior fixação do
implante (CAVALIERI, 2000; IGNÁCIO et al., 2002; LEONEL et al., 2003;
LEONEL et al., 2004). Entretanto, mais estudos são necessários, já que os
poros são produzidos de forma não homogênea (LEONEL et al., 2003;
BIOOSTEO, 2006). Conforme Lu et al. (1999), 20µm é o tamanho mínimo que
um poro deve ter para facilitar a penetração celular, contudo para favorecer a
formação de novo osso, este deve ser superior a 50µm.
Adicionalmente, embora o valor da temperatura durante a
polimerização não tenha sido objeto de teste no presente estudo, segundo
indicações do fabricante a reação exotérmica do polímero de mamona no
estado de modelagem atinge 60
o
C no interior e, 40
o
C na superfície da
biomassa (BIOOSTEO, 2006). Por sua vez, dependendo da espessura da
camada de cimento acrílico, a temperatura na interface osso-cimento tem sido
reportada entre 40
o
C e 110
o
C (SCALES, 1968; BERMAN et al., 1984;
CALANDRUCCIO, 1989; BELKOFF e MOLLOY, 2003). Desta forma, a
temperatura de polimerização mais baixa da poliuretana derivada do óleo de
mamona seria uma das vantagens do produto, uma vez que a exposição óssea
à altas temperaturas, como observada com o emprego do cimento acrílico, tem
sido associada à necrose óssea e lesão tecidual, com conseqüente perda da
fixação prostética (LINTNER et al., 1982; DUNNE e ORR, 2002; FUKUSHIMA
et al., 2002).
CONCLUSÕES
Conclusões
65
7 CONCLUSÕES
Nas condições em que foi realizado este trabalho e baseando-se
nos resultados obtidos, conclui-se que:
1 não há efeito do tempo nas propriedades mecânicas de compressão e
dobramento em todos os compósitos avaliados;
2 na resistência mecânica à compressão a poliuretana com catalisador
suporta mais carga que o polimetilmetacrilato.
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ANEXOS
Anexos
80
9 ANEXOS
Anexo 1 - Certificado da Câmara de Ética em Experimentação animal
(protocolo n° 80/2006- CEEA)
Anexos
81
Anexo 2 – Associação Brasileira de Normas Técnicas (ABNT) NBR ISSO 5833
– Implantes para cirurgia – Cimentos de Resina Acrílica (1998).
Anexos
82
Anexo 3 – Cimento ortopédico Biomecânica
Anexos
83
Anexo 4 – BIOOSTEO
®
Substitutivo ósseo Natural
1
Análise comparativa das propriedades mecânicas do cimento ósseo e
da poliuretana de mamona com e sem catalisador
Comparative analysis of the mechanical properties of bone cement and polyurethanes
containing castor oil either with or without catalysator
A.F.M. Lima
I *
; S.C. Rahal
I,
; S.S. Muller
II
; M.C.E. Correa.
I
I
Faculdade de Medicina Veterinária e Zootecnia – UNESP Rubião Júnior s/n 18618-000
- Botucatu, SP
II
Faculdade de Medicina de Botucatu - UNESP
RESUMO
Com a finalidade de avaliar as propriedades mecânicas da poliuretana de mamona com
ou sem catalisador e compará-las com o cimento ósseo (polimetilmetacrilato) foram
estabelecidos três grupos experimentais, de acordo com o tipo de corpo de prova
(cilindros e barras) e polímero utilizado, que foram posteriormente subdivididos
conforme o tempo após produção (24, 48 e 72 horas). Estudaram-se a carga máxima e a
tensão à compressão e o módulo e a resistência ao dobramento. Os resultados obtidos
foram analisados estatisticamente e demonstraram que não houve diferenças nos valores
de resistência à compressão ou ao dobramento às 24, 48 e 72 horas após a produção dos
corpos de prova; a poliuretana com catalisador foi a mais resistente nos ensaios de
compressão, apresentou módulo de dobramento semelhante ao polimetilmetacrilato e
resistência ao dobramento superior a poliuretana sem catalisador; a variação do
comportamento da poliuretana com ou sem catalisador comprometeu a avaliação do
desempenho mecânico. Sendo assim, foi possível concluir que o tempo não alterou as
propriedades mecânicas dos compósitos avaliados; o catalisador melhorou o
desempenho mecânico da poliuretana de mamona; na resistência mecânica à
compressão a poliuretana com catalisador suportou mais carga que o
polimetilmetacrilato.
Palavras-chave: poliuretana de mamona, biomaterial, resistência mecânica,
polimetilmetacrilato
2
ABSTRACT
The aim of this tudy was to evaluate the mechanical properties of the polyurethanes
containing castor oil either with or without catalysator and to compare them with the
bone cement (polymethylmetacrylate). According to proof body type (cylinders or bars)
and polymer were established three experimental groups. In addition, these groups were
subdivided according to the time after production (24, 48 and 72 hours). The
compression assay evaluated the maximum load and tension, and the folding assay
evaluated the folding module and resistance. Statiscally the results showed that occured
no difference of the compression and the folding assays at 24, 48, and 72 hours after
proof body production; the polyurethane containing castor oil with catalysator was the
most resistant to compression assays, it had folding module similar to
polymethylmetacrylate, and higher folding resistance than polyurethane containing
castor oil without catalysator; the behaviour variation of the polyurethanes containing
castor oil either with or without catalysator compromised their mechanical evaluation.
In conclusion, the time did not altere with the mechanical properties of the evaluated
composites; the catalysator improved the mechanical properties of the polyurethane
containing castor oil; the polyurethane containing castor oil with catalysator supported
more load at mechanical resistance assay to the compression than the
polymethylmetacrylate.
Keywords: castor oil polyurethane, biomaterial, mechanical resistance,
polymethylmetacrylate.
3
INTRODUÇÃO
O cimento ósseo polimetilmetacrilato é amplamente utilizado em procedimentos
ortopédicos, seja para a fixação de próteses ou parafusos ao osso, como preenchedor de
cavidades ósseas e defeitos cranianos e para estabilizar vértebras em pacientes
osteoporóticos (Nussbaum et al., 2004; Frazer et al., 2005). Alguns problemas
associados ao produto são a osteonecrose induzida no momento da polimerização e as
reações de corpo estranho (Lintner et al., 1982). Além disso, a resistência do material é
dependente não apenas de sua composição química, mas da forma como é misturado e
manipulado, da forma de aplicação, a temperatura local e outras substâncias a ele
incluída, tais como antibióticos ou produtos radiopacos (Demian e McDermott, 1998;
Lewis, 1999; Nussbaum et al., 2004).
No ano de 1984 foi divulgado o desenvolvimento da poliuretana vegetal,
derivada do óleo extraído de sementes da mamona, pelo grupo de Química Analítica e
Tecnologia de Polímeros da Universidade de São Paulo, cidade de São Carlos, sob
coordenação do professor Gilberto Chierici (Ignácio et al., 1995). Atualmente esta
poliuretana é vendida comercialmente no mercado nacional pela Biomecânica, com o
nome de BIOOSTEO
®
(Bioosteo, 2006), e pela Poliquil Araraquara Polímeros
Químicos Ltda. (Anvisa, 2005). Por ser um produto versátil, pode ser preparado
previamente com diferentes consistências e formas ou utilizado no momento da
intervenção como um cimento ósseo (Ignácio et al., 1995). Entre as suas indicações
clínicas incluem-se a fixação de próteses, a reconstituição e o preenchimento de espaços
ósseos (Bioosteo, 2006) sendo, portanto, em algumas situações uma alternativa ao
polimetilmetacrilato.
Como no momento ainda faltam estudos das propriedades da poliuretana derivada
do óleo de mamona, a proposta do presente trabalho foi avaliar o comportamento
mecânico do produto tendo por variáveis o tempo de produção e a presença de
catalisador, e utilizando como padrão comparativo o polimetilmetacrilato.
4
MATERIAL E MÉTODOS
Foram estabelecidos três grupos experimentais, de acordo com o tipo de corpo de
prova (cilindro e barra) e polímero utilizado, que foram posteriormente subdivididos
conforme o tempo de cura, a saber:
Corpos de prova cilíndricos:
Grupo 1 (n=30): polimetilmetacrilato (PMMA). Subgrupo com 10 unidades cada:
PMMA24, PMMA48 e PMMA72 horas.
Grupo 2 (n=30): poliuretana derivada do óleo de mamona sem catalisador (BO).
Subgrupo com 10 unidades cada: BO24, BO48 e BO72 horas.
Grupo 3 (n=30): poliuretana derivada do óleo de mamona com catalisador (PC).
Subgrupo com 10 unidades cada: PC24, PC48 e PC72 horas.
Corpos de prova em forma de barra:
Grupo 1 (n=21): polimetilmetacrilato (PMMA). Subgrupo com sete unidades cada:
PMMA24, PMMA48 e PMMA72 horas.
Grupo 2 (n=21): poliuretana derivada do óleo de mamona sem catalisador (BO).
Subgrupo com sete unidades cada: BO24, BO48 e BO72 horas.
Grupo 3 (n=21): poliuretana derivada do óleo de mamona com catalisador (PC).
Subgrupo com sete unidades cada: PC24, PC48 e PC72 horas.
Todos os corpos de prova foram confeccionados por um mesmo técnico nos
laboratórios da indústria Biomecânica
1
, em sala climatizada na temperatura de 23ºC,
sem controle de umidade ambiente, baseado na norma ISO 5833. Para a produção dos
corpos de prova em forma de cilindros foi utilizada uma matriz de polietileno dotada de
quatro cavidades com 12 mm de comprimento e 6 mm de diâmetro, e para os em forma
de barra empregou-se uma matriz de polietileno dotada de três cavidades de 75 mm de
comprimento e 65 mm de largura e 3,3 mm de espessura. Utilizou-se cimento ósseo
2
radiopaco de baixa viscosidade, com tempo de adesividade de 3 a 5 minutos e tempo de
polimerização em média de 15 minutos. O componente líquido constituiu-se de
metilmetacrilato (98,215%), nn dimethyl-p-toluidine (0,816%), álcool etílico (0,945%),
1
Biomecânica Ind. e Com. de Produtos Ortopédicos Ltda. Rua Dois, s/n 1º Distrito
Industrial – Jaú, SP.
2
Cimento ortopédico Biomecânica - Biomecânica Ind. e Com. de Produtos Ortopédicos
Ltda. Rua Dois, s/n 1º Distrito Industrial – Jaú, SP.
5
ácido ascórbico (0,022%) e hidroquinona (0,002%), e o componente pó de
polimetilmetacrilato (87,5%), sulfato de bário (10,0%) e peróxido de benzoil (2,50%).
A poliuretana derivada do óleo de mamona sem catalisador (BO
3
) compunha-se
de pré-polimero (34,5%), poliol (31%) e carbonato de cálcio (34,5%), com densidade
final de 0,068 g/cm
3
, e a poliuretana derivada do óleo de mamona com catalisador (PC)
de pré-polímero (38,5%), poliol (27%), carbonato de cálcio (34,5%) e catalisador
(0,05%), com densidade final de 0,085 g/cm
3
.
ENSAIO MECÂNICO
Os ensaios foram efetuados em Máquina Universal de Ensaios Mecânicos
2
(EMIC DL 10000), com a seguinte padronização: célula de carga de 5000 N; sentido
compressão; velocidade de aplicação da carga de 20 mm/min para os ensaios de
resistência a compressão e 5mm/min para ensaios de resistência ao dobramento,
conforme especificado pela norma ISO 5833:1992.
Cada cilindro utilizado para o ensaio de compressão foi colocado entre dois
suportes metálicos apoiados numa base de madeira. O cabeçote proximal da máquina de
ensaio foi movimentado promovendo compressão axial do corpo de prova até ocorrer
cisalhamento. A carga e a deformação foram obtidas no limite de resistência máxima à
compressão, com o auxílio de software do próprio fabricante. O índice de rigidez
(coeficiente de proporcionalidade) correspondeu a tangente física da inclinação da curva
e na base linear do diagrama carga X deformação. A deformação percentual foi
calculada dividindo-se o valor da deformação pelo comprimento inicial do corpo de
prova.
Cada barra utilizada nos ensaios de dobramento foi montada sobre suporte de
madeira, com apoio em dois pontos, que continha no ponto médio um sensor de
deslocamento adaptado ao relógio controlador. No cabeçote proximal da máquina de
ensaio foi rosqueada uma peça de aço inoxidável com dois pontos para aplicação da
carga, o que configurou a montagem para ensaio em flexão em quatro pontos. O módulo
de dobramento foi calculado pelo diagrama carga-deformação, em que foram efetuadas
3
BIOOSTEO - Biomecânica Ind. e Com. de Produtos Ortopédicos Ltda. Rua Dois, s/n
1º Distrito Industrial – Jaú, SP.
6
as deflexões de 15N e 50N. Para o cálculo dos valores do módulo de dobramento (E) foi
utilizada a equação:
Onde: F é a faixa de carga (50N – 15N = 35N); a é a distância entre os pontos
de carga internos e externos (20mm); f é a diferença entre as deflexões sob as cargas de
15N e 50N, em milímetros; h é a espessura média da barra, em milímetros; b é a largura
média da barra, em milímetros; l é a distância entre os pontos de carga externos
(60mm).
Para o cálculo dos valores da resistência ao dobramento (B), para cada corpo de
prova utilizou-se a seguinte expressão:
Onde: F é a força de medida na queda, em Newtons; a é a distância entre os
pontos de carga internos e externos (20mm); b é a largura média da barra, em mm; h é a
espessura média da barra, em mm;
ANÁLISE ESTATÍSTICA
Para o Ensaio em compressão realizou-se a técnica da análise de variância não-
paramétrica para o modelo com dois fatores e respectivo teste de comparações múltiplas
(Norman e Streiner, 1994) das variáveis Carga Máxima (N) e Tensão (MPa). Para o
Ensaio em dobramento foi efetuada a técnica da análise de variância para o modelo com
dois fatores, complementada com o teste de comparações múltiplas de Tukey, das
variáveis Módulo de Dobramento (MPa) e Resistência (MPa) (Zar, 1999).
RESULTADOS
Como a poliuretana derivada do óleo de mamona rapidamente adquire o estado
adesivo, a maior dificuldade encontrada foi no preenchimento das cavidades cilíndricas
da matriz de polietileno. Isto exigiu a produção de um maior número de corpos de
B= 3Fa
bh
2
E = Fa (3l
2
– 4a
2
)
4fbh
3
7
prova, que se adequassem às exigências necessárias para os testes mecânicos. Contudo,
não houve diferenças de manipulação entre a poliuretana com ou sem catalisador.
Os valores de Carga Máxima e Tensão à compressão, Módulo de dobramento e
Resistência ao dobramento encontram-se nas Tabelas 1, 2, 3 e 4, respectivamente.
Momentos
Grupos
24h 48h 72h
PMMA
15,50 ± 2,41 aA 14,15 ± 5,27 aA 13,35 ± 4,97 aA
BO 28,44 ± 167,14 abA
28,59 ± 8,88 aA 32,05 ± 5,65 aA
PC 143,70 ± 22,80 bA 164,60 ± 16,20 bA 154,40 ± 37,45 bA
*letras minúsculas: comparação de grupos fixado o momento de avaliação
**letras maiúsculas: comparação de momentos dentro de grupo
Momentos
Grupos 24h 48h 72h
PMMA 0,484 ± 0,075 aA 0,442 ± 0,165 aA 0,480 ± 0,156 aA
BO 1,006 ± 5,910 abA 1,011 ± 0,314 aA 1,134 ± 0,200 aA
PC 4,490 ± 0,714 bA 5,145 ± 0,507 bA 4,826 ± 1,171 bA
*letras minúsculas: comparação de grupos fixado o momento de avaliação
**letras maiúsculas: comparação de momentos dentro de grupo
Tabela 1 - Mediana e semi-amplitude da Carga Máxima (N) de compressão,
segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem
catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72
horas).
Tabela 2 - Mediana e semi-amplitude da Tensão (Mpa) em compressão,
segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem
catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72
horas).
8
Momentos
Grupos
24h 48h 72h
PMMA
137,83±25,68aA 208,39±68,73 aA 173,93±78,03abA
BO 287,16±74,15 bA
541,50±184,19 bB
262,54±56,05 bA
PC 136,19±19,25 aA
196,90±30,70 aA 157,52±37,93 aA
*letras minúsculas: comparação de grupos fixado o momento de avaliação
**letras maiúsculas: comparação de momentos dentro de grupo
Tabela 4 – Média e desvio padrão da Resistência ao dobramento (MPa)
segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem
catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72
horas).
Momentos
Grupos
24h 48h 72h
PMMA
11,61±1,57 cA 14,39±1,00 cB 12,59±2,51 cA
BO 1,25±0,14 aA 1,21±0,31 aA 1,41±0,29 aA
PC 2,59±0,35 bA 2,57±0,54 bA 2,63±0,33 bA
*letras minúsculas: comparação de grupos fixado o momento de avaliação
**letras maiúsculas: comparação de momentos dentro de grupo
Tabela 3 – Média e desvio padrão do Módulo de dobramento segundo
grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem catalisador;
PC - poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72 horas).
9
DISCUSSÃO
Diversas publicações referentes ao emprego do polímero de mamona estão
associadas a estudos in vivo, que analisaram biocompatibilidade, capacidade de
estimulação na neoformação óssea, osteointegração e toxicidade (Ignácio et al., 2002;
Ziliotto et al., 2003; Bolson et al., 2005; Pereira-Júnior et al., 2007), mas há poucos
relatos das suas propriedades mecânicas (Claro Neto, 1997; Silva et al., 2001; Ferneda
et al., 2006). Como uma das indicações da poliuretana de mamona é a cimentação de
próteses, preenchimento de cavidades ósseas e defeitos cranianos Bioosteo (2006),
torna-se necessária a caracterização das propriedades mecânicas comparada ao
polimetilmetacrilato, visto que este é o material mais utilizado para estes propósitos
(Nussbaum et al., 2004; Frazer et al., 2005), a despeito de algumas desvantagens
Lintner et al. (1982).
As propriedades mecânicas dos cimentos são avaliadas por testes estáticos ou
dinâmicos, que são definidos por normas internacionais (ISO 5833). Cargas cíclicas
analisam a força de fadiga e mecanismos de quebra como a propagação da fissura
Demian e McDermott (1998). Geralmente as propriedades estáticas incluem estudos das
forças de dobramento, compressão e tensão (Pugh e Dee, 1988; Demian e McDermott,
1998), que foram as investigadas no presente experimento.
Muitas variáveis como a presença de sangue e outros fluidos, acréscimo de
substâncias e método de esterilização podem afetar as propriedades mecânicas das
amostras, sendo, no entanto a maneira de preparação dos corpos de prova uma das mais
significativas Demian e McDermott (1998). Desta forma, no presente experimento os
corpos de prova foram efetuados por um único indivíduo, habituado à manipulação dos
produtos testados, que foram misturados de acordo com a indicação do bulário. A
preparação dos materiais foi realizada em ambiente sob temperatura constante, mas sem
controle de umidade. Conforme Haas et al. (1975), a variação da umidade atmosférica
de 20% para 75% não promove efeitos marcados em cimentos ósseos acrílicos
preparados em uma temperatura constante, podendo haver uma leve diminuição na fase
pastosa, tempo de endurecimento e tempo de manipulação Haas et al. (1975). Já no caso
da poliuretana de mamona, Ferneda et al. (2006) afirmaram que valores altos de
umidade podem gerar formação excessiva de bolhas, conseqüentemente pontos de
estresse e diminuição da resistência.
10
Para o cimento acrílico há várias possibilidades de formas de mistura, desde os
métodos manuais até misturas mecânicas, a vácuo e por centrifugação (Lindén, 1991;
Smeds et al., 1997; Dunne e Orr, 2002; Klein et al., 2004), porém para a poliuretana
derivada do óleo de mamona é apenas descrita a preparação manual Biosteoo (2006).
Sendo assim, optou-se pelo emprego do método manual como forma de mistura para
todas as amostras. Durante a mistura dos componentes pó e líquido do cimento ósseo é
inevitável à inclusão de ar (Haas et al., 1975; Calandruccio; 1989). Esta seria uma das
possíveis causas responsáveis pela formação de poros dentro dos espécimes, junto com
o aquecimento do monômero e a liberação de ar da solução do monômero ou do pó
Smeds (1977). Embora com algumas controvérsias, na dependência da dimensão,
localização e distribuição dos poros podem ocorrer iniciação e propagação de fissuras, o
que influenciaria no desempenho mecânica do cimento ósseo em próteses cimentadas
(Ling e Lee, 1998; Janssen et al., 2005). O consenso geral é que esforços devem ser
realizados para reduzir o número e tamanho de poros ao mínimo Demian e McDermott
(1998).
Há vários estudos associando as técnicas de mistura com o número e tamanho
dos poros do cimento (Lindén, 1991; Smeds et al., 1997; Geiger et al., 2001). A maioria
dos autores afirma que a mistura manual tem como resultado final um produto mais
poroso em relação aos demais métodos de preparo e, conseqüentemente, com
propriedades mecânicas inferiores (Lindén, 1991; Demian e McDermott, 1998;
Nussbaum et al., 2004). Portanto, os valores obtidos nos testes de resistência mecânica
efetuados no presente experimento provavelmente seriam superiores se os corpos de
prova tivessem sido preparados pela mistura mecânica ou a vácuo.
Durante a mistura dos componentes básicos da poliuretana derivada do óleo de
mamona, bolhas de ar são incorporadas ao produto, causando expansão da massa devido
ao aumento da temperatura (Claro Neto, 1997; Bioosteo, 2006). Em virtude desta
característica, no momento da confecção dos corpos de prova foi necessária a colocação
de placas metálicas sobre as matrizes, com o intuito de limitar a expansão. Vale referir
que esta expansão não previsível do produto pode estar associada aos desvios-padrões
elevados observados na análise estatística. Desta forma, seria necessário testar outras
formas de preparação do produto para minimizar a expansão e porosidade, visando
maior uniformidade, especialmente se este for aplicado para a cimentação de próteses.
11
Estatisticamente não houve diferenças nos valores de resistência à compressão
ou ao dobramento às 24, 48 e 72 horas após a produção do polimetilmetacrilato e
poliuretana com ou sem catalisador, indicando que os produtos se assemelharam com
relação à manutenção das forças nos períodos de observação avaliados. Conforme
Calandruccio (1989), o polimetilmetacrilato na temperatura corporal adquire 80% da
sua resistência em aproximadamente 15 minutos após a mistura e a resistência final é
obtida em 18 a 24 horas. Com relação à poliuretana derivada do óleo de mamona,
segundo informações do fabricante Bioosteo (2006), o endurecimento ocorre entre 15 e
20 minutos, fato constatado durante o processamento dos corpos de prova. Contudo,
segundo Claro Neto (1997) o tempo final de cura da poliuretana ocorre com 48 horas.
No ensaio mecânico de compressão a poliuretana sem catalisador apresentou-se
semelhante ao polimetilmetacrilato quanto as variáveis Carga Máxima (N) e Tensão
(MPa). Contudo, o alto desvio padrão verificado em algumas das análises da
poliuretana, indicou não homogeneidade de comportamento mecânico entre os corpos
de prova, o que provavelmente está associada às características do produto e
manipulação com relação à formação de bolhas de ar durante a polimerização, como
referido anteriormente. Essa falta de homogeneidade do produto indica que este deve
ser aplicado com ressalvas nos casos de solicitação mecânica elevada.
A poliuretana com catalisador apresentou, em todos os momentos de avaliação
no ensaio mecânico de compressão, maior Carga Máxima e Tensão quando comparada
à poliuretana sem catalisador e o polimetilmetacrilato, que se comportaram de forma
similar. O aumento da resistência da poliuretana com catalisador provavelmente está
relacionada à maior densidade da amostra (0,085 g/cm
3
), quando comparada a sem
catalisador (0,068 g/cm
3
). Como referido por Lyman (1999), as variações na densidade
do polímero podem refletir mudanças em cristalinidade e estereoregularidade, além de
promoverem diferenças na carga do material. Como a força do polimetilmetacrilato,
segundo Calandruccio (1989), é a metade da do osso compacto, o resultado sugere que a
poliuretana com catalisador teria maior capacidade de resistir às forças sob carga.
Ressalta-se que em próteses cimentadas a haste é a parte mais resistente e pode ser
sujeita a quebra por fadiga sem soltura Calandruccio (1989). Sendo assim, o uso de
compósitos mais resistentes poderia ser um dos fatores contribuinte para redução da
falência da haste.
12
A poliuretana sem catalisador mostrou, em todos os momentos de avaliação,
maior Módulo de dobramento em relação à poliuretana com catalisador e o
polimetilmetacrilato, que se comportaram de forma similar. Como o Módulo de
dobramento é caracterizado pela relação constante e proporcionais entre a tensão e a
deformação relativa (percentual) do material (Calandruccio, 1989; Lyman, 1999; Dee et
al., 2002), observa-se que a ausência do catalisador conferiu menor elasticidade ao
produto. O polimetilmetacrilato apresentou maior Resistência ao dobramento, seguido
pela poliuretana derivada do óleo de mamona com catalisador e sem catalisador. Visto a
Resistência ao dobramento representar a carga máxima até a ruptura (Felbeck, 1971;
Lyman, 1999), os resultados sugerem que o polimetilmetacrilato foi o compósito mais
resistente neste ensaio.
Em outro contexto, por ser a poliuretana derivada do óleo de mamona
aparentemente não degradável (Ziliotto et al., 2003; Bolson et al., 2005; Pereira-Júnior
et al., 2007), o que permite a manutenção do formato, produzir poros durante a fase de
expansão e possuir uma reação exotérmica não elevada Biosteoo (2006), apresenta
características desejáveis para as cirurgias craniofaciais, especialmente para substituição
óssea em áreas sem suporte de carga. Ressalta-se que em cirurgias craniofaciais a
opção, em geral, é pelo polimetilmetacrilato poroso, cuja formulação se assemelha a do
cimento ósseo, com metilmetacrilato líquido e pó de polimetilmetacrilato, acrescido, no
entanto, de um gel de carboximetilcelulose biodegradável aquoso, utilizado para criar
poros no cimento quando curado (Bruens et al., 2003). Os poros permitiriam o
crescimento ósseo, resultando em provável melhora da fixação da prótese (Bruens et al.,
2003). No caso da poliuretana, há estudos afirmando que os poros favorecem o
crescimento de tecido osteogênico e maior fixação do implante (Cavalieri, 2000; Leonel
et al., 2003; Leonel et al., 2004). Entretanto, mais estudos são necessários, já que os
poros são produzidos de forma não homogênea (Leonel et al., 2003; Bioosteo, 2006).
Nas condições em que foi realizado este trabalho e baseando-se nos resultados
obtidos, conclui-se que: não há efeito do tempo nas propriedades mecânicas de
compressão e dobramento em todos os compósitos avaliados; na resistência mecânica à
compressão a poliuretana com catalisador suporta mais carga que o
polimetilmetacrilato.
13
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*Autor para correspondência (corresponding author)
E-mail: [email protected]
Agradecimentos: a Capes pela bolsa de doutoramento e à Biomecânica pelo
fornecimento dos materiais.
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