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MINISTÉRIO DA DEFESA

EXÉRCITO BRASILEIRO

DEPARTAMENTO DE CIÊNCIA E TECNOLOGIA

INSTITUTO MILITAR DE ENGENHARIA

CURSO DE DOUTORADO EM CIÊNCIA DOS MATERIAIS

ÂNGELA CARDOSO DALVI

IMPLANTES ORTODÔNTICOS DE AÇO INOXIDÁVEL

Rio de Janeiro

2014




Tese de Doutorado apresentada ao Programa de

Pós-Graduação em Ciência dos Materiais do Instituto

Militar de Engenharia, como requisito parcial para a

obtenção do título de Doutor em Ciência dos

Materiais.

Orientador: Prof. Carlos Nelson Elias, D. C.

Rio de Janeiro 2014

Dalvi,Ângela Cardoso. Implantes Ortodônticos de aço inoxidável / Ângela

Cardoso Dalvi; orientada por Carlos Nelson Elias. – Rio de Janeiro: Instituto Militar de Engenharia, 2012. p.: il.

Tese (doutorado)–Instituto Militar de Engenharia. -Rio de Janeiro 2014.

1. Ciências dos materiais – teses e dissertações. 2. Implantes ortodônticos. 3. Propriedades mecânicas. I. Elias, Carlos Nelson. II Título. III. Instituto Militar de Engenharia.

C2014


Praça General Tibúrcio, 80 – Praia Vermelha

Rio de Janeiro - RJ CEP: 22290-270

Este exemplar é de propriedade do Instituto Militar de Engenharia, que

poderá incluí-lo em base de dados, armazenar em computador, microfilmar ou

adotar qualquer forma de arquivamento.

É permitida a menção, reprodução parcial ou integral e a transmissão entre

bibliotecas deste trabalho, sem modificação de seu texto, em qualquer meio que

esteja ou venha a ser fixado, para pesquisa acadêmica, comentários e citações,

desde que sem finalidade comercial e que seja feita a referência bibliográfica

completa.

Os conceitos expressos neste trabalho são de responsabilidade do autor e

dos orientadores.

xxxx

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Tese de Doutorado apresentada ao Programa de Pós-Graduação em Ciência

dos Materiais do Instituto Militar de Engenharia, como requisito parcial para a

obtenção do título de Mestre em Ciência dos Materiais.

Orientador: Prof. Carlos Nelson Elias, D.C.

Aprovada em ___ de ___________ de 20____ pela seguinte Banca Examinadora:

Prof. Carlos Nelson Elias – D.C. do IME – Presidente

Prof. Marcelo Henrique Prado da Silva – D.C. IME

Prof. Sérgio Neves Monteiro – Ph.D IME

Profa. Ivani de Souza Bott – Ph.D. PUC

Prof. Gláucio Serra Guimarães – D.C. UFF

Rio de Janeiro 2014

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Dedico este trabalho à minha família, cujo apoio,

amor e incentivo foram fundamentais para a

conclusão do Doutorado.

4

AGRADECIMENTOS

Ao meu orientador, Prof. Carlos Nelson Elias, pelo incentivo, apoio e

orientação constantes.

À Empresa Conexão Sistema e Prótese, por fornecer os implantes

ortodônticos para este trabalho.

Ao Instituto Nacional de Tecnologia; ao Laboratório de Ensaios Não

Destrutivos, Corrosão e Soldagem - LNDC/COPPE/UFRJ; ao Laboratório de Biologia

do Desenvolvimento e Tumorigênese no Departamento de Morfologia do Centro de

Ciências da Saúde/UFES; e ao Instituto de Biologia Roberto Alcantara Gomes, na

UERJ; por permitirem realizar ensaios e análises fundamentais para a elaboração

deste trabalho.

Aos meus pais, pelo amor e carinho dispensados constantemente a mim.

Aos meus irmãos Mônica e Vinícius, pelo apoio e companheirismo.

Ao Luiz Felipe e Luigi, pelo amor e cuidado.

Ao Hector Borja e aos técnicos de laboratório Joel, Leonardo, Lemos, Danilo e

Wellington, pela ajuda inestimável na realização dos ensaios.

Às professoras Suzana Lousada Dias e Letícia Nogueira da Gama de Souza

Bautz, por me orientarem e se mostrarem sempre disponíveis às minhas

necessidades.

A todos os professores do IME, sempre atenciosos e disponíveis, pelos

ensinamentos fundamentais para a realização deste trabalho.

Ao veterinário Cadu, a zootecnista Mariana e ao técnico Domingos, pela ajuda

indispensável.

Aos meus colegas e amigos de pós-graduação do IME, Heraldo, Celso,

Viviane, Cíntia, Victor, Fábio, Janaína, Letícia e Daniel, pelos bons momentos de

convívio e cooperação ao longo do curso.

À CAPES pela concessão da bolsa.

5

“Por veze sentimos que aquilo que

fazemos não é senão uma gota de água

no mar. Mas o mar seria menor se lhe

faltasse uma gota.”

Madre Tereza de Calcutá

6

SUMÁRIO

1 INTRODUÇÃO ............................................................................................. 10

2 OBJETIVO ................................................................................................... 12

3 REVISÃO DE LITERATURA ....................................................................... 13

3.1 Implantes ortodônticos ................................................................................. 13

3.1.1 Fabricação dos implantes ortodônticos ....................................................... 13

3.1.2 Macroestrutura dos implantes ortodônticos ................................................. 14

3.1.2.1 Cabeça ........................................................................................................ 15

3.1.2.2 Perfil transmucoso ....................................................................................... 15

3.1.2.3 Rosca ativa .................................................................................................. 15

3.1.2.4 Superfície dos implantes ortodônticos ......................................................... 17

3.1.3 Propriedades mecânicas dos implantes ortodônticos .................................. 18

3.1.4 Instalação dos implantes ortodônticos ......................................................... 19

3.1.5 Verificação da estabilidade primária ............................................................ 20

3.1.6 Carregamento do sistema ........................................................................... 21

3.1.7 Fratura dos implantes ortodônticos.............................................................. 22

3.1.8 Remoção dos implantes ortodônticos .......................................................... 22

3.2 Titânio e suas ligas ....................................................................................... 23

3.2.1 Liga de Ti-6Al-4V ......................................................................................... 24

3.3 Aço inoxidável austenítico ........................................................................... 26

3.3.1 Aço austenítico F138 ................................................................................... 26

3.4. Corrosão de implantes ortodônticos ............................................................ 28

3.4.1 Liberação de íons metálicos ....................................................................... 30

4 MATERIAIS E MÉTODOS .......................................................................... 32

4.1 Delineamento experimental ......................................................................... 32

4.2 Caracterização do material (aço F138) ........................................................ 32

4.2.1 Difração de raios X ...................................................................................... 33

4.2.2 Análise metalográfica .................................................................................. 34

4.3 Usinagem dos implantes ortodônticos ......................................................... 35

4.4 Testes in vivo em coelhos ........................................................................... 35

4.4.1 Inserção dos implantes ortodônticos .......................................................... 36

7

4.4.2 Análise de íons metálicos no sangue e urina .............................................. 41

4.4.3 Remoção dos implantes ortodônticos .......................................................... 43

4.4.4 Análise de osso/ implantes ortodônticos no MEV ........................................ 44

4.4.5 Preparação de lâminas histológicas ............................................................. 46

4.5 Testes in vitro ............................................................................................... 47

4.5.1 Inserção e remoção de implantes ortodônticos em osso artificial ................ 47

4.5.2 Fratura de implantes ortodônticos ............................................................... 50

4.5.3 Corrosão do aço F138 ................................................................................. 52

4.5.3.1 Acabamento superficial com polimento mecânico ....................................... 52

4.5.3.2 Tratamneto químico da superfície ............................................................... 52

4.5.3.3 Curva de polarização ................................................................................... 53

5 RESULTADOS E DISCUSSÃO .................................................................. 55

5.1 Testes in vivo ............................................................................................... 55

5.1.1 Torque de inserção e remoção de implantes ortodônticos .......................... 55

5.1.2 Morfologia da superfície dos implantes ...................................................... 58

5.1.3 Análise dos íons metálicos nos coelhos ..................................................... 62

5.1.4 Análise no MEV da interface osso/implante ortodôntico ............................. 65

5.1.5 Análise das lâminas histológicas ................................................................. 69

5.2 Testes in vitro .............................................................................................. 79

5.2.1 Torque de inserção e remoção de implantes ortodônticos .......................... 79

5.2.2 Fratura dos implantes ortodônticos............................................................. 84

5.2. 3 Ensaios de corrosão ................................................................................... 87

6 CONCLUSÕES ........................................................................................... 91

7 REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS ........................................................... 92

8 ANEXOS ................................................................................................... 101

8.1 ANEXO 1: Certificado do Comitê de Ética para o cuidado de animais

experimentais ............................................ Erro! Indicador não definido.101

8

RESUMO

Os implantes ortodônticos (IO) são utilizados com frequência na clínica ortodôntica e se mostram bastante úteis. A maioria dos IO é feita de liga de titânio (Ti-6Al-4V). Outros metais e ligas também apresentam comportamento satisfatório para aplicações como implantes nas áreas médica e odontológica. O aço inoxidável é um material há muito tempo utilizado em ortopedia, com grande sucesso. Não há no mercado brasileiro IO fabricados de aço inoxidável, que além de ser um biomaterial, possui menor custo. Este trabalho avaliou as propriedades mecânicas, a biocompatibilidade e a corrosão do aço inoxidável F138; e a viabilidade de sua aplicação como dispositivo de ancoragem temporária na forma de IO. Foram realizados testes in vivo e in vitro de IO de aço F138 e de Ti-6Al-4V. Nos testes in vivo, foram inseridos IO nas tíbias de coelhos para avaliar a variação da estabilidade mediante a comparação do torque de remoção em relação ao de inserção; foi avaliada a liberação de íons metálicos (Fe, Cr, Mo e Ni) no sangue e urina das cobaias; foi analisada no MEV a interface osso/IO para detectar possíveis anormalidades; e foram confeccionadas lâminas histológicas do osso, após remoção dos IO, para avaliar a região ao redor dos parafusos. Nos testes in vitro, foram determinados os torques de inserção e remoção de IO em osso artificial para comparar com a resistência à fratura em torção desses IO. Os ensaios foram complementados com testes de corrosão em amostras do aço F138 com dois acabamentos superficiais (polimento mecânico e ataque químico). Os resultados dos testes in vivo mostraram que os IO de ambos os materiais se comportaram igualmente na redução do torque de remoção em relação ao de inserção; houve liberação de íons metálicos pelo IO de aço F138, sendo o ferro o íon liberado em maior quantidade; microscopicamente, a interface osso/IO se apresentou normal; e a análise das lâminas histológicas sugeriu uma maior remodelação óssea na região próxima a ambos os IO. Os resultados dos testes in vitro mostram que os torques de inserção e remoção em osso artificial dos IO de Ti-6Al-4V foram ligeiramente maiores do que os de aço F138; os torques de fratura dos IO de aço foram maiores do que os de Ti-6Al-4V; e a corrosão foi ligeiramente menor no aço F138 com ataque químico em relação ao com polimento mecânico. Conclui-se, portanto, que o aço F138 é um biomaterial viável para substituir a liga Ti-6Al-4V na aplicação como dispositivo de ancoragem temporária na forma de IO.

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ABSTRACT

Orthodontic implants (OI) are frequently used in clinical orthodontic practice. The titanium alloy (Ti-6Al-4V) is the main material for OI application. Other metals and alloys (stainless steel, Cr-Co alloy, commercially pure Ti) also exhibit satisfactory properties for medical and dental implants applications. Stainless steel has adequate biocompatibility for orthopedics prosthesis, with great success. This study evaluated the mechanical properties, biocompatibility and corrosion resistance of stainless steel F138, and analyzed its application as a temporary anchorage device as OI. In vivo and in vitro tests of OI F138 steel and Ti- 6Al -4V were performed. For in vivo tests, OI were inserted in the tibia of rabbits. The mechanical stability variation was compared by insertion and removal torque difference. Metal ions (Fe, Cr, Mo and Ni) released in the blood and urine of rabbit was quantified. Bone abnormalities were analyzed into bone-OI interface. Insertion and removal torques of OI in artificial bone and torsion test were done. The tests were complemented with corrosion tests on samples of stain steel F138 with two surfaces finishes (mechanical polishing and chemical etching). The results of in vivo tests showed that removal torque is lesser than insertion torque for OI. Metal ions were released by OI F138 stainless steel and iron ion released in the greatest amounts. The interface bone-OI did not show abnormalities. Histological analysis suggested a higher bone remodeling next to both OI region in relation to distant bone implantation. The results of in vitro tests show that the insertion and removal torques in artificial bone of OI Ti-6Al-4V were higher than steel F138. The torsion resistance of OI steel were higher than Ti-6Al-4V. The corrosion resistance of passivated F138 steel was higher than mechanically polished. In conclusion, the stainless steel F138 has adequate biocompatibility and mechanical properties to replace the alloy Ti-6Al-4V in the application as temporary anchorage device as OI biomaterial.

10

1- INTRODUÇÃO

Os implantes ortodônticos (IO) surgiram como uma alternativa para auxiliar na

ancoragem durante a movimentação ortodôntica. A ancoragem é um fator

extremamente importante para o sucesso do tratamento ortodôntico e é definida

como a resistência do dente, grupo de dentes ou unidade anatômica, ao movimento

quando são aplicadas forças. Os IO apresentam osseointegração desprezível, sua

retenção é mecânica e temporária, pois sua função é a de servir apenas como

unidade de ancoragem temporária e estável durante as diferentes fases do

tratamento ortodôntico.

A maioria dos IO é feita de liga de titânio e apresentam diferentes formas e

tamanhos(ELIAS, RUELLAS et al., 2011). A liga mais utilizada para a confecção dos

implantes ortodônticos é a titânio-6alumínio-4vanádio (Ti-6Al-4V). A Norma ASTM

F136 (F136) especifica a composição química e as propriedades mecânicas da liga

Ti-6Al-4V classificada como titânio grau 5 para emprego na fabricação de produtos

médico-odontológicos. O titânio é um metal altamente resistente à corrosão, com

baixa densidade e com propriedades compreendidas entre o aço e alumínio,

apresentando grande importância comercial. Apesar de o titânio ser um metal

abundante na crosta terrestre, seu processo de obtenção é difícil, tornando-o

relativamente mais caro que o alumínio e o aço. (ELIAS, LIMA et al., 2008)

O titânio comercialmente puro (cp) é usado basicamente para a fabricação de

implantes que necessitam de osseointegração. O Ti-6Al-4V é usado na produção de

implantes ortodônticos que não precisam de osseointegração. A liga Ti-6Al-4V

apresenta maior resistência mecânica do que o titânio cp, sendo possível

confeccionar os parafusos com pequenas dimensões para que sejam usados em

locais com pouco espaço. Além disso, esta liga possui característica bioativa inferior

ao titânio cp. Portanto, possui menor potencial de osseointegração, o que é de

interesse para uso ortodôntico, visto que a estabilidade requerida é a primária e não

a secundária advinda da osseointegração, além de facilitar o processo de remoção.

Alguns metais e ligas apresentam comportamento satisfatório para aplicações

médico-odontológicas, principalmente para a fabricação de implante. Para essas

aplicações, os materiais devem possuir propriedades especificadas nas normas

11

técnicas da ABNT (Associação Brasileira de Normas Técnicas), ASTM (American

Society for Testing Materials) e ISO (International Organization for Standardization).

Esses materiais possuem resistência à corrosão e são bem aceitos pelos tecidos do

corpo (biocompatível), ou seja, satisfazem os requisitos básicos para uso como

implantes. Entre as propriedades essenciais que devem apresentar destacam-se o

tipo e quantidade de substâncias liberadas e a aceitação do material pelos tecidos.

O aço inoxidável é um material muito utilizado para fixações de fraturas. Sua

biocompatibilidade foi provada por décadas através do uso em humanos. Além

disso, demonstra uma boa combinação de resistência mecânica, ductilidade, custo e

facilidade de fabricação. O seu uso em cirurgias ortopédicas abriu uma vasta faixa

de novas possibilidades de outras aplicações. O aço inoxidável austenítico ASTM

F138 (classe especial do aço AISI 316L para aplicações médicas) é o material mais

amplamente utilizado em implantes ortopédicos (F138; GIORDANO, FALLEIROS et

al., 2010).

O aço inoxidável não apresenta características bioativas (não permite

osseointegração) sendo apropriado, portanto, para uso em situações em que se

deseja removê-lo após seu uso temporário, como no caso dos IO. Além disso,

possui maior módulo de elasticidade (193 GPa) em relação à liga Ti-6Al-4V (114

GPa), possui maior resistência mecânica que o titânio cp, o que possibilita a

confecção de peças com menores dimensões e seu custo é também inferior ao da

liga Ti-6Al-4V (CALLISTER, 2008).

Não existe no mercado brasileiro IO fabricados com aço inoxidável. Na

literatura não foram detectados trabalhos sobre IO de aço inoxidável que analisaram

as propriedades estudadas no presente trabalho (biocompatibilidade, resistência

mecânica e variação da estabilidade com o tempo de inserção).

12

2- OBJETIVO

O objetivo do presente trabalho é determinar as propriedades mecânicas, a

biocompatibilidade e a corrosão do aço inoxidável (F138) e analisar a viabilidade de

sua aplicação como dispositivo de ancoragem temporária na forma de implante

ortodôntico.

13

3- REVISÃO DE LITERATURA

3.1- Implantes ortodônticos

Ancoragem ortodôntica é um fator importante e um pré-requisito na obtenção

de bons resultados para o tratamento ortodôntico com aparelhos fixos. Os aparelhos

tradicionais para reforço de ancoragem incluem capacetes extra-orais e elásticos

intra-orais, os quais são desconfortáveis e anti-estéticos. A inclusão de ancoragem

esquelética pode mover um dente sem o uso desses artefatos. Ancoragem

esquelética tem sido amplamente incorporada em tratamento ortodôntico para

expandir o limite do movimento do dente sem a necessidade de cooperação do

paciente. A ancoragem esquelética é especialmente útil para o tratamento da má

oclusão com problemas verticais como mordida aberta e extrusão de dentes devido

à perda de antagonistas. Com um diagnóstico correto, a ancoragem esquelética é

suficientemente versátil para tratar muitos tipos de má oclusão. Os IO de liga de

titânio proporcionam ancoragem esquelética e podem ser colocados em diversos

locais, tais como o osso alveolar de dentes adjacentes sem danificar raízes e sem

tempo exigido para osseointegração. Os IO apresentam algumas possíveis

complicações como: trauma do ligamento periodontal e da raiz dentária durante sua

inserção; perda de estabilidade sob carregamento; recobrimento da cabeça do IO

por tecido mole; inflamação ou infecção do tecido periimplantar; e fratura

(YAMAGUCHI, INAMI et al., 2012).

3.1.1- Fabicação dos implantes ortodônticos

Normalmente, as ligas de titânio são usadas na forma trabalhada ou usinada.

A usinagem dos implantes provoca rugosidade na superfície, distinta da superfície

lisa ou polida. O método empregado de usinagem determina o tipo de acabamento

da superfície. Para o fabricante de implantes, a escolha do tipo de tratamento

superficial a ser empregado pode ficar limitada aos equipamentos de usinagem

existentes, laboratórios disponíveis e do grau de desenvolvimento tecnológico

alcançado (DUCOS, 2010).

14

Dados da literatura mostram as principais características geométricas, a

composição química, a microestrutura, a topografia superficial e a rugosidade de

quatro diferentes IO disponíveis no mercado e fabricados na Coréia, Itália e EUA. As

características morfológicas foram avaliadas pelo microscópio eletrônico de

varredura (MEV), observando o comprimento, o diâmetro, o número e a altura dos

filetes das roscas. Os IO apresentaram diferenças nas áreas superficiais. A textura

da superfície da região das roscas exibiram marcas de usinagem circunferenciais ao

longo eixo do IO e alguns exibiram ranhuras mais proeminentes do que outros com

evidências de defeitos marginais. A análise da composição química pelo EDX

demonstrou uma distribuição de fase homogênea e uniforme, e todos os IO eram

compostos de titânio, alumínio e vanádio com teores variados de nitrogênio. Houve

variação na porcentagem de oxigênio, fósforo e titânio. Na análise da rugosidade os

IO apresentaram diferenças significativas (ALSAMAK, BITSANIS et al., 2012).

Durante as operações de usinagem dos implantes ortodônticos, são

produzidos cavacos que podem ficar aderidos na superfície o que prejudica sua

biocompatibilidade e interfere no atrito durante a inserção. O acabamento da

superfície depende da programação do CNC, do desenho das ferramentas de corte,

da qualidade do torno e controle do processo de fabricação.

3.1.2- Macroestrutura dos implantes ortodônticos

Os IO possuem a forma de um parafuso com diâmetro reduzido para que

possam ser utilizados adequadamente na cavidade oral. Eles podem ser inseridos

em várias regiões e permitem obter uma variedade de pontos fixos (ponto de

ancoragem) com a finalidade de efetuar as movimentações dentárias (ELIAS,

RUELLAS et al., 2011).

Existe atualmente, disponível no mercado nacional e internacional, uma série

de implantes ortodônticos com diferentes formas, diâmetros, comprimentos, e

tratamentos de superfície. Para fins didáticos, é possível dividir o IO em três partes

distintas: cabeça, perfil transmucoso e rosca-ativa (FIG. 3.1).

15

FIG. 3.1 – Partes dos implantes ortodônticos.

3.1.2.1- Cabeça

É a parte que fica exposta clinicamente e é a área de acoplamento dos

aparatos ortodônticos. No planejamento, o ortodontista deve selecionar o tipo de

cabeça dos implantes ortodônticos baseando-se no recurso que será utilizado para

ativação do sistema. Um cuidado importante é o diâmetro da cabeça, que deve ser

maior que o pescoço transmucoso para prevenir a cobertura da peça pelos tecidos

moles (SQUEFF, A. et al., 2008).

3.1.2.2- Perfil transmucoso

O perfil transmucoso é a região onde ocorre a acomodação do tecido mole

periimplantar, entre a cabeça (região exposta ao meio bucal) e a rosca-ativa (região

intra-óssea). Para evitar inflamações na região periimplantar é necessário que as

roscas da ponta-ativa não fiquem em contato direto com a mucosa. O perfil

transmucoso é polido, seu comprimento varia de 0,5mm a 4,0 mm, e sua seleção

depende da espessura da mucosa do local onde o IO será instalado. Quanto melhor

o polimento dessa parte, menor a possibilidade de infecção nos tecidos adjacentes

(ARAÚJO e AL., 2006; LIMA FILHO e BOLOGNESE, 2007; SQUEFF, A. et al.,

2008).

3.2.2.3- Rosca ativa

A região da rosca ativa é a porção intra-óssea, correspondente às roscas do

implante. Quanto maior o número de filetes de roscas maior a estabilidade primária,

ou seja, maior a resistência ao deslocamento (ARAÚJO e AL., 2006).

16

O IO pode ser autorosqueante ou autoperfurante. O primeiro precisa de

fresagem inicial (perfuração da mucosa e cortical óssea), pois apresentam ápice

arredondado e incapacidade de corte. O segundo não necessita de perfuração

prévia, pois apresenta um ápice extremamente fino e afiado, sendo autoperfurante e

também cria seu caminho dentro do osso durante sua instalação, caracterizando o

método de inserção mais simples (KIM, AHN et al., 2005; ARAÚJO e AL., 2006;

SQUEFF, A. et al., 2008).

A forma da rosca ativa pode ser cônica ou cilíndrica. A forma do implante

deve proporcionar ancoragem mecânica, através do contato com o osso, permitindo

a distribuição das forças sem causar danos à fisiologia do tecido ósseo. Deve

também minimizar o trauma cirúrgico durante a instalação para não comprometer a

estabilidade primária (FAVERO, BROLLO et al., 2002). Estudos mostram que

implantes ortodônticos cônicos apresentam maior estabilidade primária do que

cilíndricos (WILMES, RADEMACHER et al., 2006; WILMES, OTTENSTREUER et

al., 2008).

A rosca em forma de cone assegura o efeito de condensação do osso,

melhorando sua qualidade e prevenindo a destruição indesejável da cortical óssea,

causada por inserção excêntrica ou mudança do eixo durante a inserção, o que faz

com que a estabilidade do implante não seja influenciada pela habilidade do

operador ou pelo local de inserção do implante. A porção apical da rosca deve ser

mais estreita e o sistema de perfuração seguro, de forma a eliminar qualquer

possibilidade de ocorrência de injúria permanente às estruturas anatômicas. Esta

característica também facilita a inserção do implante e minimiza o trauma cirúrgico

(SQUEFF, A. et al., 2008).

A maioria dos implantes ortodônticos possui o perfil dos filetes da rosca com

forma triangular ou quadrada. Na engenharia, este perfil é utilizado para confecções

de porcas de fixação, parafusos, uniões e tubos. O ângulo do filete de rosca

triangular de 60º é padronizado pelo Sistema Métrico (DUCOS, 2010). Na ortodontia

o perfil da rosca não é padronizado, ficando a critério da empresa a seleção das

dimensões do implante e a forma dos filetes.

17

O comprimento da rosca ativa pode variar de 4 a 12 mm. Em áreas com

pouco espaço disponível devido à proximidade com regiões nobres, como raízes e

seio maxilar, devem ser utilizados comprimentos menores. Em regiões com pouca

densidade óssea, podem ser utilizados implantes ortodônticos maiores para que se

aumente a área de contato e a fixação mecânica da rosca-ativa com o osso. Quanto

maior o comprimento do parafuso, maior o contato osso-implante e

consequentemente maior a estabilidade (LIMA FILHO e BOLOGNESE, 2007).

Os diâmetros externos da região da rosca ativa variam de 1,2 a 2,0 mm.

Deve-se avaliar o espaço disponível e a densidade óssea para a seleção do

diâmetro dos implantes ortodônticos. Em áreas com espaço reduzido utilizam-se

implantes de menores diâmetros. Em áreas mais amplas ou com menor densidade

óssea, são preferíveis implantes ortodônticos com maiores diâmetros. Em regiões

com maior densidade óssea, pode haver necessidade de fresagem prévia, mesmo

na inserção de implantes ortodônticos autoperfurantes, para evitar torque excessivo

durante instalação e possível fratura. Se após instalação dos IO em região de baixa

densidade óssea, for observada ausência de estabilidade primária, é recomendado

aumentar o diâmetro da ponta ativa ou até mesmo selecionar outra região para

instalá-lo (LIMA FILHO e BOLOGNESE, 2007).

3.1.2.4- Superfície dos implantes ortodônticos

A rosca ativa dos IO pode ou não ter tratamento de superfície. O processo de

osseointegração depende do material que o implante é feito e da morfologia da

superfície (ALBREKTSSON e H., 1983). Existem indicações de que a topografia da

superfície com características nanométricas influenciam a resposta óssea

(WENNERBERG e ALBREKTSSON, 2009).

O tempo de permanência dos IO na cavidade oral é pequeno. É questionável

se é possível a utilização de IO com tratamento de superfície para melhorar a

osseointegração e reduzir o risco de falha quando aplicada carga (CALDERON,

VALENCIA et al., 2011). O jateamento seguido do tratamento da superfície dos IO

18

com ácido é uma alternativa para melhorar a ancoragem temporária (CHUNG, KIM

et al., 2004).

3.1.3- Propriedades mecânicas dos implantes ortodônticos

Há uma correlação positiva entre o torque de inserção e de remoção dos

implantes ortodônticos, ou seja, quanto maior o torque de inserção, maior o de

remoção para os mesmos tempos que ficam em contato com o corpo. Os valores de

torque aumentam com o aumento do diâmetro dos implantes ortodônticos. A perda

de torque é reduzida com o aumento do diâmetro dos IO e da densidade óssea. IO

com diâmetros menores do que 1,3 mm são contra-indicados para regiões de grande

densidade óssea (CHEN, KYUNG et al., 2010).

A distribuição das tensões nos IO, em contato com o osso, varia de acordo

com o seu formato. A aplicação de carga durante a inserção, no IO cilíndrico,

provoca maior concentração de tensões próxima ao ápice, enquanto que no IO

cônico as tensões são distribuídas ao longo dos filetes apicais. As tensões

produzidas pela carga lateral aplicada nos IO cilíndrico e cônico concentram-se no

ápice e ao longo dos filetes, entretanto, o IO cilíndrico apresenta maior concentração

de tensões no ápice (DOBRANSZKI, LEVY NETO et al., 2010).

Por outro lado, existe na literatura informação oposta e mais coerente. A

região de maior concentração de tensão, durante a instalação, seria nos primeiros

filetes de rosca logo abaixo do transmucoso, e coincidindo com o ponto de ruptura

dos IO submetidos ao ensaio de torção quando da inserção ou remoção. O esforço

de torção durante a inserção dos IO combinado com o subsequente esforço de

flexão aplicado pode induzir a falha prematura dos implantes ortodônticos, com

exceção do totalmente inserido. IO autorosqueantes e autoperfurantes apresentam

desempenhos similares em relação à variação na concentração de tensão, com

pequena vantagem para o autorosqueante (DUCOS, 2010).

TEIXEIRA (2006) avaliou a resistência à flexão de implantes ortodônticos de

Ti-6Al-4V. Foi observado que há deformação dos mesmos quando submetidos as

19

forças ortodônticas contudo estas deformações não invalidam o uso como auxiliares

nos tratamentos ortodônticos (TEIXEIRA, 2006).

PRATES et al (2008) analisaram IO nacionais confeccionados com o Ti-6Al-

4V. Observaram que existe diferença na forma, diâmetro da rosca ativa e número de

filetes de roscas, as quais influenciam nas características físicas do dispositivo,

notadamente nos torques de inserção, de remoção e de fratura. Todos os implantes

ortodônticos apresentaram fratura do tipo dúctil característica típica da liga Ti-6Al-4V,

apesar de serem de fabricantes diferentes (PRATES DA NOVA e AL., 2008).

As propriedades de torção de IO dependem de alguns fatores, dentre eles do

material utilizado. Liga de Ti-6Al-4V (titânio alfa-beta) e Ti-33Nb-5Ta-6Zr (beta-

titânio) são adequados para fabricação de IO, uma vez que têm excelentes

propriedades mecânicas em torção (MUGURUMA, IIJIMA et al., 2011).

3.1.4- Instalação dos implantes ortodônticos

É fundamental obter informações junto ao fabricante sobre o torque máximo

que pode ser realizado durante sua instalação e remoção para se evitar a fratura.

Implantes ortodônticos inseridos com maior torque de inserção apresentam maior

estabilidade primária (MCMANUS, QIAN et al., 2011).

MOTOYOSHI et al (2010) analisaram alguns parâmetros que influenciam na

estabilidade inicial e após a regeneração óssea de IO. Verificaram que o torque de 4

N.cm é adequado para obter a ancoragem. Avaliando torque de inserção e remoção

de IO em pacientes, observaram que há uma queda de 8 N.cm para 4 N.cm depois

do uso clínico. Vários meses após a colocação, a tensão e a compressão sobre o

osso em torno do IO podem desaparecer devido ao processo de remodelação

óssea, reduzindo assim o torque. Não encontraram correlação significativa entre

torques de inserção e remoção. O torque de inserção foi relacionado com a idade do

paciente e espessura do osso cortical, sendo significativamente menor entre os

idosos e osso cortical fino. Enquanto que o torque de remoção não foi influenciado

20

pelo período de instalação do IO, idade do paciente, sexo, ou espessura do osso

cortical (MOTOYOSHI, UEMURA et al., 2010).

O torque de inserção é influenciado pelo diâmetro do parafuso, ou seja,

quanto maior o diâmetro, maior o torque necessário para instalação e

consequentemente maior a estabilidade primária (WILMES, RADEMACHER et al.,

2006; WILMES, OTTENSTREUER et al., 2008).

Os IO cônicos e com maiores diâmetros causam maiores microlesões na

cortical óssea durante a instalação, podendo afetar a estabilidade e o

remodelamento ósseo (LEE e BAEK, 2010).

3.1.5- Verificação da estabilidade primária

A estabilidade primária refere-se à estabilidade mecânica apresentada pelos

IO logo após a sua instalação. É um pré-requisito para a cicatrização, constituindo

uma das características mais importantes dos IO. Depende da forma dos implantes,

do número de filetes de roscas, comprimento, forma da rosca-ativa, do seu diâmetro,

da espessura e densidade da cortical, bem como da técnica de inserção (LIMA

FILHO e BOLOGNESE, 2007; SQUEFF, A. et al., 2008; WILMES, PANAYOTIDIS et

al., 2011).

A estabilidade primária é avaliada clinicamente após a instalação por meio de

pressão na cabeça dos implantes ortodônticos com emprego de instrumentos

metálicos e em diferentes direções. Se houver instabilidade, a região periimplantar

sofrerá isquemia indicando falha no aparato. Sendo assim, é necessário trocar o

parafuso por um de maior diâmetro ou selecionar outro sítio. Sempre que for reativar

o sistema, a estabilidade deve ser testada, pois pode haver perda de estabilidade ao

longo do tratamento (LIMA FILHO e BOLOGNESE, 2007).

IO com maiores comprimentos permitem maior ancoragem. No entanto, estão

associados a um maior risco de danos às estruturas vizinhas. A profundidade de

colocação e a densidade óssea no local da colocação dos IO são os pontos que

melhor predizem a estabilidade primária (LEMIEUX, HART et al., 2011).

21

Para se obter a estabilidade dos IO, o diâmetro do furo (quando utilizada a

técnica de perfuração prévia) deve ser de 69 a 77 % do diâmetro do parafuso

(UEMURA, MOTOYOSHI et al., 2012).

INABA (2009) avaliou a estabilidade primária dos IO com variação do ângulo

de inserção em relação à superfície da cortical. Mostrou que a mobilidade do IO

inserido com inclinação (60º ou 120º) em relação à superfície óssea foi

significativamente menor do que aquele inserido perpendicularmente. Entretanto não

houve diferença significativa entre os IO inclinados em relação à remoção por tração.

Assim, na prática clínica, IO que é inserido inclinado em relação à superfície óssea

tem maior estabilidade primária e oferecem maior ancoragem para o tratamento

ortodôntico (INABA, 2009).

Diferentemente, em outro estudo, com elementos finitos, WOODAL et al

(2011) encontraram que IO instalado em 900 com o osso cortical apresentou maior

resistência de ancoragem do que IO instalado em 600 e 300; além disso, a tensão no

osso cortical induzida pelo IO em 900 foi menor. Com base nos resultados,

concluíram que a colocação de IO em angulação diferente de 900 não oferece

resistência de ancoragem adicional (WOODALL, TADEPALLI et al., 2011).

3.1.6- Carregamento do sistema

O IO pode ser ativado de forma direta, quando a carga é aplicada diretamente

sobre ele, ou de forma indireta, quando é utilizado para imobilização de um dente ou

dentes que receberão a carga. Os implantes ortodônticos suportam cargas de até

450 gf, sendo que em ortodontia as forças, geralmente, não excedem 300 gf

(KYUNG, 2004). A carga pode ser aplicada imediatamente após a instalação dos IO,

sem comprometimento da estabilidade primária (FREIRE, SILVA et al., 2007;

SERRA, MORAIS et al., 2010).

A carga máxima a ser aplicada deve ser proporcional à área de contato entre

o implante e o tecido ósseo. Essa força deve ser determinada pelo comprimento,

diâmetro e forma do implante (FAVERO, BROLLO et al., 2002).

22

A direção e magnitude do torque, no carregamento dos IO, podem influenciar

sua estabilidade. Um torque na direção anti-horária pode ser um fator de risco para

reduzir a estabilidade do sistema (CHO, CHA et al., 2010).

3.1.7- Fratura dos implantes ortodônticos

Durante a instalação ou remoção do parafuso ortodôntico, pode ocorrer sua

fratura. Normalmente, está relacionada à aplicação de torque excessivo. A

perfuração prévia e a utilização de IO com maior diâmetro diminuem os riscos

(WILMES, RADEMACHER et al., 2006; WILMES, OTTENSTREUER et al., 2008).

Apesar dos altos índices de sucesso, as complicações relacionadas aos IO podem

ser dependentes das características físicas do parafuso.

A resistência à fratura em torção dos MI está diretamente relacionada ao

diâmetro, ou seja, quanto maior o diâmetro maior será o torque de fratura do

dispositivo, sendo vantajoso usar IO com um diâmetro maior. Em alguns casos,

como quando são inseridos em um local com alta densidade óssea, a pré-perfuração

é indicada até mesmo para implantes ortodônticos autoperfurantes para minimizar o

risco de fratura (ELIAS, RUELLAS et al., 2011; WILMES, PANAYOTIDIS et al.,

2011).

A existência de microrroscas nos implantes ortodônticos na porção que fica

em contato com a cortical óssea confere maior resistência deste à fratura, pois

previne a concentração excessiva de tensão nos tecidos adjacentes ao IO

(SQUEFF, A. et al., 2008).

3.1.8- Remoção dos implantes ortodônticos

Depois de finalizada sua função, os IO devem se removidos com a

utilização das mesmas chaves de inserção, manualmente ou com micro-motor.

Aqueles que possuem maior rugosidade de superfície apresentam maior torque de

23

remoção. Esta diferença de superfície e torque de remoção influenciam no

desempenho clínico (ALSAMAK, BITSANIS et al., 2012).

Uma pesquisa correlacionou a altura do filete da rosca (D) e o passo das

roscas (P). O desempenho do IO foi avalaido pelo fator de forma (TSF), que é o

quociente de D/P expresso em porcentagem. Foi concluído que há uma correlação

direta entre o aumento do TSF e o torque para remover os IO, ou seja, quanto menor

a altura do filete da rosca ou maior o passo entre seus filetes, menor o torque de

remoção (MIGLIORATI, SIGNORI et al., 2012).

Estudos mostraram que o aumento do diâmetro do núcleo do IO na região

das microrroscas e um corpo cônico podem reduzir os efeitos de concentração de

tensão na região do pescoço, melhorando a resistência à remoção. No entanto, as

melhorias nas propriedades mecânicas de um núcleo cônico ocorrem apenas

quando existe maior espessura de cortical (CHANG, CHEN et al., 2012).

3.2- Titânio e suas ligas

O titânio é um metal altamente resistente à corrosão, com baixa densidade e

com propriedades compreendidas entre o aço e alumínio. O titânio comercialmente

puro à temperatura ambiente possui estrutura cristalina hexagonal compacta

denominada alfa (α). Na temperatura de 885 oC o titânio transforma-se em estrutura

cúbica de corpo centrado denominada beta (β). A temperatura de transformação

pode sofrer variações dependendo do tipo e quantidade de impurezas e/ou

elementos de liga adicionados. Com as adições de elementos de liga surgem duas

temperaturas de transformação, nomeadas: temperatura de transição alfa “alfa-

transus” e de beta “beta-transus” em que abaixo das linhas das respectivas

temperaturas só estará presente a fase alfa e acima a fase beta. Os elementos alfa-

estabilizadores, dentre os quais se destacam Al, Sn, Ga, Ge, C, O, N, elevam a

temperatura de transformação de fase. Os elementos beta-estabilizadores como V,

Mo, Ta, Nb, Cr, Fe, Ni e Cu, reduzem a temperatura de transformação de fase. A

manipulação das fases presentes através de adições de elementos de liga e de

tratamentos termomecânicos constitui a base para o desenvolvimento das diversas

24

ligas com diferentes propriedades. De acordo com as fases presentes, as ligas de

titânio podem ser classificadas em , ou + (ASHBY, 1996).

Apesar de o titânio ser um metal abundante na crosta terrestre, seu processo

de extração é difícil, tornando-o relativamente mais caro que o alumínio e o aço. O

titânio e suas ligas são usados em diversas áreas como na indústria química, em

equipamento de processamento de alimentos, indústria aeroespacial, biomateriais

entre outras. São usados na substituição do aço quando o baixo peso é necessário e

no lugar do alumínio quando é exigido bom desempenho em altas temperaturas. A

liga Ti-6Al-4V ( + ) é a mais usada, correspondendo por aproximadamente 50% de

todo o titânio usado (BLACK, 2008).

Os biomateriais devem apresentar algumas características específicas para

serem empregados no organismo humano, como biocompatibilidade e resistência à

corrosão. O titânio e suas ligas apresentam bom desempenho em aplicações como

biomaterial na medicina e odontologia. A excelente biocompatibilidade deste material

está associada à formação de uma camada de óxido de titânio em sua superfície. As

principais propriedades físicas do titânio responsáveis por sua biocompatibilidade

são: baixa condutividade elétrica, alta resistência à corrosão, baixa tendência de

formação de íons em meio aquoso e ponto isoelétrico do óxido de 5-6. Na

odontologia, são utilizados basicamente 4 tipos de titânio comercialmente puro,

denominados de acordo com a norma ASTM F67 como grau 1 a 4, além da liga com

6% de alumíno e 4% de vanádio, denominada pela norma ASTM F136 como grau 5.

O titânio comercialmente puro é usado basicamente para implantes que necessitam

de osseointegração. A liga Ti-6Al-4V é usada na produção de IO que não precisam

de osseointegração, seu uso é temporário necessitando de remoção após exercida

sua finalidade (ELIAS e AL., 2008).

3.2.1- Liga de Ti-6Al-4V

As ligas de titânio da classe α + β são as mais comuns dentro dos vários tipos

de ligas de titânio. A Ti-6Al-4V é a mais conhecida, possui a mistura das estruturas

cristalinas hexagonal compacta (fase alfa) e cúbica de corpo centrado (beta) à

temperatura ambiente, combinando resistência mecânica e resistência a corrosão

25

com conformabilidade e usinabilidade. Com excelentes combinações de

resistência/peso e ótima resistência à corrosão, as ligas de titânio têm sido um

excelente atrativo para aplicações nas indústrias aeronáutica e automobilística, e na

fabricação de próteses ortopédicas (JESUÍNO, RIBEIRO et al., 2000).

A liga Ti-6Al-4V apresenta maior resistência mecânica do que o titânio cp

(usado nos implantes osseointegráveis), sendo possível confeccionar os parafusos

com pequenas dimensões para que sejam usados em locais com pouco espaço.

Além disso, esta liga possui característica bioativa inferior ao titânio cp, possuindo,

portanto, menor potencial de osseointegração, o que é de interesse para uso

ortodôntico, visto que a estabilidade requerida é a primária e não a secundária

advinda da osseointegração, além de facilitar o processo de remoção (LIMA FILHO e

BOLOGNESE, 2007).

GALLI et al (2012) avaliaram as respostas celulares em diferentes superfícies

de titânio grau 4 e 5. Concluíram que apesar do IO de titânio grau 4 enriquecido com

fosfato de cálcio apresentar alto nível de diferenciação celular in vitro, o IO de titânio

grau 5 usinado apresentou rápida proliferação celular, boa biocompatibilidade e

adesão celular, além de induzir alta expressão de marcadores iniciais da

diferenciação celular. A maior resistência mecânica do titânio grau 5 faz dele a

melhor escolha para confecção de IO (GALLI, PIEMONTESE et al., 2012).

Uma análise metalográfica da microestrutura do IO de Ti-6Al-4V de três

diferentes empresas (da Alemanha e do Brasil) foi realizada seguindo as orientações

das normas ASTM E3-01, ASTM E7-03, ASTM E407-99 e ISO 5832-3. Os

resultados mostraram que os IO analisados eram constituídos por uma fase globular

alfa-beta (de acordo com “Technical Committee of European Titanium Producers”).

Os IO não apresentaram defeitos tais como bolhas, imperfeições ou fissuras nas

suas microestruturas internas, tanto nos cortes longitudinais como nos cortes

transversais (COTRIM-FERREIRA, QUAGLIO et al., 2010). A composição do metal e

a microestrutura interna dos IO são fatores importantes para serem avaliados, de

modo a melhorar as propriedades mecânicas e diminuir o risco de fratura.

A norma ASTM F136 estabelece as quantidades de elementos químicos

presentes na liga Ti-6Al-4V e estão especificados na tabela 3.1.

26

TAB 3.1 – Elementos químicos da liga Ti-6Al-4V.

Elemento químico Ti-6Al-4V (F136)

nitrogênio 0,05 máx.

carbono 0,08 máx.

hidrogênio 0,012 máx.

ferro 0,25 máx.

oxigênio 0,13 máx.

alumínio 5,5 - 6,5

vanádio 3,5 - 4,5

titânio balanço

3.3- Aço inoxidável austenítico

Os aços inoxidáveis austeníticos apresentam ampla aplicação nas indústrias

química, petroquímica, farmacêutica, alimentícia, de biotecnologia, entre outras. O

seu uso nessas indústrias se deve à sua boa resistência à corrosão. Esses aços

possuem estrutura cristalina cúbica de face centrada (CFC) na temperatura

ambiente e não são passíveis de tratamento térmico de endurecimento. O

mecanismo de endurecimento por deformação a frio, encruamento, limita as formas,

dimensões e nível de endurecimento. Os tratamentos superficiais, como a nitretação,

podem ser uma opção viável para esses aços (TSCHIPTSCHIN e PINEDO, 2010).

Os aços inoxidáveis austeníticos possuem teor mínimo de 10 a 12% de cromo

e, altos teores de elementos de níquel, molibdênio além de menores teores de

nitrogênio. O principal elemento responsável pela resistência à corrosão por pite é o

molibdênio, enquanto o níquel é adicionado para estabilizar a estrutura austenítica e

o manganês e o nitrogênio substituem parcialmente o níquel como estabilizadores

da estrutura austenítica (AFONSO, 2006).

3.3.1- Aço austenítico F138

Os implantes ortopédicos são produzidos principalmente com aço inoxidável

devido a dois fatores: menor custo da matéria prima em comparação aos metais à

27

base de cobalto ou de titânio e suas ligas, e por apresentarem boa resistência

mecânica e química. A resistência à corrosão dos aços inoxidáveis deve-se

majoritariamente à formação de um filme fino superficial de cromo, cuja composição

apresenta essencialmente óxidos e hidróxidos dos principais metais presentes na

liga. Os aços inoxidáveis apresentam em sua composição química elevados teores

de cromo, o principal responsável pela formação da camada passiva, ou seja, o

cromo é determinante para o aumento da resistência à corrosão (SILVA e

OLIVEIRA, 2012).

O aço ASTM F 138 (classe especial do aço AISI 316L para aplicações

médicas) é um aço inoxidável austenítico contendo 17% a 19% de cromo, 13% a

15% de níquel, 2,25% a 3% de molibdênio. Apresenta propriedades físico-químicas

superiores aos aços AISI 316, sendo a alta resistência à oxidação a sua principal

característica. É uma liga de baixo carbono, portanto tem menor susceptibilidade à

corrosão intergranular. Também não é magnética, podendo ser realizado

ressonância magnética em pacientes que contenham próteses com esse material.

Nenhum biomaterial mostrou ser completamente livre de reações adversas no

organismo humano, entretanto a experiência ao longo dos anos mostrou um nível de

resposta biológica aceitável desse material quando é usado em situações

adequadas (MILOSEV, 2011).

As quantidades dos elementos químicos do aço F138 são especificadas pela

norma ASTM e são mostrados na tabela 3.2 .

TAB 3.2- Elementos químicos do aço F138.

Elemento químico aço F138

Carbono 0,03 máx.

Manganês 2 máx

Fósforo 0,025 máx.

Enxofre 0,010 máx.

Nitrogênio 0,1 máx.

Cromo 17 – 19

Molibdênio 2,25 - 3

Níquel 13 – 15

Cobre 0,50 máx.

Silício 0,75 máx.

Ferro Balanço

28

3.4- Corrosão dos implantes ortodônticos

Os IO trabalham sob ação de carregamentos mecânicos em meio salino, o

que exige do material ótima resistência à corrosão. Os mecanismos de desgaste e

corrosão podem promover liberação de partículas ou de íons metálicos no corpo

humano, podendo causar reações adversas aos pacientes. Por exemplo, cromo e

níquel são agentes cancerígenos no ambiente industrial e estudos realizados

comprovaram que alguns íons metálicos solúveis (Co, Cr, Ni, Mo) são citotóxicos.

Portanto, é importante a seleção adequada dos materiais metálicos biocompatíveis

(GENTIL, 1996).

O pH dos líquidos corpóreos é levemente básico e gira em torno de 7,2 a 7,4.

A presença de íons Cl-, Na+ e HCO3- em contato com o implante metálico pode

promover mecanismos de corrosão do metal. A presença de defeitos na superfície

favorece a nucleação prematura de trincas de fadiga e de pontos de concentração

de tensões. O crescimento de trincas é acelerado pelo mecanismo de corrosão

(AZEVEDO e JUNIOR, 2002).

A corrosão eletroquímica pode ocorrer sempre que existir heterogeneidade no

material metálico-meio corrosivo, pois a diferença de potencial resultante possibilita

a formação de áreas anódicas e catódicas (GENTIL, 1996).

A corrosão por pites é um tipo de corrosão localizada, com diâmetro da

cavidade variando de alguns micrômetros até alguns milímetros e pode perfurar um

material num espaço de tempo relativamente curto. Essas cavidades podem ou não

se tornar preenchidas com produtos de corrosão. Aços inoxidáveis austeníticos

imersos em soluções aquosas contendo concentrações de íons halogênicos são

passíveis ao ataque localizado e puntiforme. O Cl- penetra a camada de óxido

através de poros e defeitos mais facilmente do que outros íons. O grau de corrosão

por pites aumenta com a concentração do íon causador, com a diminuição do pH e

com o aumento da temperatura. A adição de molibdênio (acima de 2% no aço AISI

316) e de níquel, assim como a redução do número de inclusões e precipitados,

reduzem a incidência de corrosão por pite (PADILHA e GUEDES, 1994).

Alguns metais e ligas normalmente ativos, sob condições ambientais

específicas, perdem a sua reatividade química e se tornam extremamente inertes.

29

Esse fenômeno, denominado passivação, é exibido pelo cromo, níquel, titânio e

muitas das ligas desses metais. O comportamento passivo resulta da formação de

um filme de óxido muito fino e altamente aderente sobre a superfície do metal, que

serve como uma barreira de proteção contra uma corrosão adicional. Os aços

inoxidáveis são altamente resistentes à corrosão em meio a uma grande variedade

de atmosferas como resultado da passivação. A película protetora, quando

danificada, normalmente se refaz muito rapidamente. Entretanto, uma alteração na

natureza do ambiente, pode fazer que um material passivado se reverta para um

estado ativo. Um dano subsequente a uma película passivadora preexistente pode

resultar em um aumento substancial na taxa de corrosão. Esse fenômeno de

passivação pode ser explicado em termos das curvas do potencial de polarização

em função da corrente. Com o aumento do potencial, a corrente diminui

repentinamente até um valor muito baixo, o qual permanece independente do

potencial; essa é a denominada região passiva. Finalmente, em valores de potencial

ainda maiores, a corrente aumenta novamente em função do potencial (CALLISTER,

2008).

A utilização do potenciostato é o meio mais comum para o estudo das

reações eletroquímicas de um corpo de prova imerso numa solução e é

particularmente importante no estudo do comportamento eletroquímico de aços

inoxidáveis. O potenciostato é descrito como um dispositivo elétrico capaz de manter

constante uma diferença de potencial entre o corpo-de-prova (eletrodo de trabalho) e

um eletrodo inerte, chamado de contra-eletrodo, constituído de grafite ou platina; um

eletrodo de referência permite a leitura e aplicação do potencial a que se submete o

eletrodo de trabalho. Esta informação, e a corrente registrada no sistema, permitem

caracterizar as reações eletroquímicas que se estabelecem (CÉ, 2010).

Uma das técnicas para avaliar a resistência à corrosão dos materiais é

através da obtenção de curvas de polarização potenciodinâmicas. Esse ensaio de

natureza eletroquímica tem o intuito de caracterizar a resistência à corrosão por

pites, revelando o potencial de pite Epite, o qual reflete a tendência à propagação

irreversível dessa forma de ataque. Quanto maior o seu valor, menor será a

susceptibilidade do material à corrosão localizada (CAVALCANTI, SOUZA et al.,

2002).

30

3.4.1- Liberação de íons metálicos

Em grandes quantidades liberadas, todos os elementos constituintes das ligas

metálicas dos implantes são nocivos. O conhecimento da resistência à corrosão

desses materiais em fluidos biológicos pode levar ao controle da dissolução metálica

em níveis permissíveis, isto é, não prejudiciais à saúde (CÉ, 2010).

Os IO de Ti-6Al-4V podem liberar íons metálicos devido à corrosão in vivo da

liga em fluidos corporais. Os produtos de corrosão liberados podem favorecer a

ocorrência de efeitos indesejáveis no corpo humano. Quantidades variadas de Ti, Al

e V foram detectadas em estudos com animais, comprovando que existe liberação

de íons metálicos por implantes ortodônticos de Ti-6Al-4V. Apesar da liberação de

íons pela liga de titânio, as quantidades de metais detectadas foram extremamente

baixas (DE MORAIS, SERRA et al., 2009).

Um estudo comprovou que a colocação de IO de titânio grau 5 aumenta as

concentrações de íons de titânio na saliva, mas que não é estatisticamente

significante (BLAYA, S. et al., 2011).

Para determinar os efeitos dos macrófagos na liberação de íons metálicos,

pesquisadores imergiram discos de titânio em soluções diferentes, contendo

macrófagos. Os íons de titânio liberados a partir dos discos em cada solução foram

quantificados. Os resultados revelaram que a liberação de oxigênio gerada pela

atividade fagocítica dos macrófagos pode induzir à liberação de íons a partir do

titânio e na ausência de desgaste. Outras espécies orgânicas também induziram à

liberação de íons a partir de discos de titânio. Esse estudo mostra que em ensaios in

vivo os íons de titânio podem ser liberados por macrófagos no tecido próximo ao

implante. Essas são algumas das causas para a libertação de íons de metal a partir

de implantes de titânio na ausência de desgaste (MU, KOBAYASHI et al., 2000).

MALKOC et al (2012) analisaram os efeitos citotóxicos de IO sobre

fibroblastos gengivais e osteoblastos. Observaram que os IO de aço inoxidável

causaram uma diminuição na viabilidade celular dos osteoblastos, e os de liga de

titânio não causaram efeito adverso significativo sobre os osteoblastos. Nos dois

casos, não houve efeito adverso nos fibroblastos gengivais (MALKOC, OZTURK et

al., 2012).

31

Apesar do grande interesse na identificação dos efeitos sistêmicos, poucos

são os trabalhos realizados com o intuito de identificar os efeitos colaterais dos

metais no organismo humano, o que impede uma conclusão definitiva. Para avaliar

os danos causados ao organismo é necessária a identificação da afinidade de

alguns íons metálicos com determinados órgãos. Uma pesquisa objetivou a

identificação de lesões em tecidos de ratos nos quais foram injetadas soluções

contendo partículas das ligas utilizadas na fabricação de prótese: Ti6Al4V e aço

inoxidável 316L. Foram encontradas lesões como granulomas epitelióides de corpo

estranho e células gigantes. Concluiu-se que há evidências de contaminação de

órgãos por elementos químicos pertencentes às ligas Ti6Al4V e aço inoxidável 316L

(GIERTS, 2008).

Pesquisadores compararam as superfícies de duas amostras de aços

diferentes usados como implantes ortopédicos, classificados como ASTM F138 e

ISO5832-9, por meio de espectroscopia de emissão óptica, de MEV e de EDS. As

amostras (implantes) foram também submetidos à polarização cíclica

potenciodinâmica em solução de Ringer Lactato e solução de NaCl 0,9 mol L-1. O

ensaio de polarização cíclica potenciodinâmica mostrou que o aço ISO 5832-9

apresenta maior resistência à corrosão em meios que simulam fluidos biológicos do

que o aço F138. Essa propriedade é principalmente atribuída ao aumento da

estabilidade do filme passivo, favorecida pela presença do nitrogênio em solução

sólida no aço ISO 5832-9. As propriedades eletroquímicas, como elevada resistência

à corrosão por pites e a baixa densidade de corrente de corrosão passiva apre-

sentadas pelo aço ISO 5832-9 permitem a esse material uma menor liberação de

metais. Menores teores de níquel e de ferro foram liberados pelos processos de

degradação química devido à corrosão localizada ou generalizada. A partir dos

dados obtidos pôde-se concluir que implantes ortopédicos permanentes de aço

inoxidável ISO 5832-9 possuem maior estabilidade química e mecânica quando em

contato com os fluidos corpóreos. O aço inoxidável ISO 5832-9 reduz os riscos de

inflamações crônicas ou ainda a falhas mecânicas do implante, uma vez que os pites

localizados podem ser causadores de microfissuras (SILVA e OLIVEIRA, 2012).

32

4- MATERIAIS E MÉTODOS

4.1- Delineamento experimental

Para o presente trabalho foram utilizados IO de aço inoxidável F138 e de Ti-

6Al-4V, produzidos pela empresa Conexão Sistema e Prótese, com dimensões de 6

x 1,5 mm. O IO de Ti-6Al-4V é comercializado pela empresa, entretanto, o IO de aço

F138 foi especialmente usinado para a presente pesquisa. Foi feita a caracterização

do aço antes de serem usinados. Os IO foram inseridos em coelhos para avaliar sua

biocompatibilidade e foram realizados testes mecânicos in vitro para avaliar sua

resistência. Além disso, amostras de aço F138 com dois diferentes acabamentos

superficiais (polimento mecânico e ataque químico) foram submetidas ao teste de

corrosão.

4.2- Caracterização do material (aço F138)

Para realizar a caracterização, foram confeccionadas amostras a partir de

uma barra de aço F138 de 20 x 0,5 cm fornecida pela empresa Conexão. Essa barra

foi seccionada em pedaços de 7 mm e embutidas em resina acrílica (FIG. 4.1). Em

seguida, as amostras foram lixadas na seguinte sequência crescente de granulação

das lixas: 200, 400, 600, 800, 1000, 1200 e 1500. Depois foram polidas com discos e

feltro e pasta de diamante com granulação de 6 µm e ¼ µm. Foram produzidos 8

discos; sendo que 1 foi usado na difração de Rx, 1 na análise metalográfica e 6 no

ensaio de corrosão.

FIG 4.1 - Amostra de aço F138 embutida em resina acrílica.

33

4.2.1- Difração de raios X

Uma amostra foi caracterizada por difração de raios X utilizando o

difratômetro PANalytical X’Pert PRO com detector PIXcel (FIG 4.2). A identificação

das fases presentes na amostra foi realizada através do software HighScore Plus

versão 3.0e (3.0.5) 2012 da PANalytical, por comparação dos difratogramas obtidos

com bancos de dados PDF2-2004 do ICDD (International Centre for Difraction Data).

O difratograma obtido apresenta os principais picos característicos do aço inoxidável

austenítico (FIG. 4.3). A fonte de difração foi o de Cobre.

FIG. 4.2- Difratômetro PANalytical X’Pert PRO com a amostra a ser

analisada.

FIG. 4.3- Difratograma do aço F138 mostrando os picos da austenita, referentes aos

planos (111), (002), (113) e (222).

34

O difratograma mostra os principais picos referentes aos planos (111), (002),

(113) e (222) da austenita.

4.2.2- Análise metalográfica

Uma amostra foi submetida à análise metalográfica. Para isso, foi realizado

um ataque metalográfico em uma solução de 10 ml de ácido nítrico, 10 ml de ácido

acético glacial, 15 ml de ácido clorídrico e 5 gotas de glicerol. A amostra foi imersa

nessa solução por 2 minutos e 30 segundos e em seguida lavada. Foi analisada no

microscópio óptico Axiovert 40 MAT(FIG. 4.4).

FIG. 4.4 - Análise metalográfica do aço F138.

Nas imagens da figura 4.4, pode-se observar que a granulação é homogênea

e refinada.

35

4.3- Usinagem dos implantes ortodônticos

Os IO de aço F138 foram usinados pela empresa Conexão Sistema e Prótese

em torno CNC nas mesmas dimensões dos IO de Ti-6Al-4V já produzidos e

comercializados no mercado odontológico. O comprimento da rosca ativa é de 6 mm

e o diâmetro é de 1,5 mm. Os IO usinados são mostrados na Fig. 4.5.

FIG. 4.5- Exemplares dos implantes ortodônticos de Ti-6Al-4V e aço F138.

4.4- Testes in vivo em coelhos

Foram utilizados 10 coelhos brancos saudáveis da raça Nova Zelândia com

idade aproximada de seis meses e peso de 3 kgf. Os animais foram obtidos junto ao

Centro de Criação de Animais de Laboratório da Fundação Oswaldo Cruz. Em cada

coelho foram instalados na tíbia esquerda 4 IO de aço F138 ou Ti-6Al-4V. A

distribuição dos coelhos e IO instalados está discriminada na tabela 4.1.

TAB. 4.1- Implante ortodôntico instalado, quantidade e tempo da eutanásia.

IO instalado tempo para eutanásia número de coelhos

controle 8 semanas 2

F138 4 semanas 2

Ti-6Al-4V 4 semanas 2

F138 8 semanas 2

Ti-6Al-4V 8 semanas 2

Durante o período da pesquisa, os animais foram mantidos em gaiolas

individuais, com temperatura variando entre 22 e 260C no biotério da Universidade

36

Estadual do Rio de Janeiro. A alimentação foi realizada com o fornecimento de ração

adequada e água à vontade (FIG. 4.6).

FIG. 4.6- Gaiola individual para os coelhos com ração e água à vontade.

A proposta de pesquisa foi submetida e aprovada, previamente, pelo comitê

de ética para cuidado e uso de animais experimentais, no Instituto de Biologia

Roberto Alcantara Gomes, na Universidade Estadual do Rio de Janeiro, cujo número

do protocolo é CEUA/047/2012 (ANEXO 1).

4.4.1- Inserção dos implantes ortodônticos

Os procedimentos cirúrgicos foram comuns a todos os animais que

receberam os IO e foram realizados no laboratório de cirurgia experimental, na

Faculdade de Ciências Médicas, na Universidade Estadual do Rio de Janeiro, sob

supervisão de um veterinário funcionário da instituição.

A anestesia foi realizada com aplicação intramuscular de cloridrato de

cetamina a 10% (0,2 a 0,25 mg/Kg) e xilasina 2% (3 mg/Kg). Os coelhos ficaram em

jejum durante 8 horas antes da cirurgia. O período de latência foi de 5 a 10 minutos

e o animal apresentou analgesia e sedação por 30 a 45 minutos (FIG. 4.7 e 4.8).

37

FiG. 4.7- Cobaia aguardando o período de latência após anestesia.

FIG. 4.8- Cobaia em estado de anestesia e sedação.

O tosqueamento da área cirúrgica foi realizado com lâmina de barbear.

Posteriormente, foi realizada a assepsia da região com solução de iodo e isolamento

do campo operatório. A incisão foi procedida por planos no sentido do longo eixo da

tíbia com lâmina de bisturi (FIG. 4.9 a 4.12).

38

FIG. 4.9- Tosqueamento da área cirúrgica.

FIG. 4.10- Assepsia com solução de iodo.

FIG. 4.11- Isolamento do campo cirúrgico.

39

FIG. 4.12- Incisão no sentido do longo eixo da tíbia.

O preparo dos orifícios para a implantação foi realizado com broca cirúrgica (1,0

mm de diâmetro) com chave manual. Foram realizados quatro orifícios distando, em

média, 1 cm entre eles. Apesar de serem IO autoperfurantes, uma perfuração prévia

foi realizada para evitar fratura óssea, pois o osso da tíbia dos coelhos é pouco

resistente. Quatro IO foram inseridos, torqueando-os com o auxílio da chave de

inserção até o início da região do transmucoso. Após inserção dos IO, foi utilizado

um troquímetro digital Lutron para mensurar o torque final. O fechamento da ferida

cirúrgica foi realizado por planos; o tecido conjuntivo foi suturado com fio

reabsorvível e o tecido epitelial foi suturado com fio de seda 4.0. Após cirurgia, foi

realizada limpeza final com solução de iodo na região operada (FIG. 4.13 a 4.18).

FIG. 4.13 - Perfuração prévia com broca de 1 mm de diâmetro.

40

FIG. 4.14 - Instalação do IO com chave manual.

FIG. 4.15 - Os quatro IO instalados.

Fig. 4.16 - Mensuração do torque final com torquímetro digital.

41

Fig. 4.17 - Sutura do tecido conjuntivo com fio reabsorvível.

Fig. 4.18 - Sutura do tecido epitelial com fio de seda 4.0 e limpeza final com

solução de iodo.

Após o procedimento cirúrgico, o animal foi posto em sua gaiola com água e

ração à vontade. Nenhum medicamento foi administrado depois da cirurgia, somente

uma assepsia diária com solução de iodo foi realizada.

4.4.2- Análise de íons metálicos no sangue e urina

Foi realizada uma análise do sangue dos coelhos para verificar a presença de

íons metálicos ferro, cromo e molibdênio. O teor de níquel foi determinado na urina.

O objetivo da análise foi verificar a possível liberação de íons pelos IO e absorção

pelos animais com intuito de avaliar a biocompatibilidade. Todos os grupos tiveram o

sangue e a urina avaliados quanto à presença desses íons.

42

Após o período determinado para a eutanásia (4 ou 8 semanas), o coelho foi

anestesiado da mesma maneira da cirurgia dos IO. Para a coleta do sangue, foi

realizada uma punção cardíaca, utilizando tubo de coleta de sangue à vácuo e

agulha para coleta à vácuo (FIG. 4.19). Para a coleta da urina, o abdômen do coelho

foi aberto e a bexiga foi exposta; uma agulha com seringa perfurou a bexiga e

aspirou a urina (cerca de 5 ml) (FIG. 4.20).

FIG. 4.19 - Punção cardíaca após anestesia do coelho.

FIG. 4.20 - Aspiração da urina após exposição da bexiga.

As coletas de sangue e urina foram realizadas com o animal vivo, por isso

houve necessidade de anestesiá-lo. O material coletado foi enviado para o

laboratório de análises clínicas veterinárias VetLab (Petrópolis, RJ) e o método

43

utilizado na análise do sangue, para os íons Cr, Mo e Fe foi espectrofotometria de

absorção atômica; e da urina, para análise do Ni, foi absorção atômica.

4.4.3- Remoção dos implantes ortodônticos

Após as coletas de sangue e urina, a eutanásia do animal foi realizada com

uma injeção de cloreto de potássio, que é cardiotóxica e realizada com o animal

anestesiado. A tíbia foi dissecada cuidadosamente para que a remoção dos IO

pudesse ser realizada. O torquímetro digital foi utilizado para aferir o torque de

remoção (FiG. 21 a 22). Somente três IO foram removidos, um permaneceu no osso

para que a peça osso/IO pudesse ser analisada ao microscópio eletrônico de

varredura (MEV).

FIG. 4.21 - Tíbia do coelho após a dissecação.

FIG. 4.22 - Aferição do torque de remoção dos IO.

44

Após a remoção dos IO, a tíbia foi seccionada com serra, de maneira a obter

duas peças anatômicas: uma com o IO não removido para análise no MEV e outra

com a presença do orifício para confecção de lâmina histológica (FIG. 4.23 a 4.24).

Foram removidos os tecidos moles dos blocos ósseos e, em seguida, estes foram

armazenados em potes contendo formol 10% para a fixação.

FIG. 4.23 - Secção da tíbia com serra.

FIG. 4.24 - As duas peças anatômicas obtidas da tíbia.

4.4.4- Análise do osso/implante ortodôntico no MEV

A peça anatômica contendo osso/IO foi submetida à desidratação seguindo a

seguinte sequência: álcool 70% por uma hora; álcool 95% por uma hora; e álcool

100% por três horas trocando a solução a cada hora. As peças foram então clivadas,

45

com um bisturi e martelo, no sentido de seu longo eixo de modo que fossem obtidas

duas metades, sendo uma contendo o implante. O fragmento osso/IO foi recoberto

com ouro e a análise da morfologia superficial na região da interface osso/OI foi feita

por microscopia eletrônica de varredura com o microscópio FEI Quanta 250 FEG

(FIG. 4.25 a 4.27).

FIG. 4.25 - Aspecto do bloco osso/IO após desidratação.

FIG. 4.26 - Bloco osso/IO após clivagem.

46

FIG. 4.27 - Bloco osso/IO recoberto com ouro.

4.4.5- Preparação das lâminas histológicas

A peça óssea cujo IO foi removido foi utilizada para a confecção de lâmina

histológica com o intuito de analisar, no microscópio óptico, a região ao redor da

área de instalação do IO. O objetivo foi avaliar a morfologia óssea, comparando com

o osso normal para detectar possíveis alterações.

Após a fixação em formol 10%, foi realizada a descalcificação com

descalcificador de Ebner, durante 7 dias e lavado em água por duas horas. Em

seguida, a peça foi desidratada em ordem crescente de concentração de álcool e

xilol. A seguir, fez-se a inclusão em parafina para posterior cortes, ao micrótomo,

com espessura de 6 micrômetros. As lâminas foram coradas com hematoxilina-

eosina (HE).

As lâminas foram analisadas utilizando o sistema de aquisição com

microscópio de luz (microscópio PrimoStar e câmera Axiocam ERc 5, Zeiss.

Programa Axiovision) pertecentes ao laboratório de Biologia do Desenvolvimento e

Tumorigênese, Departamento de Morfologia, Centro de Ciências da Saúde/UFES.

As lâminas foram confeccionadas com blocos ósseos sem o IO, uma vez que

o micrótomo utilizado não cortava aço inoxidável. O aspecto da lâmina pode ser visto

na figura 4.28.

47

FIG. 4.28 - Aspecto da lâmina, corada com HE.

4.5- Testes in vitro

Foram realizados testes in vitro de inserção e remoção de IO em osso

artificial. Os ensaios foram complementados pela torção até a fratura para avaliar

sua resistência mecânica. Além disso, foi realizado teste de corrosão do aço

inoxidável F138 com dois acabamentos superficiais: polimento mecânico e ataque

químico. Para os testes de inserção, remoção e fratura, foram utilizados dez IO de

aço F138 e dez de Ti-6Al-4V. Para o teste de corrosão foram utilizadas três

amostras de aço F138 com polimento mecânico e três com ataque químico.

4.5.1- Inserção e remoção de implantes ortodônticos em osso artificial

Dez IO de cada liga foram submetidos aos ensaios de inserção e remoção em

osso artificial conforme preconiza a Norma ASTM F543: Standard Specification and

Test Methods for Metallic Medical Bone Screws. As amostras foram inseridas em

blocos de poliuretano com características semelhantes ao osso natural. Os blocos

são comercializados pela empresa Nacional Ossos (Jaú, SP) e fabricados com

poliuretano com densidade de 20 pcf (pound cubic foot,0,32 g/cm3), simulando o

osso esponjoso; e 40 pcf (0,64 g/cm3 ), simulando o osso cortical. Para analisar a

influência da espessura da cortical no torque do IO, foram preparados blocos de

osso sintético de 20 pcf contendo lâminas de 40 pcf com espessuras de 2 a 3 mm,

formando os seguintes blocos:

48

a) Bloco simulando osso com cortical de 2mm (OII): bloco de polímero com

densidade de 20 pcf contendo na face superior uma lâmina de 2,0mm de

polímero com densidade 40 pcf para simular a cortical.

b) Bloco simulando osso com cortical de 3mm (OIII): bloco de polímero com

densidade de 20 pcf contendo na face superior uma lâmina de 3,0mm de

polímero com densidade 40 pcf para simular a cortical (FIG. 4.29).

FIG 4.29 - Blocos de osso artificial com 2 e 3 mm de espessura de cortical.

Nos ensaios para inserir e remover os IO foi empregado um dispositivo

acoplado na máquina de Ensaio Universal EMIC DL10000, com célula de carga de

50N. O dispositivo possui dois mandris do tipo Jacob. O mandril usado para fixar a

chave de inserção é preso em um eixo que é submetido à rotação com uma força

controlada pela máquina de ensaio. O mandril usado para fixar o osso é imóvel (FIG.

4.32 a 4.31). A máquina de ensaio fornece o gráfico força versus deslocamento.

Conhecendo o diâmetro do eixo de rotação do mandril (0,5 cm) que movimenta a

chave de inserção foram calculados os valores dos torques máximos de inserção e

de remoção.

Torquemax = Fmax x R (0,5 cm)

49

FIG 4.30 - Ensaio de inserção com força de compressão.

FIG 4.31 - Ensaio de remoção com força de tração.

FIG. 4.32 - Dispositivo acoplado à EMIC.

50

Os IO foram inseridos e removidos dos blocos de poliuretano com perfuração

prévia com broca de 1,0 mm, com micro-motor, para facilitar o ensaio mecânico,

criando um “guia” para a inserção até o início da região do transmucoso (FIG. 4.33).

Para o ensaio de inserção, os IO foram comprimidos contra o bloco de osso sintético

com força de 490 gf e para a remoção foi empregada uma força de tração de 100 gf.

FIG. 4.33 - Perfuração prévia com broca de 1mm de diâmetro e inserção até a

região do transmucoso.

Os IO foram observados no MEV antes e após os ensaios de inserção e

remoção em osso artificial, para avaliar possíveis danos a suas estruturas

decorrentes de deformação.

4.5.2- Fratura de implantes ortodônticos

Os IO, após os ensaios de inserção e remoção em osso artificial, foram

submetidos ao ensaio de fratura. Esse ensaio foi realizado no Instituto Nacional de

Tecnologia com emprego da máquina de torsão Instron MT, seguindo as normas

ABNT NBR ISO 6475 e ABNT NBR ISO 5832. Uma pinça fixa prende a rosca ativa,

de modo a deixar 4 filetes de rosca para fora. O mandril móvel segura a cabeça do

IO e o gira até sua fratura. O programa acoplado à máquina fornece um gráfico

torque versus radiano, além do torque máximo e o radiano máximo (Figs 4.34 a

4.36).

51

FIG 4.34 - Pinça fixa segurando a rosca ativa de modo a deixar 4 filetes de rosca

para fora.

FIG.4.35- Mandril móvel que segura a cabeça do IO e o gira até sua fratura.

FIG. 4.36 - Máquina de ensaio de torque Instron MT.

Os IO, após fratura, foram analisados no MEV para identificar o tipo de

fratura.

52

A tabela 5 mostra um resumo dos ensaios realizados.

TAB. 5- Implantes ortodônticos testados, ensaios realizados e quantidade.

Implantes ortodônticos Ensaios Mecânicos Osso II Osso III

F138 Inserção, remoção 10 10

e fratura

Ti-6Al-4V Inserção, remoção 10 10

e fratura

4.5.3- Corrosão do aço F138

Para analisar a resistência à corrosão do aço inoxidável F138 foi realizado

ensaio de corrosão em três amostras após dois acabamentos superficiais, polimento

mecânico e ataque químico. As amostras de aço F138 foram embutidas em resina

acrílica, iguais às utilizadas na difração de raios X e na análise metalográfica.

4.5.3.1- Acabamento superficial com polimento mecânico

O polimento mecânico da superfície foi realizado com lixas na seguinte

sequência crescente de granulação: 200, 400, 600, 800, 1000, 1200 e 1500. Depois

foram polidas com discos de feltro e pasta diamantada com granulação de 6 µm e ¼

µm.

4.5.3.2- Acabamento superficial com ataque químico

O ataque químico da superfície foi realizado após o polimento mecânico e

consistiu na imersão das amostras em uma solução de ácido nítrico 30%, durante 30

minutos. Em seguida foi procedida a lavagem em água corrente.

53

4.5.3.3- Curva de polarização

Os ensaios de corrosão foram realizados no Laboratório de Ensaios Não-

Destrutivos, Corrosão e Soldagem – PEMM/DMM//COPPE/UFRJ (LNDC). Esses

ensaios consistiram de curvas de polarização potenciodinâmicas, ou seja, a uma

velocidade de varredura constante de potencial. A solução utilizada foi NaCl 0,9 mol

L-1 à temperatura ambiente. Foi empregada uma célula de vidro a três eletrodos,

tendo como contra-eletrodo uma tela plana de platina e como referência um eletrodo

de calomelano saturado. As amostras, atuando como eletrodo de trabalho, foram

imersas individualmente na solução, distando cerca de 4 cm do contra-eletrodo (FIG.

4.37 a 4.39). A estabilização do potencial a circuito aberto foi aguardada por 5

minutos e a taxa de varredura de polarização foi de 0,3 mV/s. O. O ensaio forneceu

um gráfico corrente (I) versus o potencial anódico (E), onde foi possível identificar o

Epite, que é o potencial onde ocorre um aumento brusco da corrente.

FIG. 4.37 - Amostra conectada a um fio no lado que não sofreu tratamento

superficial.

FIG. 4.38 - Amostra distando cerca de 4 cm do contra-eletrodo de platina.

54

FIG. 4.39 - Célula do ensaio de corrosão contendo solução de NaCl 0,9 mol L-1.

A identificação do Epite possibilita avaliar qual amostra é mais resistente à

corrosão.

55

5 - RESULTADOS E DISCUSSÃO

5.1- Testes in vivo

Nos testes in vivo foram determinados os torques de inserção e remoção dos

IO na tíbia de coelhos e a liberação de íons metálicos pelo IO. A interface osso/IO foi

analisada no MEV e as lâminas histológicas no microscópio óptico para avaliar a

região óssea ao redor do IO.

5.1.1- Torque de inserção e remoção dos implantes ortodônticos

Dos quatro implantes colocados em cada coelho, foi mensurado o torque de

inserção e remoção dos três IO mais proximais (mais próximos do tronco). O mais

distal (mais afastado do tronco) foi utilizado para análise da interface osso/IO no

MEV. Constatou-se grande variação da espessura da cortical óssea ao longo da

tíbia do mesmo coelho, além da variação da espessura da tíbia de um coelho para

outro. Essas variações influenciaram no torque de inserção e remoção de IO no

mesmo animal e entre animais diferentes. O objetivo dessa análise foi relacionar o

torque de inserção com o de remoção, avaliando a estabilidade primária e

estabilidade após regeneração óssea, respectivamente; o que não pode ser avaliado

em testes in vitro.

A Tabela 5.1 mostra os resultados dos torques de inserção e remoção dos IO

nos coelhos. A Tabela 5.2 mostra o percentual de redução do torque de remoção em

relação à inserção.

TAB. 5.1 – Torques de inserção e remoção dos IO nos coelhos, com as médias e

desvios padrões.

56

Coelho (C) Inserção (N.cm) Remoção (N.cm)

F138 4 semanas - C1 8,00 5,10

7,80 5,30

8,10 2,80

Média 7,97 4,40

Desvio padrão 0,15 1,39

F138 4 semanas - C2 12,10 7,10

15,00 8,90

15,30 5,50

Média 14,13 7,17


TiAlV 4 semanas - C1 10,00 8,50

12,70 7,50

19,20 9,40

Média 13,97 8,47



8,60 6,70

8,70 6,60

Média 10,63 6,67


F138 8 semanas - C1 12,80 4,20

13,50 7,00

15,20 6,20

Média 13,83 5,80


F138 8 semanas - C2 12,00 6,50

9,10 5,90

10,10 5,70

Média 10,40 6,03



12,30 8,20

12,10 8,90

Média 11,47 8,23



11,30 5,70

12,70 7,50

Média 11,33 7,07


57

TAB 5.2 - Percentual de redução do torque (%) de remoção em relação ao de

inserção, com as médias e desvios padrões.

F138 Ti-6Al-4V

4 sem 8 sem 4 sem 8 sem

Coelho 1 36,25 67,19 15,00 24,00

32,05 48,15 40,94 33,33

65,43 59,21 51,04 26,45

Coelho 2 41,32 45,83 54,11 20,00

40,67 35,16 22,09 49,56

64,05 43,56 24,14 40,94

Média 40,99 46,99 32,54 29,89

Desvio 14,43 11,51 16,38 11,21

Os valores do percentual de redução do torque foram submetidos à análise

estatística de variância (ANOVA) com nível de significância de 5%, onde p=0,145.

Não houve diferença estatística (p>0,05) entre os grupos.

Levando-se em consideração os valores do percentual de redução do torque

de remoção em relação ao de inserção mostrados na Tabela 5.2, pode-se observar

que:

a) Em todos os casos os torques de remoção dos implantes foram menores que

os de inserção. Esse resultado pode ser associado à reação natural do osso

de aliviar as tensões trativas e compressivas, obedecendo a Lei de Wolf;

b) Apesar de não haver diferença estatística entre os grupos, os resultados

mostram que houve uma média de redução de torque maior nos IO de aço

F138 do que nos IO de Ti-6Al-4V.

c) A maior redução do torque de remoção foi do IO de aço de 8 semanas em

relação ao de 4 semanas, indicando maior adaptação do osso à tensão

compressiva.

d) O menor percentual de redução do torque de remoção foi para o IO de Ti-6Al-

4V de 8 semanas em relação ao de 4 semanas, apesar de não haver

diferença estatística significativa. Áreas de osseointegração podem explicar

esse resultado de menor redução do torque, compensando a perda da

estabilidade primária.

58

MOTOYOSHI et al (2010), concluíram que torque de 4 N.cm é adequado para

obter ancoragem. Constataram que há uma queda de 8 N.cm para 4 N.cm depois do

uso clínico. Vários meses após a colocação, a tensão e a compressão sobre o osso

em torno do IO podem desaparecer devido ao processo de remodelação óssea,

reduzindo assim o torque (MOTOYOSHI, UEMURA et al., 2010). No presente

trabalho, o torque de inserção de todos os IO nos coelhos foi superior a 8 N.cm. Em

relação ao torque de remoção, somente em um coelho o valor foi inferior ao sugerido

por Motoyoshi et al (4 N.cm).

Em uma revisão sistemática, foi avaliada a relação entre o torque de inserção

e o índice de sucesso dos IO. Considerou-se que o torque máximo de inserção

recomendado é de 5 a 10 N.cm. Foi concluído que não há relação entre o torque de

inserção na faixa de valores analisada e o índice de sucesso (MEURSINGE

REYNDERS, RONCHI et al., 2012). Considerando os valores dos torques de

inserção dos IO do presente trabalho e como não houve perda de nenhum IO, tanto

os IO de aço F138 e Ti-6Al-4V são viáveis, portanto, para aplicações clínicas.

5.1.2- Morfologia da superfície dos implantes

Após a remoção, os IO foram analisados no MEV para constatar possível

alteração em sua morfologia. As figuras 5.1 a 5.6 mostram que os IO removidos

mantiveram sua morfologia preservada, não havendo qualquer característica visível

de deformação, desgaste ou corrosão. Constatou-se a presença, na superfície, de

material orgânico aderido, cuja análise com EDS indicou como principais

componentes Ca e P, sugestivo de tecido ósseo.

59

FIG. 5.1 - IO de aço F138 antes do ensaio de inserção e remoção. Como

recebido.

FIG. 5.2 - IO de Ti-6Al-4V antes do ensaio de inserção e remoção. Como recebido.

.

60

FIG. 5.3 - IO de aço F138 removido do coelho após 4 semanas. Observa-se a presença de material orgânico aderido na superfície.

FIG. 5.4 - IO de aço F138 removido do coelho após 8 semanas. Observa-se a presença de material orgânico aderido na superfície.

61

FIG. 5.5 - IO de Ti-6Al-4V removido do coelho após 4 semanas. Observa-se a

presença de material orgânico aderido na superfície.

FIG. 5.6 - IO de Ti-6Al-4V removido do coelho após 8 semanas. Observa-se a presença de material orgânico aderido na superfície.

62

5.1.3- Análise dos íons metálicos nos coelhos

Foi analisada a presença de íons Fe, Cr e Mo no sangue e Ni na urina dos

coelhos que receberam tanto IO de aço F138 como IO de Ti-6Al-4V, e em coelhos

controles que não receberam IO. O único elemento químico que há valores

referenciais de normalidade em coelhos é o ferro, cujo normal é entre 89 a 181

mg/dL. Os valores encontrados estão expostos na Tabela 5.3.

TAB. 5.3 – Valores dos íons metálicos encontrados nos coelhos.

Coelho (C) Fe (mg/dL) Cr (mcg/L) Mo (mcg/L) Ni (mcg/L)

F138 4 semanas - C1 206,40 1,00 0,68 46,40

F138 4 semanas - C2 175,10 0,09 1,60 21,40

Média 190,75 0,55 1,14 33,90

Desvio padrão 22,13 0,64 0,65 17,68

TiAlV 4 semanas - C1 139,80 1,20 0,73 20,30

TiAlV 4 semanas - C2 185,40 0,09 1,30 15,30

Média 162,60 0,65 1,02 17,80

Desvio padrão 32,24 0,78 0,40 3,54

F138 8 semanas - C1 283,00 0,63 0,93 33,00

F138 8 semanas - C2 230,10 1,00 1,60 35,70

Média 256,55 0,82 1,27 34,35

Desvio padrão 37,41 0,26 0,47 1,91

TiAlV 8 semanas - C1 151,00 0,85 1,90 34,70

TiAlV 8 semanas - C2 150,80 0,09 1,20 27,30

Média 150,90 0,47 1,55 31,00

Desvio padrão 0,14 0,54 0,49 5,23

C controle 1 96,10 0,09 0,36 11,10

C controle 2 226,20 0,09 1,10 17,10

Média 161,15 0,09 0,73 14,10

Desvio padrão 91,99 0,00 0,52 4,24

Os valores mostram que, em relação ao íon Fe, os coelhos que receberam IO

de Ti-6Al-4V apresentaram percentuais dentro dos valores referenciais, assim como

a média dos controles. Entretanto, o controle 2 apresentou o maior valor de todos os

coelhos, inclusive acima dos valores referenciais. Entre os coelhos que receberam

IO de aço F138, os de quatro semanas apresentaram percentuais médios na faixa

dos valores referenciais aceitáveis e menor do que os de oito semanas, que

63

apresentaram uma média acima dos valores referenciais. Isso sugere que o

aumento do tempo de permanência de IO de aço F138 pode aumentar a liberação

do íon Fe.

O ferro é um elemento essencial na maioria dos processos fisiológicos do

organismo dos animais, desempenhando função central no metabolismo energético

celular. Uma parte do total de ferro, em humanos adultos, está ligada à hemoglobina

e tem como principal função a oxigenação dos tecidos, e a outra parte está

armazenada sob a forma de ferritina ou de hemossiderina nas células do sistema

mononuclear fagocitário, principalmente no fígado, na medula óssea e no

baço. Fisiologicamente, o organismo não é capaz de aumentar a excreção de ferro,

mesmo quando há sobrecarga dele; portanto, o aumento progressivo do aporte de

ferro, por via gastrointestinal ou parenteral, leva impreterivelmente à condição

patológica de sobrecarga de ferro (CANÇADO e CHIATTONE, 2010). Nos coelhos

que receberam os IO de aço F138, por 8 semanas, houve uma sobrecarga de ferro

que não foi possível ser eliminada pelo organismo deles, entretanto, não é possível

afirmar se é uma sobrecarga patológica nos coelhos.

Em relação à quantidade de íons cromo, molibdênio e níquel, foi observado

que os coelhos com IO apresentaram aumento desses íons em relação aos que não

receberam IO. Considerando que não há níquel, cromo e molibdênio na liga de Ti-

6Al-4V, pode-se responsabilizar outras fontes, que não os IO de aço F138, como

promotoras do aumento desses íons no sangue. Talvez, essa mesma fonte seja

responsável pela quantidade elevada de Fe no coelho controle 2.

O cromo é um mineral essencial que participa ativamente do metabolismo de

carboidratos, principalmente co-atuando com a insulina, melhorando a tolerância à

glicose. Contudo, por agir estimulando a sensibilidade à insulina, o cromo pode

influenciar também no metabolismo proteico, promovendo maior estímulo da

captação de aminoácidos e, consequentemente, aumentando a síntese proteica.

Também é atribuído ao cromo um efeito lipolítico que, somado a seus possíveis

efeitos anabólicos, estimula principalmente o público esportista ao uso do cromo

como suplemento na dieta para obtenção de efeitos desejáveis sobre a composição

corporal. Efeitos prejudiciais da suplementação com cromo são distúrbios do sono,

alterações de humor, dores de cabeça, aumento da excreção de minerais e

alteração do metabolismo do ferro (GOMES, ROGERO et al., 2005). No presente

64

trabalho houve pequeno aumento do teor de cromo no sangue dos animais com IO

em relação aos coelhos sem IO. No entanto, é possível supor que o teor de cromo

absorvido pelos animais não compromete sua saúde, visto que uma quantidade

maior de cromo no organismo é aceitável e às vezes desejável.

O Molibdênio é considerado um elemento essencial, mas o seu papel no

metabolismo ainda é pouco entendido. Tem sido relacionado como componente de

seis enzimas envolvidas no metabolismo celular (transporte de elétrons). O excesso

de Mo reduz a quantidade de proteína bruta que chega ao intestino, com redução da

absorção. Há também uma relação entre os níveis de Cu, Zn, S e aminoácidos

sulfurados com a susceptibilidade à intoxicação por Mo (OLIVEIRA). Comparando-se

coelhos com IO e sem IO, também pode-se considerar pequena a quantidade de

molibdênio no sangue dos coelhos com IO, não sendo portanto, prejudicial à saúde.

A quantidade de íons de níquel no sangue dos coelhos com IO mostrou-se

maior em relação aos coelhos sem IO. O níquel tem sido frequentemente associado

a manifestações alérgicas, provocando mais reações do que todos os outros metais

combinados. Um estudo avaliando a liberação de níquel por bráquetes metálicos

constatou que eles liberam quantidades significativas de níquel, independente da

solução de imersão (SÓRIA, MENEZES et al., 2005). Felizmente, a maioria das

crianças com alergia na pele ao níquel não possui resposta na mucosa aos

aparelhos ortodônticos e tolera perfeitamente bem o tratamento (KUSY, 2004).

Visualmente, não foi observada nenhuma reação inflamatória ao redor dos IO

inseridos nos coelhos, de ambos os materiais. Tanto IO de aço F138 quanto IO de

TI-6Al-4V não promoveram reações alérgicas nos locais inseridos.

Os bráquetes e fios ortodônticos são feitos de aço inoxidável e permanecem

na cavidade oral por 24 a 36 meses, em média. Um estudo, avaliando a

biodegradação de bráquetes ortodônticos de aço AISI 303 e AISI 316L, observou

que essa bidegradação em solução salina, independente do processo de fabricação

ou liga metálica constituinte, ocorreu principalmente pela liberação de íons ferro

(DOLCI, MENEZES et al., 2008). No presente trabalho, o íon com maior quantidade

detectada foi o ferro. Os bráquetes e fios ortodônticos são usados há muitas

décadas com poucos efeitos colaterais, comprovando sua biocompatibilidade.

Portanto, o IO de aço F138 pode ser indicado para uso na cavidade oral.

65

Comparando-se os teores de Fe, Cr, Mo e Ni detectados nas cobaias que

receberam tanto os IO de aço F138 como IO de TiAlV, pôde-se observar que:

a) Houve aumento desses elementos químicos, de 4 para 8 semanas,

quando se usou implantes de aço;

b) Nas cobaias que receberam IO de TiAlV, houve diminuição dos

elementos Fe e Cr de 4 para 8 semanas e houve aumento do Mo e

Ni de 4 para 8 semanas.

Assim, levando-se em consideração somente a liberação de íons, a qual foi

pequena, seria viável a substituição do IO de TiAlV pelo aço F138 para uso em

ancoragens ortodônticas.

5.1.4- Análise no MEV da interface osso/implante ortodôntico

Blocos ósseos contendo o IO foram preparados para serem analisados ao

MEV, com o objetivo de avaliar, qualitativamente, o aspecto da interface osso/IO. As

imagens da interface estão expostas nas figuras 5.7 a 5.10.

FIG. 5.7 - IO de aço F138 com 4 semanas em coelhos.

66

FIG. 5.8 - IO de aço F138 com 8 semanas.

FIG. 5.9 - IO de Ti-6Al-4V com 4 semanas.

67

FIG 5.10 - IO de Ti-6Al-4V com 8 semanas.

As imagens mostram que os IO ficaram envolvidos pela estrutura óssea,

principalmente na região da cortical, local que oferece aos IO maior estabilidade

mecânica. Apesar de não haver um contato íntimo do osso com o IO, visualmente,

essa interface apresentou aspecto de normalidade. Essa “fenda” pode ter sido

originada pelo procedimento de fratura do osso para visualização no MEV.

Aglomerados de células sanguíneas (hemácias) também ficaram em íntimo

contato com a superfície dos IO, como mostra a figuras 5.11.

FIG 5.11 - Hemácias em íntimo contato com o IO.

68

As infecções nas regiões dos implantes ortopédicos, bem como em outros

campos da medicina, são causadas principalmente por estafilococos. A capacidade

das bactérias crescerem em um biofilme aumenta as chances de estafilococos se

protegerem das defesas do hospedeiro e terapias antibióticas. A formação do

biofilme é classicamente vista como um processo de quatro etapas: 1) ligação inicial

das células bacterianas; 2) agregação celular e acúmulo de várias camadas de

células; 3) maturação do biofilme e 4) desprendimento de células do biofilme. A

dispersão caracteriza o passo final do ciclo de vida bacteriana. O uso de materiais

revestidos com substâncias antibacterianas imobilizadas, particularmente peptídeos

catiônica, parece muito inovador e promissor no combate ao biofilme, uma vez que

evitam a dispersão de substâncias antibacterianas nos tecidos vizinhos.

Nanotecnologias e nanomateriais, utilizados em pesquisas médicas, têm criado

novos horizontes terapêuticos e estão crescendo rapidamente (ARCIOLA,

CAMPOCCIA et al., 2012). As figuras no MEV não mostram evidências de colônias

bacterianas nas superfícies dos IO, portanto, os materiais analisados, aço F138 e Ti-

6Al-4V, mesmo sem qualquer revestimento antibacteriano, se mostram satisfatórios

para uso como biomateriais.

Depósitos de hidroxiapatita fluoretada e íons inorgânicos (Zn, Cu e Ag) na

superfície de amostras de aço inoxidável 316L por técnica de deposição

eletroquímica também já foram testados. Os efeitos antimicrobianos desse

revestimento contra cepas bacterianas de estafilococos áureos foram promissores,

demonstrando uma excelente atividade antimicrobiana "in vitro" contra o

microrganismo (BIR, KHIREDDINEA et al., 2012). Os IO de aço F138 não receberam

qualquer revestimento, nem receberam tratamento superficial químico para

polimento. Mesmo assim, não foi observada evidência de infecção bacteriana na

interface osso/IO, sendo aceitável seu uso como biomateral, mesmo sem qualquer

revestimento superficial.

A formação de biofilmes, na superfície de IO, e a infecção subsequente do

tecido periimplantar podem resultar ou na esfoliação ou na remoção cirúrgica desse

dispositivo. Avaliando a formação de biofilme bucal e suas características físico-

químicas, na superfície de IO, pesquisadores revelaram que sua formação foi

influenciada, significativamente, pela rugosidade superficial e a quantidade de

carbono e oxigênio presente em cada superfície. Bochechos com soluções contendo

69

clorexidina e fluoreto de sódio mostraram uma significativa ação antimicrobiana e

antiplaca sobre os biofilmes formados e, assim, são indicados para os cuidados de

saúde oral em pacientes ortodônticos tratados com esse sistema de ancoragem

(CHIN, SANDHAM et al., 2007). Apesar de o estudo in vivo nos coelhos não ter sido

realizado na cavidade oral, não foi constatada qualquer inflamação nos tecidos ao

redor dos IO com consequente perda dos mesmos. Os tecidos que estavam ao redor

dos parafusos apresentaram aspectos de normalidade (ausência de tecido

inflamado) em todos os coelhos.

5.1.5- Análise das lâminas histológicas

As lâminas foram visualisadas ao microscópio óptico e as imagens foram

analisadas com ajuda do programa Axio Vision Rel 4.8. As imagens obtidas são

mostradas nas figuras 5.12 a 5.25. Nelas é possível observar características típicas

do tecido ósseo, tais como: osso cortical (OC), osso esponjoso (OE), osteócitos

(OT), canais vasculares (CV) e vasos sanguíneos (VS).

FIG 5.12 - Osso de coelho controle. OC: osso cortical. OE: osso esponjoso. Aumento

de 40x e 100x, respectivamente.

70

FIG. 5.13 - Osso de coelho controle. CV: canais vasculares. OT: osteócitos. OE:

região do osso esponjoso; áreas claras do osso esponjoso: tecido adiposo; áreas

vermelhas do osso esponjoso: tecido conjuntivo. Aumento de 400x.

Nas imagens do osso do coelho controle (FIG. 5.12 e 5.13), é observada a

arquitetura normal da tíbia, com a região do osso compacto (osso cortical) e do osso

esponjoso. As cavidades do osso esponjoso são ocupadas pela medula óssea. No

recém-nascido, toda a medula óssea tem cor vermelha, devido ao alto teor de

hemácias, e é ativa na produção de células do sangue. Pouco a pouco, com a idade,

vai sendo infiltrada por tecido adiposo, com diminuição da atividade hematógena. Os

osteócitos são as células achatadas encontradas no interior da matriz óssea

calcificada, ocupando lacunas. Cada lacuna contém apenas um osteócito que é

essencial para a manutenção da matriz óssea. No osso cortical também há o

sistema de Harvers ou ósteons e os canais de Volkmann, os quais contêm vasos e

nervos. Todos os canais vasculares existentes no tecido ósseo aparecem quando a

matriz óssea se forma ao redor dos vasos preexistentes. O diâmetro dos canais de

Harvers é muito variável porque o tecido ósseo está em remodelação constante; os

sistemas mais jovens têm canais mais largos (JUNQUEIRA e CARNEIRO, 2008).

71

FIG. 5.14 - Osso de coelho após a remoção do IO de aço F138 com 4 semanas.

Aumento de 40x.

FIG 5.15 - Osso de coelho após a remoção do IO de aço F138 com 4 semanas. CV:

canal vascular. Aumento de 100x.

72

FIG. 5.16 - Osso de coelho após a remoção do IO de aço F138 com 4 semanas. CV:

canal vascular. MF: microfratura. Aumento de 400x.

As imagens do osso de coelho após a remoção do IO de aço F138 com 4

semanas mostram a presença de canais vasculares largos, o que sugere osso mais

jovem devido à provável remodelação local proveniente da lesão local ou

microfraturas causadas pela instalação do IO. Essas microfraturas na região próxima

ao local do IO foram provocadas, provavelmente, pela inserção ou remoção do

mesmo.

73

FIG. 5.17 - Osso de coelho após a remoção do IO de aço F138 com 8 semanas.

Notar a presença de tecido conjuntivo propriamente dito envolvendo o IO na região

do osso esponjoso. TC: tecido conjuntivo. Aumento de 40x.

FIG. 5.18 - Osso de coelho após a remoção do IO de aço F138 com 8 semanas. CV:

canal vasculars. MF: microfratura. VS: vaso sanguíneo. Aumento de 100x.

74

FIG. 5.19 - Osso de coelho após a remoção do IO de aço F138 com 8 semanas. OT:

osteócito. CV: canal vascular. VS: vaso sanguíneo. Aumento de 400x.

No osso de coelho com IO de aço F138 com 8 semanas, também foi

observado grande quantidade de canais vasculares amplos, sugerindo remodelação

óssea recente. Também há microfraturas. Na região do tecido adiposo, foi

observada uma formação de tecido conjuntivo propriamente dito ao redor do IO,

inclusive com presença de vaso sanguíneo (VS) arterial (presença de tecido

muscular), mostrando que houve uma estimulação proliferativa do tecido conjuntivo

propriamente dito ao redor do IO. A presença de uma interface osso/IO contendo

tecido conjuntivo propriamente dito indica que não houve osseointegração (presença

de células ósseas sobre a superfície do biomaterial). Apesar do aço F138 ser

classificado como biomaterial não induz a osseointegração por ser um biomaterial

bioinerte, diferente do Ti comercialmente puro que é bioativo. Essa classificação

entre biomaterial bioativo e bioinerte refere-se à interação biológica, para diferenciar

os biomateriais que apresentam osseointegração ou não, respectivamente (ELIAS e

MEIRELLES, 2010).

75

FIG. 5.20 - Osso de coelho após a remoção do IO de Ti-6Al-4V com 4 semanas. MF:

microfratura. Aumento de 40x.

FIG. 5.21 - Osso de coelho após a remoção do IO de Ti-6Al-4V com 4 semanas. CV:


76



No osso de coelho com IO de Ti-6Al-4V com 4 semanas, também foi

verificado um grande número de canais vasculares amplos em relação ao osso

controle, sugerindo remodelação óssea recente. Também foram detectadas

microfraturas.

FIG. 5.23 - Osso de coelho após a remoção do IO de Ti-6Al-4V com 8 semanas.

Aumento de 40x.

77


canal vascular. MF: microfratura. Aumento de 100x.



Igualmente, foram observados vários canais vasculares amplos no osso de

coelho após a remoção do IO de Ti-6Al-4V com 8 semanas, sugerindo remodelação

óssea recente e observou-se presença de microfraturas.

A microlesão é um fator significativo na iniciação da remodelação óssea. A

reparação fisiológica dos danos é um importante mecanismo para a manutenção da

integridade mecânica do osso ao longo de curtos períodos de tempo. As

microfissuras podem ser associadas com espaços de reabsorção óssea. Segundo

BURR et AL (1985), a reabsorção é 44 vezes mais frequente do que o esperado,

sugerindo uma causa direta e efeito entre a produção de microlesões e remodelação

intracortical. Há uma capacidade de o osso reparar, preferencialmente, áreas do

78

córtex ósseo microscopicamente danificado (BURR, MARTIN et al., 1985).

Supondo que as microfraturas, no osso dos coelhos, são provenientes da inserção,

elas podem ter estimulado a remodelação óssea, comprovada pela presença de

grande quantidade de vasos sanguíneos.

Há duas formas predominantes de microlesões por fadiga nos ossos:

microfissuras lineares (dezenas a algumas centenas de micrômetros de

comprimento) e dano difuso (manchas de osso formando aglomerados de

microtrincas sublamelar). Estudos demonstram que o osso responde diferentemente

para microfissuras lineares e dano difuso. A microfissura linear típica tem seu

deslocamento dificultado pelos osteócitos, principal responsável pela variação da

tenacidade à fratura do osso mineralizado (NALLA, KINNEY et al., 2003). Os

osteócitos na circunvizinhança da microfratura sofrem apoptose, que por sua vez

ativam os mecanismos envolvidos na remodelação intracortical. Em contrapartida,

microdanos difusos não induzem apoptose dos osteócitos, nem provocam uma

remodelação intracortical. Isso parece ser o mecanismo principal para explicar por

que a remodelação não ocorre em regiões de danos difusos (HERMAN, CARDOSO

et al., 2010). Com base nessa explicação e reanalisando as figuras dos ossos que

mostram a presença de canais vasculares em grande número, pode-se afirmar que

as microtrincas lineares provenientes da inserção do IO estimularam a remodelação

óssea de forma intensa.

Estudos mostraram que a aplicação de força mecânica, a intensidade do

carregamento e sua direção têm efeitos significativos na formação óssea ao redor

dos IO. Zona cortical e não cortical sob compressão apresentam osso com maior

densidade do que as zonas que não estão sob compressão. Cargas maiores

produzem menos osso na região não cortical do que cargas menores. A camada

mais próxima aos IO apresenta menos osso do que as camadas mais distantes

(MASSEY, KONTOGIORGOS et al., 2012). No teste in vivo, não foram colocadas

forças nos IO, assim a regeneração e remodelação óssea analisadas foram

estimuladas somente pela lesão local e pelo material dos IO. Não há evidências de

que o material (aço F138 ou Ti-6Al-4V) foi um fator responsável por maior ou menor

remodelação óssea. IO de aço F138 e de Ti-6Al-4V favoreceram igualmente a

regeneração óssea.

79

Portanto, pode-se reafirmar que as imagens das lâminas analisadas sugerem

que as microfraturas geradas pela inserção do IO (tanto F138 como Ti-6Al-4V)

estimularam a remodelação óssea, comprovada pela grande quantidade de canais

vasculares amplos, em relação ao osso do coelho controle. Independentemente da

origem das microfraturas, provenientes da remoção ou inserção dos IO, pode-se

afirmar, que houve estímulo da regeneração óssea, provocada pela própria lesão da

inserção, devido à presença de grande quantidade de amplos vasos sanguíneos.

5.2- Testes in vitro

Os testes in vitro foram executados para avaliar a resistência do material do

IO durante sua inserção e remoção, além da resistência à fratura e corrosão.

5.2.1- Torque de inserção e remoção de implantes ortodônticos

IO de aço F138 e Ti-6Al-4V foram inseridos e removidos de osso artificial

simulando cortical de 2 mm (OII) e 3 mm (OIII). Os resultados estão expostos nas

Tabelas 5.3 e 5.4.

TAB 5.3 - Valores dos torques máximos de inserção de IO em osso artificial, com

médias e desvios padrões. dp: desvio padrão.

Torque máximo de inserção em osso artificial (N.cm)

Amostra F138-OII F138-OIII Ti-6Al-4V-OII Ti-6Al-4V-OIII

1 14,16 21,12 19,89 23,45

2 17,90 22,75 17,43 23,61

3 15,62 22,28 14,09 21,89

4 14,74 17,06 17,12 23,70

5 15,90 18,12 18,25 23,61

Média 15,66 20,26 17,35 23,25

dp 1,43 2,54 2,12 0,77

Os valores de torque de inserção foram submetidos à análise estatística

utilizando a análise de variância (ANOVA) com nível de significância de 5%, onde

p=0,001. O teste foi complementado com a análise de comparações múltiplas de

80

SNK Student Newman Keuls, onde se constatou que houve diferença estatística

(p>0,05) entre os grupos, exceto entre os grupos F138-OII x Ti-6Al-4V -OII.

O teste de inserção demonstrou que os IO de aço F138 e Ti-6Al-4V se

comportaram semelhantemente quando inseridos em osso com cortical de 2 mm,

mas quando inseridos em osso com cortical de 3 mm, os IO de Ti-6Al-4V

apresentaram torque significativamente maior. Houve um aumento do torque quando

inseridos em cortical de maior espessura. Apesar da diferença estatística, todos os

IO apresentaram torque de inserção acima da média clínica indicada na literatura.

TAB 5.4 - Valores dos torques máximos de remoção de IO em osso artificial, com

médias e desvios padrões. dp: desvio padrão.

.Torque máximo de remoção em osso artificial (N.cm)


1 6,55 9,19 8,75 11,91

2 8,21 10,62 12,00 12,52

3 9,27 9,92 6,89 11,34

4 6,88 7,82 7,54 11,62

5 6,14 10,95 8,34 10,73

Média 7,41 9,70 8,70 11,62

dp 1,30 1,25 1,98 0,67

Os valores de torque de remoção foram submetidos à análise estatística

utilizando a análise de variância (ANOVA) com nível de significância de 5%, onde

p=0,001. O teste foi complementado com a análise de comparações múltiplas de

SNK Student Newman Keuls, onde se constatou que houve diferença estatística

(p>0,05) entre os grupos, exceto entre os grupos F138-OIII x Ti-6Al-4V-OII e Ti-6Al-

4V -OII x F138-OII.

O teste de remoção demonstrou que IO de aço F138 e Ti-6Al-4V se

comportaram semelhantemente quando removidos de osso com cortical de 2 mm.

Os IO de Ti-6Al-4V removidos de osso cortical de 3 mm apresentaram torques

significativamente maiores. Os IO removidos de osso cortical com maior espessura

apresentaram maiores torques. Entretanto, todos os IO apresentaram torques de

remoção acima da média indicada na literatura.

81

Um estudo, avaliando fatores responsáveis pela distribuição da tensão no

osso durante a inserção do IO, através de elementos finitos, constatou que o fator

com maior contribuição foi o material do IO. Aqueles fabricados com material de

maior módulo de elasticidade oferecem menores tensões no osso. Outros fatores

significativos são o comprimento do IO exposto e o diâmetro do mesmo. Assim,

quanto maior o módulo de elasticidade do material do IO, menor exposição do

parafuso e maior seu diâmetro, menores tensões são produzidas na interface

osso/IO (LIN, YU et al., 2010). O aço F138 tem maior módulo de elasticidade que o

Ti-6Al-4V, causando menores tensões no osso. Assim, com base no trabalho citado

acima, pode-se justificar os menores torques de inserção encontrados nos IO de aço

F138, visto que possuem o mesmo diâmetro. Entretanto, comparando-se a

morfologia superficial dos IO de aço F138 e Ti-6Al-4V mostradas nas figura 5.1 e

5.2, observa-se que o acabamento superficial do primeiro é melhor. Por conseguinte,

a variação da morfologia superficial influencia no coeficiente de atrito e no torque de

inserção. Considerando que os implantes de F138 e Ti-6Al-4V foram usinados na

mesma empresa e no mesmo torno, a diferença de acabamento deve-se a maior

dificuldade em usinar metais hexagonais (Ti-6Al-4V) que CFC (Aço F138).

Avaliando a influência da espessura do osso cortical e da forma do corpo do

IO, nos torques de inserção e remoção em blocos ósseos in vitro, foi observado que

IO cônicos apresentam maiores torques de inserção e remoção do que os cilíndricos

e que o aumento da espessura do osso cortical produz maior torque de inserção e

remoção (PITHON, NOJIMA et al., 2011). Nos ensaios de inserção e remoção, do

presente trabalho, os torques aumentaram com o aumento da espessura da cortical.

Autores afirmam que o uso de uma broca, com maior diâmetro, para a

preparação do local de inserção de IO, pode reduzir a compressão e danos ao osso

cortical, em relação ao uso de uma broca de menor diâmetro, sem afetar sua

estabilidade primária (REBAUDI, LAFFI et al., 2011). Neste estudo, foi realizada uma

perfuração prévia com broca de 1mm para diminuir a compressão do osso e tornar o

ensaio passível de ser realizado. Sem a perfuração prévia, não há controle da

direção de inserção e há dificuldade em manter o trajeto retilíneo almejado pela

inserção.

82

Autores indicam que quando se utiliza a técnica autoperfurante para colocar

um IO de 1,6 mm de diâmetro no osso alveolar da mandíbula é aconselhável fazer

um furo prévio de 1,3 mm (TACHIBANA, MOTOYOSHI et al., 2012) para evitar a

fratura do IO e elevadas tensões compressivas no osso. Assim, é justificável a

perfuração prévia de 1 mm para inserir um IO de 1,5 mm, como realizado no

presente trabalho.

Foi observada uma relação inversa entre os valores do torque de inserção e

remoção de IO em pacientes ortodônticos. Os resultados de uma pesquisa sugerem

que valores relativamente mais baixos de inserção são mais favoráveis para a

regeneração óssea do que os valores mais elevados. IO autoperfurantes

demonstram ter várias vantagens sobre os autorosqueantes. Eles permitem um

procedimento cirúrgico mais simples para colocação, sem a necessidade de uma

pré-perfuração, entretanto apresentam maiores torques de inserção. Apesar de

proporcionarem estabilidade primária significativamente maior que os

autorosqueantes, a regeneração óssea é significativamente inferior (SUZUKI e

SUZUKI, 2011). Dessa forma, é possível sugerir que os IO de aço F138 podem

promover maior regeneração óssea, devido aos menores valores de torque de

inserção.

Após a remoção dos blocos de poliuretano, os IO foram observados no MEV

para avaliar possíveis mudanças em sua estrutura provenientes do ensaio de

inserção e remoção. As imagens revelam que os IO mantiveram sua morfologia sem

evidências de deformações, como mostram as figuras 5.26 e 5.27.

83

FIG. 5.26 - IO de aço F138 após ensaio de inserção e remoção em osso

artificial.

FIG. 5.27 - IO de Ti-6Al-4V após ensaio de inserção e remoção em osso

artificial.

84

5.2.2- Fratura dos implantes ortodônticos

O ensaio de fratura foi realizado nos IO que foram submetidos à inserção e

remoção em osso artificial. Os valores do torque máximo de fratura (N.cm) e do

ângulo máximo (rad) estão apresentados nas Tabelas 5.5 e 5.6.

TAB. 5.5 - Valores dos torques máximos de fratura dos IO, com médias e desvios

padrões. dp: desvio padrão.

Torque máximo de fratura (N.cm)


1 34 30 27 31

2 30 46 24 33

3 42 34 30 33

4 38 34 15 38

5 33 34 17 28

Média 35,4 35,6 22,6 32,6

dp 4,67 6,07 6,43 3,65

Os valores do torque máximo de fratura foram submetidos à análise

estatística utilizando a análise de variância (ANOVA) com nível de significância de

5%, onde p=0,004 (p<0,05). Houve diferença estatisticamente significante entre os

grupos F138-OII x TiAlV-OII, F138-OIII x Ti-6Al-4V-OII, e Ti-6Al-4V-OII x TiAlV-OIII.

Os valores dos torques máximos de fratura demonstram que os IO de aço F138

apresentaram torques de fratura significativamente maiores que os de Ti-6Al-4V-OII.

TAB. 5.6 - Valores dos ângulos máximos de fratura dos IO, com médias e desvios

padrões. dp: desvio padrão.

Ângulo máximo de fratura (rad)


1 3,16 3,57 2,9 1,66

2 3,27 4,26 7,1 1,48

3 3,31 3,03 2,61 3,67

4 3,94 3,96 1,37 1,38

5 3,01 3,69 1,8 1,52

Média 3,34 3,70 3,16 1,94

dp 0,36 0,46 2,29 0,97

85

Os valores do ângulo máximo de fratura foram submetidos à análise

estatística utilizando a análise de variância (ANOVA) com nível de significância de

5%, onde p=0,190 (p>0,05). Ou seja, não houve diferença estatisticamente

significante entre os grupos testados.

Os valores dos ângulos máximos de fratura mostram que a deformação dos

IO de ambos os materiais durante a fratura foi semelhante.

Desde 2004, o Centro de Caracterização e Desenvolvimento de Materiais da

Universidade Federal de São Carlos realiza ensaios mecânicos em implantes

ortopédicos. Os componentes mais utilizados - e consequentemente ensaiados - são

parafusos, comumente fabricados com aço inoxidável ASTM F138, ou liga de titânio

ASTM F136. Uma determinada pesquisa objetivou avaliar os resultados referentes

aos ensaios de torção em parafusos metálicos, dando um panorama das

propriedades médias dos produtos ensaiados. Tais resultados provieram de material

fornecido por 15 fabricantes diferentes, num total de 451 ensaios, que cobriram

quase todo o espectro de parafusos utilizados em implantes: ortodontia, parafusos

pediculares, parafusos para ossos corticais e esponjosos, parafusos de bloqueio e

de ancoragem. A dispersão dos resultados de ângulo de ruptura é elevada. A

maioria dos resultados, no entanto, apresenta valores acima do mínimo exigido pela

norma ASTM F543 (Standard Specification and Test Methods for Metallic Medical

Bone Screws) (KLIAUGA, PEREIRA DA SILA et al., 2010). Os valores médios dos

torques de fratura dos IO deste trabalho apresentaram valores acima do mínimo

exigido pela norma ASTM F543 (20 N.cm), tornando-os adequados ao uso clínico.

O torque de fratura varia com o diâmetro dos IO. Durante a inserção, há o

risco de fratura dos IO de menor diâmetro. Para minimizar esse risco, em locais de

alta densidade óssea, a perfuração prévia é indicada, até mesmo para os IO

autoperfurantes (WILMES, PANAYOTIDIS et al., 2011). No presente trabalho não foi

observada a fratura de nenhum IO, justificado pelo fato de que o torque de inserção

foi significativamente menor que o torque de fratura. Para o grupo F138-OII o valor

médio do torque de fratura foi 132% maior que o valor médio do torque de inserção.

Para o grupo F138-OIII, Ti-6Al-4V-OII, Ti-6Al-4V-OIII o valor médio do torque de

fratura foi 75%, 30% e 40% maior que o valor médio do torque de inserção,

respectivamente. Com base nesses resultados pode-se afirmar que os IO de aço

F138 mostram-se com menores possibilidades de fratura durante a inserção.

86

Titânio nanoestruturado (TN) é um titânio comercialmente puro que foi

nanoestruturado por uma técnica específica de severa deformação plástica. É

bioinerte, não contém elementos tóxicos ou aditivos alérgicos, e tem resistência

mecânica superior ao titânio cp e a liga Ti-6Al-4V indicadas para aplicações como

biomateriais. Pesquisas analisando a resistência à fratura de IO de titânio

comercialmente puro, de Ti- 6Al -4V e de TN comprovam que as propriedades de

resistência mais elevadas, associados à biocompatibilidade superior, fazem do TN

potencialmente útil para aplicações de IO, teoricamente superando Ti

comercialmente puro e Ti- 6Al -4V (SERRA, MORAIS et al., 2013). Neste trabalho,

também foi observada uma resistência superior do aço F138 em relação ao Ti-6Al-

4V, com uma biocompatibilidade comprovada. O aço F138 tem menor custo e é uma

alternativa para a fabricação dos IO utilizados temporariamente e rotineiramente na

ortodontia clínica.

Novos biomateriais metálicos estão sendo propostos e desenvolvidos

continuamente. A biofuncionalização desses biomateriais metálicos está se tornando

um importante problema no desenvolvimento de biomateriais metálicos de alto

desempenho para a construção de implantes. Novas ligas de Ti com diferentes

módulos de Young e de Zr para utilização como implantes removíveis têm sido

propostas. Outros avanços são esperados no futuro próximo. Pesquisadores

esperam que o número de estudos sobre biomateriais metálicos aumente,

progredindo e permitindo que estes materiais sejam comercializados (NIINOMI,

NAKAI et al., 2012). Apesar de haver grande empenho no desenvolvimento de

novos materiais metálicos, não significa que materiais muito bem conhecidos não

sejam apropriados para uso como biomateriais. Como se pôde demonstrar com o

aço F138, que mostrou ótimo desempenho como IO. A ortodontia tem alcançado

cada vez mais as classes menos favorecidas, que necessitam tanto ou mais de

tratamento odontológico do que as classes mais favorecidas. É apropriado oferecer

alternativas mais acessíveis financeiramente para essa população como para a

saúde pública, sem diminuir a qualidade e efetividade do tratamento.

Após o ensaio de fratura os IO foram observados no MEV para avaliar o tipo

de fratura. As imagens revelam que a fratura foi do tipo dúctil, como mostra as

figuras 5.28 e 5.29, condizendo com o material constituinte dos parafusos.

87

FIG. 5.28 - IO de aço F138 após ensaio de fratura. Morfologia de fratura com

características do tipo dúctil.

IO

FIG. 5.29 - IO de Ti-6Al-4V após ensaio de fratura. Morfologia de fratura com

características do tipo dúctil.

5.2.3- Ensaios de corrosão

Os ensaios de corrosão do aço F138 foram realizados através de curvas de

polarização potenciodinâmica em solução de NaCl 0,9 mol L-1. Foram utilizadas 3

amostras de aço com acabamento superficial mecânico e 3 com acabamento

superficial químico. As curvas de corrente (I) versus potencial anódico (E)

88

resultantes permitiram identificar o Epite (E referente ao aumento abrupto da

corrente). Esses resultados são apresentados nas figuras 5.30 e 5.31.

FIG. 5.30 - Gráfico IxE das amostras de aço F138 com acabamento superficial

mecânico.

FIG. 5.31 - Gráfico IxE das amostras de aço F138 com acabamento superficial

químico.

As Tabelas 5.7 e 5.8 mostram a corrente (I) e potenciais de pite (Epite) das

amostras.

89

TAB. 5.7 - Corrente e Epite das amostras com acabamento superficial

mecânico.

Amostra E(V) I(A)

1 0,9996 6,01E-07

2 1,0596 5,01E-06

3 0,7913 3,20E-07

Média 0,9502 1,98E-06

dp 0,1408 2,63E-06

TAB. 5.8 - Corrente e Epite das amostras com acabamento superficial químico.

.Amostra E(V) I(A)

1 0,957 2,92E-07

2 0,988 4,27E-07

3 0,9651 6,82E-07

Média 0,9701 4,67E-07

dp 0,0161 1,98E-07

Os valores para os potenciais de pite (Epite) foram comparados pelo teste t-

student com nível de significancia em 5% onde p=0,817, ou seja, p>0,05. Portanto

não há diferença estatisticamente significante entre os grupos testados. Os valores

para a corrente de ocorrência do Epite foram comparados pelo teste t-student com

nível de significancia em 5% onde p=0,377, ou seja, p>0,05. Portanto não há

diferença estatisticamente significante entre os grupos testados.

Os resultados demonstram que não houve diferença significante nos

potenciais de pite entre as amostras com acabamento superficial mecânico e

químico. Entretanto, o valor médio da corrente no Epite apresenta-se relativamente

inferior para as amostras com ataque químico, em relação àquelas com acabamento

mecânico. Isto sugere uma menor tendência à corrosão por pites nas amostras cuja

superfície foi tratada quimicamente. Além disso, foi também observada nas curvas

das amostras com ataque químico, uma região onde ocorre uma diminuição da

corrente mesmo com o aumento do potencial, caracterizado como uma passivação

eletroquímica. Possivelmente, o acabamento superficial químico gerou uma camada

de óxido maior e mais regular que protegeu a superfície, permitindo uma passivação

mais efetiva. Nas amostras com acabamento mecânico, não foi observada essa

90

região de passivação, o que pode ser devido ao processo de tratamento superficial

mecânico produzir uma camada de óxido mais fina e mais irregular, que impediu sua

caracterização durante o ensaio.

Os aços inoxidáveis austeníticos devem sua resistência à corrosão à

formação de uma película superficial protetora de óxido de cromo, chamado filme

passivo, o qual, ao aderir à superfície do metal, atua como uma barreira, inibindo o

processo de corrosão, e mantendo a liberação de íons em níveis muito baixos.

Apesar da alta resistência à corrosão generalizada desse tipo de aço, eles são

suscetíveis à corrosão localizada (GIORDANO, FALLEIROS et al., 2010). A corrosão

localizada ocorre em pontos específicos da superfície e é diretamente proporcional à

irregularidade da mesma. No presente trabalho não foi observada a presença de

pites nos IO removidos das cobaias.

A formação do filme passivo pode ocorrer por vários meios. Um deles é

através de um tratamento superficial com soluções altamente oxidantes (solução

passivadora), como o ácido nítrico, o que garante um bom filme passivo. Outro meio

é através da formação espontânea desse filme, como ocorre, por exemplo, no aço

inoxidável 316 e em liga de titânio (PASCHOAL, 1998). Nas amostras submetidas ao

acabamento químico houve formação de uma camada de óxido passiva, justificando

a posição da curva no gráfico.

O acabamento superficial influencia na resistência à corrosão dos aços

inoxidáveis. Nas aplicações como biomaterial, faz-se o tratamento da superfície dos

implantes de aço inoxidável para a formação de uma camada passiva e uniforme

para melhorar a resistência à degradação. Na análise com baixo aumento, a

superfície dos implantes apresenta morfologia perfeitamente plana, porém quando

analisada com maiores aumentos é possível observar a presença de rugosidades

formada de picos e vales. Quanto maiores forem essas irregularidades, maior será a

chance de acúmulo de impurezas na superfície da peça, podendo gerar

contaminação e pontos de corrosão. Para a confecção de implantes de aço

inoxidável, deve-se sempre optar pelas superfícies mais regulares possíveis e é

imprescindível que o material seja passivado. (GULIN e CARANDELI, 2006).

As Normas Técnicas ABNT, ASTM, DIN e outras descrevem os

procedimentos para o controle da qualidade, marcação e embalagem dos implantes.

Estas Normas destacam a necessidade de passivação para reduzir a degradação

com o tempo em contato com o meio corpóreo.

91

6 - CONCLUSÕES

Com base nos resultados obtidos no presente trabalho é possível concluir:

- A estabilidade primária e a estabilidade após regeneração óssea de IO de

aço F138 e Ti-6Al-4V, em testes in vivo, é satisfatória. Os valores médios dos

torques de inserção e remoção em tíbia de coelhos foram semelhantes aos

encontrados na literatura.

- Há liberação de íons metálicos, Fe, Cr, Mo e Ni, pelos IO de aço F138. Essa

liberação aumenta com o tempo de uso do parafuso. No entanto as quantidades

liberadas foram pequenas.

- As injúrias nos locais de inserção dos IO de aço F138 e Ti-6Al-4V

estimularam a regeneração óssea. Houve aumento do número e tamanho dos

canais vasculares na cortical óssea, indicando remodelação óssea recente.

- Os torques de inserção e remoção de IO de Ti-6Al-4V em cortical mais

espessa são ligeiramente maiores do que de IO de aço F138. O acabamento

superficial do IO de Ti-6Al-4V apresenta maior rugosidade.

- Há o aumento dos torques com o aumento da espessura da cortical óssea.

- A deformação dos IO, medida pelo ângulo máximo de fratura, foi semelhante

em IO de ambos os materiais.

- A resistência à fratura, medida pelo torque máximo de fratura, foi maior no

IO de aço F138 do que no IO de Ti-6Al-4V.

- Os IO de aço F138 apresentaram maiores torques de fraturas e menores

torques de inserção, indicando que há maior segurança durante a inserção do que

os IO Ti-6Al-4V.

- O acabamento superficial com ataque químico (passivação) com ácido

nítrico melhora a resistência à corrosão do aço F138.

- A substituição do Ti-6Al-4V pelo aço F138 na fabricação de IO é viável.

92

7 – REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS

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8 ANEXOS

8.1 - ANEXO 1 – Certificado do Comitê de Ética para o cuidado de animais

experimentais.

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