Alfredo Feio da Maia Lima - sapili.org · filosóficas e aprendi que “Só sei que nada sei” (Sócrates) “Eu poderia suportar, embora não sem dor, que tivessem morrido todos

Alfredo Feio da Maia Lima

ANÁLISE COMPARATIVA DAS PROPRIEDADES

MECÂNICAS DO CIMENTO ÓSSEO E DA

POLIURETANA DE MAMONA COM E SEM

CATALISADOR

Tese apresentada à Faculdade de Medicina Veterinária e Zootecnia da Universidade Estadual Paulista, Campus de Botucatu, para a obtenção do título de Doutor em Medicina Veterinária, Área de Cirurgia Veterinária.

Orientadora: Profª. Doutora Sheila Canevese Rahal

Co-orientador: Prof. Ass. Dr. Sérgio Swaim Muller (Faculdade de Medicina –

Unesp Botucatu)

BOTUCATU – SP

2007

ii

FOLHA DE AVALIAÇÃO

Nome: Lima, Alfredo Feio da Maia

Título: ANÁLISE COMPARATIVA DAS PROPRIEDADES MECÂNICAS DO CIMENTO ÓSSEO E DA POLIURETANA DE MAMONA COM E SEM CATALISADOR

Tese apresentada à Faculdade de Medicina Veterinária e

Zootecnia do Câmpus de Botucatu – UNESP, para obtenção

de título de Doutor em Medicina Veterinária - Área de

Concentração em Cirurgia Veterinária.

Data: __/__/______

BANCA EXAMINADORA

Prof. Dr.:_________________________ Julgamento:_______________________


Instituição:________________________ Assinatura:________________________








FICHA CATALOGRÁFICA ELABORADA PELA SEÇÃO TÉCNICA DE AQUISIÇÃO E TRATAMENTO DA INFORMAÇÃO

DIVISÃO TÉCNICA DE BIBLIOTECA E DOCUMENTAÇÃO - CAMPUS DE BOTUCATU - UNESP BIBLIOTECÁRIA RESPONSÁVEL: Selma Maria de Jesus

Lima, Alfredo Feio da Maia. Análise comparativa das propriedades mecânicas do cimento ósseo e da poliuretana de mamona com e sem catalisador / Alfredo Feio da Maia Lima. – Botucatu [s.n.], 2007. Tese (doutorado) – Universidade Estadual Paulista, Faculdade de Medicina Veterinária e Zootecnia, Botucatu, 2007. Orientadora: Sheila Canevese Rahal Co-orientador: Sérgio Swaim Muller Assunto CAPES: 50501070 1. Cirurgia veterinária 2. Biomecânica 3. Poliuretana 4. Mamona CDD 636.0897 Palavras-chave: Biomaterial; Piluretana de mamona; Polimetilmetacrilato; Resistência mecânica

iii

AGRADECIMENTOS

À professora Doutora Sheila Canevese Rahal, pelos anos de convivência,

aprendizado e companheirismo.

Ao Doutor Sérgio Swain Muller pela co-orientação desse experimento.

À Faculdade de Medicina Veterinária e Zootecnia da Unesp - Campus de

Botucatu, e à seção de pós-graduação, em especial à funcionária Denise

Fioravante Garcia.

Ao Professor Carlos Roberto Padovani, pelas análises estatísticas do trabalho.

À Professora Doutora Maria Denise Lopes, pelo grande auxílio, pelo respeito

profissional e pela amizade construída durante meus anos aqui em Botucatu.

Mãe agradeço-te por tudo que me destes, pela sua sensibilidade e sua luta pra

que eu pudesse estar aqui hoje; Você que sempre me demonstrou durante

todas as nossas vidas, que o importante é viver e acreditar no sonho, hoje com

certeza somos vitoriosos e realizamos mais um sonho nosso!!!!!!

Ao meu pai (in memorian).

Laurinha, sempre me espelhei em suas atitudes e sua forma de buscar suas

metas, muito obrigado por teu apoio e confiança.

Ao meu cunhado Bob pelos conselhos e confiança .

iv

Aos meus demais irmãos, Deco, Clau, Vivoca e Tatá pela compreensão de

minha ausência, em momentos muito importantes de nossas vidas, e saibam

que em todos eles estive com vocês em meu coração e pensamento.

Aos meus sobrinhos (Tabatha, Julia, Rafaela e Lucca) que muitas vezes me

fizeram chorar de saudades, o tio ama vocês.

À minha família do Sitio Beira Serra (Dona Corali, Cristina, Brant, Lucas, Tomé,

Lu, Valderi, Maria, Dudu, Ricardinho e Ademir), pois com vocês aprendi que a

união é mesmo fundamental para uma vida melhor, vocês são muito

importantes em minha vida e meu desenvolvimento como homem .

Ao Professor, colega de trabalho e grande amigo Stélio Pacca Loureiro Luna

pelo carinho, respeito e entusiasmo sempre presentes em nossos trabalhos,

conversas e amizade.

“O homem começa a morrer na idade em que perde o entusiasmo”

(Balzac)

Ao meu grande amigo “Filhão” com quem dividi algumas de minhas questões

filosóficas e aprendi que “Só sei que nada sei” (Sócrates)

“Eu poderia suportar, embora não sem dor, que tivessem morrido todos os meus amores, mas enlouqueceria se morressem todos os meus

amigos!" (Fernando Pessoa)

Agradeço por todos os momentos maravilhosos que vivemos nesses anos,

muito obrigado Júlio Marcondes, Marcela Marcondes, José Maria Russo,

Giovana, Caio Henrique Paganini Burini, Carlos Linder, José Palma, Jorge

v

Martins, João Carlos Pinheiro, pelos momentos de irmandade e alegria que

passamos juntos.

Paulinha, caminhos que se cruzam sempre nos fazem ver que por trás das

nuvens negras que encobrem o horizonte, existe um lindo visual que nos

espera cheio de luz e brilho; foi muito bom nos encontrarmos.

À funcionária Ana Maria Sauer Tardivo pela imensa ajuda, cooperação e

coleguismo durante esses anos de trabalho.

Ao colega de Pós-graduação Oduvaldo Câmara Marques Pereira Júnior, pelos

auxílios prestados.

A CAPES (Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior),

pela Bolsa de Demanda Social.

À BIOMECÂNICA pelo fornecimento dos biomateriais, essenciais para a

viabilização desse experimento, e por acreditar em nosso grupo de pesquisas,

e aos funcionários Guilherme Arradi e Pascoalina Aparecida Thiago pelo

enorme profissionalismo e ajuda durante a realização do trabalho.

Aos funcionários Luiz Carlos Edevalter Bardella e Daniel Cristian Ornelas de

Oliveira.

À bibliotecária Rosemary Cristina da Silva, pela colaboração na revisão das

referências bibliográficas.

"Não há que ser forte. Há que ser flexível." (provérbio chinês)

vi

“A cada dia que vivo mais me convenço de que o

desperdício da vida está no amor que não damos,

nas forças que não usamos, na prudência egoísta

que nada arrisca; E, esquivando-nos do sofrimento

perdemos também a felicidade”. Carlos Drumond de Andrade

vii

SUMÁRIO LISTA DE FIGURAS.............................................................................. VIII

LISTA DE TABELAS.............................................................................. IX

LISTA DE ABREVIATURAS E SÍMBOLOS........................................... X

RESUMO............................................................................................... XI

ABSTRACT............................................................................................ XII

1 Introdução...................................................................................... 2

2 Revisão da literatura..................................................................... 5

3 Objetivos....................................................................................... 34

4 Material e métodos........................................................................ 36

4.1 Grupos experimentais................................................................... 36

4.2 Produção dos corpos de prova...................................................... 37

4.2.1 Polimetilmetacrilato .................................................................... 37

4.2.1.1 Cilindros.................................................................................... 38

4.2.1.2 Barras......................................................................................... 39

4.2.2 Poliuretana de mamona............................................................. 41

4.2.2.1 Cilindros..................................................................................... 41

4.2.2.2 Barras......................................................................................... 42

4.3 Ensaio Mecânico............................................................................ 44

4.3.1 Ensaio de compressão.................................................................. 45

4.3.2 Ensaio de dobramento.................................................................. 46

4.4 Análise Estatística ......................................................................... 49

5 Resultados...................................................................................... 51

5.1 Produção dos corpos de prova ....................................................... 51

5.2 Ensaio mecânico de compressão ................................................... 52

5.3 Ensaio mecânico de dobramento.................................................... 52

6 Discussão........................................................................................ 57

7 Conclusões...................................................................................... 65

8 Referências ..................................................................................... 67

9 Anexos............................................................................................. 80

viii

LISTA DE FIGURAS

Figura 1 - Matrizes de polietileno, utilizadas na confecção de corpos de prova cilíndricos, dotadas de quatro cavidades (122 mm de comprimento e 6 mm de diâmetro)............................................................................................................... 40 Figura 2 – Matrizes de polietileno, utilizadas para confecção de corpos de prova em barra, dotadas de três cavidades (75mm de comprimento x 65mm de largura x 3,3mm de espessura)..................................................................... 40 Figura 3 – Preparação dos corpos de prova em barra. Poliuretana derivada do óleo de mamona na fase pastosa, aplicada na matriz de polietileno.......................... 43 Figura 4 - Máquina Universal de Ensaios Mecânicos (EMIC DL 10000).............. 44 Figura 5 - Ensaio de compressão com corpo de prova cilíndrico entre duas barras metálicas.................................................................................................... 45 Figura 6 - Ensaio de dobramento em 4 pontos. No ponto médio do corpo de prova verifica-se um sensor de deslocamento adaptado a um relógio controlador.............................................................................................................................................. 48 Figura 7 - Ensaio de dobramento em 4 pontos. Observa-se o dobramento do corpo de prova e a movimentação dos ponteiros do relógio controlador............. 48 Figura 8 – Corpo de prova cilíndrico no término do ensaio de compressão......... 53 Figura 9 – Corpos de prova cilíndricos antes (a) e após o ensaio de compressão, mostrando o embutimento (b)......................................................... 53 Figura 10 – Corpo de prova em barra no término do ensaio de dobramento........ 55 Figura 11 – Corpos de prova em barra antes (a) e após (b) o ensaio de dobramento. Nota-se corpo de prova quebrado transversalmente ao eixo longitudinal........................................................................................................... 55

ix

LISTA DE TABELAS

Tabela 1 - Mediana e semi-amplitude da Carga Máxima (N) de compressão, segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72 horas)................................................................................................................... 52 Tabela 2 - Mediana e semi-amplitude da Tensão (Mpa) em compressão, segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72 horas). 52 Tabela 3 – Média e desvio padrão do módulo de dobramento segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72 horas)............................. 54 Tabela 4 – Média e desvio padrão da Resistência dobramento segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72 horas)............................. 54

x

LISTA DE ABREVIATURAS E SÍMBOLOS

ABNT Associação Brasileira de Normas Técnicas BO BIOOSTEO ºC graus Celsius g gramas g/mm2 gramas/milímetros2 Gpa Giga pascal Kgf Kilograma força min. minuto mm milímetro Mpa Mega pascal N Newton PC Poliuretana de mamona com catalisador PMMA Polimetilmetacrilato W/W By weight

xi

Lima, A.F.M. Análise comparativa das propriedades mecânicas do cimento ósseo e da poliuretana de mamona com e sem catalisador. Botucatu, 2006. 83p. Tese (Doutorado em Medicina Veterinária – Cirurgia) – Faculdade de Medicina Veterinária e Zootecnia, Campus de Botucatu, Universidade Estadual Paulista. RESUMO

Com a finalidade de avaliar as propriedades mecânicas da poliuretana de

mamona com ou sem catalisador e compará-las com o cimento ósseo

(polimetilmetacrilato) foram estabelecidos três grupos experimentais, de acordo

com o tipo de corpo de prova (cilindros e barras) e polímero utilizado, que

foram posteriormente subdivididos conforme o tempo de produção (24, 48 e 72

horas). Tanto a confecção dos corpos de prova quanto os ensaios mecânicos

foram baseados nas normas regidas pela ABNT ISO 5833. Estudaram-se a

carga máxima e a tensão à compressão e, o módulo e a resistência ao

dobramento. Os resultados obtidos foram analisados estatisticamente e

demonstraram que não houve diferenças nos valores de resistência à

compressão ou ao dobramento às 24, 48 e 72 horas após a produção do

polimetilmetacrilato e poliuretana, com ou sem catalisador. A poliuretana com

catalisador foi a mais resistente nos ensaios de compressão, apresentando

módulo de dobramento semelhante ao polimetilmetacrilato e resistência ao

dobramento, superior à poliuretana sem catalisador. Contudo, a variação do

comportamento da poliuretana com ou sem catalisador comprometeu a

avaliação do desempenho mecânico.

Palavras-chave: Poliuretana de mamona; Biomaterial; Resistência mecânica;

Polimetilmetacrilato.

xii

Lima, A.F.M. Comparative analysis between the mechanical properties of polymethylmetacrylate and castor oil polyurethane with and without catalysts. Botucatu, 2007. 83p. Tese (Doutorado em Medicina Veterinária – Cirurgia) – Faculdade de Medicina Veterinária e Zootecnia, Campus de Botucatu, Universidade Estadual Paulista.

ABSTRACT

In order to evaluate the mechanical properties of castor oil polyurethane with or

without catalysts and compare them with bone cement (polymethylmetacrylate),

three experimental groups were set up according to the specimen (cylinder or

bar) and polymer types and subsequently divided according to the time of

production (24, 48 and 72 hours). Specimen production and mechanical testing

were carried out under ABNT ISO 5833 standards. The compression assay

evaluated the maximum load and tension, and the folding assay evaluated the

folding module and resistance. Statistical analysis showed no difference in

resistance to compression or resistance to folding at 24, 48 and 72 hours after

the time of production of polymethylmetacrylate and polyurethane with or

without catalysts. Polyurethane with catalysts was the most resistant to

compression. The folding modulus was similar to polymethylmetacrylate and the

resistance to folding was higher than that of polyurethane without catalysts.

However, variations in the behavior of polyurethane with or without catalysts

compromised the mechanical performance assessment.

Key words: Biomaterial; Mechanical Resistence; Castor oil Polyurethane.

INTRODUÇÃO

Introdução 2

1 INTRODUÇÃO

O cimento ósseo polimetilmetacrilato é amplamente utilizado em

procedimentos ortopédicos, seja para a fixação de próteses ou parafusos ao

osso, como preenchedor de cavidades ósseas e defeitos cranianos e, para

estabilizar vértebras em pacientes osteoporóticos (FUKUSHIMA et al., 2002;

ROUSH, 2003; NUSSBAUM et al., 2004; FRAZER et al., 2005). Alguns

problemas associados ao produto são a osteonecrose induzida no momento da

polimerização e as reações de corpo estranho (LINTNER et al., 1982;

FUKUSHIMA et al., 2002). Além disso, a resistência do material é dependente

não apenas de sua composição química, mas da forma como é misturado e

manipulado, da forma de aplicação, da temperatura local e outras substâncias

a ele incluídas, tais como antibióticos ou produtos radiopacos (DEMIAN e

McDERMOTT, 1998; LEWIS, 1999; NUSSBAUM et al., 2004).

No ano de 1984 foi divulgado o desenvolvimento da poliuretana

vegetal, derivada do óleo extraído de sementes da mamona, pelo grupo de

Química Analítica e Tecnologia de Polímeros da Universidade de São Paulo,

cidade de São Carlos, sob coordenação do professor Gilberto Chierici

(IGNÁCIO et al., 1996). Atualmente esta poliuretana é vendida comercialmente

no mercado nacional pela Biomecânica, com o nome de BioOsteo®

(BIOOSTEO, 2006), e pela Poliquil Araraquara Polímeros Químicos Ltda.

(ANVISA, 2005). Por ser um produto versátil, pode ser preparado previamente

com diferentes consistências e formas ou utilizado no momento da intervenção

como um cimento ósseo (IGNÁCIO et al., 1996). Entre as suas indicações

clínicas incluem-se a fixação de próteses, a reconstituição e o preenchimento

de espaços ósseos (BIOOSTEO, 2006) sendo, portanto, em algumas situações

uma alternativa ao polimetilmetacrilato.

Como no momento ainda faltam estudos das propriedades da

poliuretana derivada do óleo de mamona, a proposta do presente trabalho foi

Introdução 3

avaliar o comportamento mecânico do produto tendo por variáveis o tempo de

polimerização e a presença de catalisador, utilizando-se como padrão

comparativo o polimetilmetacrilato.

REVISÃO DA LITERATURA

Revisão da Literatura

5

2 REVISÃO DA LITERATURA

2.1 Polímeros

O polímero é um material orgânico composto por moléculas de

alto peso molecular, como cadeia, cujos átomos são unidos por meio de

ligações covalentes (LYMAN, 1999; DEE et al., 2002). Conforme Mano (1985)

há vários critérios para se classificar os polímeros, tais como: origem (natural

ou sintético); número de monômeros (homopolímero ou copolímero); método

de preparação (adição, condensação, ou modificação de outro polímero);

estrutura química da cadeia polimérica (poli-hidrocarboneto, poliamida,

poliéster, etc.); fusibilidade e/ou solubilidade (termoplástico – fundem por

aquecimento e solidificam por resfriamento, ou termorrígido – por aquecimento

ou outra forma de tratamento, assumem estrutura reticulada com ligações

cruzadas, tornando-se infusíveis); comportamento mecânico (borracha ou

elastômero, plástico, fibra).

O comportamento mecânico e térmico dos polímeros, segundo

Dee et al. (2002), é dependente de fatores como composição, estrutura das

cadeias e peso molecular. Adicionalmente, o método de esterilização pode

afetar as propriedades mecânicas e o formato. Variações na densidade do

polímero podem refletir mudanças em cristalinidade e estereoregularidade,

além de promoverem diferenças na carga do material (LYMAN, 1999).

Entre os métodos de estudo das propriedades mecânicas de

compósitos incluem-se tensão, compressão, cisalhamento e propriedades de

dobramento (PUGH e DEE, 1988; LATOUR, 1999). Conforme Lyman (1999), o

teste de tensão possibilita medir a força de tensão, o módulo de elasticidade e

a percentagem de alongamento de um polímero. Na curva de tensão-estresse,

a força é registrada versus o alongamento. O módulo de elasticidade (ou


6

módulo de Young) do material é o declive inicial da curva. O ponto em que a

amostra quebra determina a tensão de ruptura e a porcentagem de

alongamento. Visto que a maioria dos polímeros exibe comportamento

viscoelástico, estas propriedades variam com a taxa de deformação.

De acordo com Felbeck (1971) a resistência ao dobramento é a

habilidade do material em resistir às forças aplicadas perpendicularmente ao

seu eixo longitudinal. O estresse induzido pela carga de flexão é uma

combinação de compressão e tensão. Muitos polímeros não quebram ao

dobramento, mesmo após uma grande deflexão. Em tais casos, a prática

comum é relatar a resistência ao dobramento quando a tensão máxima na

camada externa do espécime alcançou 5%.

A dureza de um polímero é definida como sua resistência à

deformação local e está relacionada ao seu módulo de compressão e força de

rendimento de compressão (LYMAN, 1999). Comparado com metais e

cerâmicas, os polímeros possuem força e módulo inferiores, mas eles podem

deformar em uma maior extensão antes de se romperem (DEE et al., 2002). O

cimento ósseo tem módulo elástico de 2,2 GPa, 29 MPa de tensão de

escoamento e 2,0% de alongamento (LATOUR, 1999).

Baseado nas recomendações do FDA (Food and Drug

Administration), segundo Demian e McDermott (1998), a caracterização do

cimento ósseo acrílico é efetuada por análises químicas, físicas e mecânicas.

Entre os testes mecânicos in vitro, incluem-se estudos das propriedades por

meio de: módulos de dobramento, compressão e tensão; propriedades de

fadiga cíclica; dureza da fratura, propagação da fissura; forças estáticas de

dobramento, compressão, tensão e cisalhamento; viscoelasticidade; medidas

das propriedades mecânicas do cimento endurecido após os componentes

terem envelhecido com o passar do tempo. Após o teste mecânico, o corpo de

prova pode ser avaliado quanto: porosidade da superfície fraturada e tamanho

do material; dispersão aditiva na superfície fraturada; análise de falha da

superfície fraturada.


7

2.2 Polimetilmetacrilato

2.2.1 Características gerais

O cimento ósseo consiste de dois componentes: o pó, contendo

polimetilmetacrilato pré-polimerizado e um iniciador (peróxido de benzoil); e o

líquido, composto pelo monômero de metilmetacrilato, um acelerador (N,N–

dimetil-p-toluidina) e a hidroquinona como estabilizador (SCALES, 1968;

McCASKIE et al., 1998; NUSSBAUM et al., 2004). Quando o pó e o líquido são

misturados ocorre polimerização, sendo a fase final associada com reação

exotérmica até o material tornar-se uma resina sólida (McCASKIE et al., 1998).

Medidas da temperatura na interface osso-cimento têm variado entre 40oC e

110oC, dependendo da espessura da camada de cimento (SCALES, 1968;

BERMAN et al., 1984; CALANDRUCCIO, 1989; BELKOFF e MOLLOY, 2003).

Com o término da polimerização, a temperatura diminui e o cimento começa a

contrair (CALANDRUCCIO, 1989). Embora a maior parte do endurecimento

ocorra em aproximadamente 10 minutos, o material ainda continuará a

endurecer por diversas horas (HAAS et al., 1975). Conforme Calandruccio

(1989) o cimento na temperatura corporal adquire 80% da sua força em

aproximadamente 15 minutos após a mistura e a força final é obtida em 18 a 24

horas.

Para a aplicação do cimento durante o procedimento cirúrgico, o

processo de polimerização é dividido em quatro fases: mistura, espera,

trabalho e endurecimento (CALANDRUCCIO, 1989). Variações da proporção

pó-líquido de 2/1 para 3/1 reduzem o tempo da fase pastosa, tempo de

endurecimento, tempo de manipulação e o pico da temperatura (HAAS et al.,

1975). Na fase de trabalho, a viscosidade do cimento precisa ser

suficientemente baixa para facilitar a passagem do cimento pastoso da seringa

para o sítio ósseo e, ao mesmo tempo, penetrar dentro do interstício do osso

trabecular, e ser também suficientemente alta para evitar o risco de inclusão de

sangue (BENNETT et al.,1998; PUGH e DEE, 1988). Se a viscosidade é baixa

demais, o cimento pode levar mais tempo para endurecer, resultando em


8

espaços, formações laminadas ou alinhamento inadequado se houver

movimento da prótese antes do cimento endurecer (DEMIAN e McDERMOTT,

1998). Por outro lado, se a viscosidade é alta podem ocorrer lacunas entre o

cimento-osso e cimento-implante por causa da penetração inadequada dentro

do tecido ósseo (BENNETT et al., 1998; DEMIAN e McDERMOTT, 1998).

Pela necessidade de visibilização radiográfica do produto,

geralmente, é adicionado ao pó o sulfato de bário ou dióxido de zircônio

(NUSSBAUM et al., 2004). Os cimentos acrescidos com bário endurecem mais

vagarosamente e possuem tempo de manipulação e fase pastosa mais longa,

mas com o mesmo pico de temperatura do cimento sem bário (HAAS et al.,

1975). Com o intuito de evitar contaminação bacteriana e perda de próteses

implantadas, alguns cimentos ósseos são acrescidos de antibióticos, tais como

gentamicina, clindamicina e tobramicinina (STERLING et al., 2003; HANSSEN,

2004; BLOCK e STUBBS, 2005).

O cimento ortopédico é considerado relativamente bioinerte

(ROUSH, 2003; FRAZER, 2005). Entretanto, o contato da mucosa ao pó do

polímero causa reações alérgicas e os vapores do monômero podem irritar o

trato respiratório e lesar o fígado (SMITH, 1985). Embora controverso, há

citações que o escape do monômero durante a polimerização do cimento

implantado estaria relacionado à queda da pressão sangüínea, da tensão de

oxigênio e possível parada cardíaca (CALANDRUCCIO, 1989; DEMIAN e

McDERMOTT, 1998).

O polimetilmetacrilato puro é um plástico amorfo classificado

como duro, rígido, mas quebradiço, com módulo de elasticidade menor que do

osso (SMITH, 1985; CALANDRUCCIO, 1989, FRAZER, 2005). Segundo Haas

et al. (1975), à medida que o material endurece o conteúdo do monômero

residual gradualmente diminui e a força aumenta. Mesmo após a estocagem

por muitos meses, o material endurecido possui monômero residual não reativo

que, se presente em grandes concentrações, afetará adversamente as

propriedades mecânicas e físicas do produto. Além disso, a contração do

volume pode atingir até 5%. Calandruccio (1989) afirmou que o

polimetilmetacrilato tolera a compressão, mas falha sob tensão ou forças de

cisalhamento, sendo três vezes mais forte na compressão do que na tensão.


9

Além disso, a sua força é aproximadamente a metade da força do osso

compacto e apresenta módulo de elasticidade menor que a do osso.

As propriedades mecânicas do cimento são afetadas por locais de

concentração de estresse, sendo a porosidade e as inclusões (aditivos,

substâncias radiopacas e antibióticos), os fatores que mais alteram a fadiga

(SAHA e PAL, 1984; DEMIAN e McDERMOTT, 1998). A pobre dispersão de

aditivos influencia a iniciação e a propagação da fissura no cimento curado

(DEMIAN e McDERMOTT, 1998). De acordo com Haas et al. (1975) o cimento

radiopaco tem força tensil de 28,9 Mpa, força compressiva de 91,7 MPa, carga

de quebra transversal de 41,9 N, módulo de ruptura de 51,1 MPa, módulo de

Young em carga transversal de 2070 MPa e Módulo de Young em carga

compressiva de 2200 MPa. Já o cimento radiolucente tem força tensil de 32,6

Mpa, força compressiva de 93,1 Mpa, carga de quebra transversal de 47,9 N,

módulo de ruptura de 56,9 MPa, módulo de Young em carga transversal de

2200 MPa e módulo de Young em carga compressiva de 2300 MPa.

Os poros no cimento podem ser formados pelo aprisionamento de

ar durante o ato da mistura, pelo aquecimento do monômero e, liberação de ar

da solução do monômero ou do pó (HAAS et al., 1975; CALANDRUCCIO,

1989). A mistura com espátula e recipiente produz alto grau de porosidade

quando comparada à técnica de mistura a vácuo ou centrifugação (DEMIAN e

McDERMOTT, 1998; NUSSBAUM et al., 2004). Adicionalmente, no cimento de

alta viscosidade é mais difícil para o ar ser evacuado, quando comparado ao de

baixa viscosidade, resultando em maior grau de porosidade (LINDÉN, 1991). A

redução do tamanho e quantidade de poros melhora as propriedades

mecânicas do cimento curado (DEMIAN e McDERMOTT, 1998). No caso de

próteses cimentadas, para se obter uma fixação sólida é importante minimizar

o tamanho e o número dos poros, porque eles podem comprometer a

estabilidade da manta de cimento ao iniciarem fissuras ou propagação das

fissuras (CALANDRUCCIO, 1989).

Conforme Ling e Lee (1998) o fato é um tanto controverso, visto

que, estudos clínicos em artroplastia total do quadril mostraram ser a redução

da porosidade do cimento acrílico irrelevante a longo prazo. Cimentos livres de

poros encolhem entre dois e 5% a mais na polimerização, do que o cimento


10

misturado com espátula e recipiente. Além disso, os autores salientaram que a

maioria das análises laboratoriais é realizada com testes cíclicos sem

interrupção. Este regime de carga nunca é aplicado ao cimento in vivo, no qual

a carga é variável e intermitente. Sendo o cimento um material viscoelástico,

períodos sem carga são tão importantes como períodos sob carga. A curva

típica de fadiga (estresse/ciclos de falência) é uma escala logarítmica, de forma

que pequenas reduções no estresse do cimento podem levar a um aumento

enorme na fadiga. Outro fato de debate é se na prática clínica, os poros do

cimento realmente predispõem a ocorrência de fissuras.

Segundo Haas et al. (1975), a preparação do cimento em uma

temperatura constante, mas com variação da umidade atmosférica de 20%

para 75% não promove efeitos marcantes, porém há uma leve diminuição na

fase pastosa, tempo de endurecimento e tempo de manipulação. O aumento da

temperatura ambiente diminui a fase pastosa, o tempo de endurecimento e o

tempo de manipulação, mas a temperatura de pico permanece essencialmente

constante.

As forças da interface osso-cimento-prótese são consideradas

fatores de risco (DEMIAN e McDERMOTT, 1998). A injúria térmica promovida

pela cimentação óssea é citada como uma das causas da necrose óssea,

sendo responsável pelo afrouxamento da prótese em artroplastia (LINTNER et

al., 1982; FUKUSHIMA et al., 2002). A temperatura da interface osso-cimento

pode estar relacionada: à quantidade de calor gerada pelo cimento; à

condutividade e capacidade térmica do osso, prótese e cimento; à taxa em que

o calor é produzido; à temperatura ambiente e à forma de preparação do

cimento (CALANDRUCCIO, 1989; DUNNE e ORR, 2002). Para evitar lesão ao

osso cortical há citações de manutenção do valor abaixo de 70ºC por no

máximo 1 minuto (BERMAN et al., 1984). Outros fatores citados como lesivos

ao tecido ósseo e, conseqüentemente, à estabilização do implante são: a

citotoxicidade do monômero líquido, a diminuição da vascularização do osso

durante a preparação do canal medular e a necrose por pressão (JEFFERISS

et al., 1975; LINDER, 1977; ALBREKTSSON et al., 1984; DEMIAN e

McDERMOTT, 1998).


11

Segundo Demian e McDermott (1998), o afrouxamento na

interface cimento-prótese pode ser resultante de: fratura do cimento ou ligação

inadequada entre cimento e implante devido à presença de material estranho;

lacuna na interface cimento prótese; quantia de bloqueio mecânico; falta de

ligação química nesta interface. As lacunas são causadas pela contração do

cimento durante a polimerização, força de bloqueio mecânico ruim entre o

implante e o cimento curado, e aumento da viscosidade do cimento levando ao

contato inadequado entre cimento e implante.

2.2.2 Estudos experimentais

Lee et al. (1973) efetuaram testes de compressão, tensão, torção

e cisalhamento em cimentos preparados com a freqüência de 60, 120 e 260

batidas por minuto. Os espécimes produzidos com cimento misturado com 260

batidas por minuto foram um pouco mais fracos que aqueles produzidos com

60 batidas por minuto, e todos gradualmente ganharam força com o tempo

comparando 2 horas, dois dias e sete dias. Os valores dos testes mecânicos

considerando todos os espécimes foram: -77N/mm2 para compressão, 25

N/mm2 de tensão, 37N/mm2 para torção e 41N/mm2 no cisalhamento.

O módulo de elasticidade e a força de flexão foram estudados por

Holm (1977) em três tipos de cimento (CMW, Simplex e Palacos R)

combinados à outras substâncias. A adição de sangue diminuiu o módulo de

elasticidade, indicando menor grau de polimerização. O acréscimo de meio

radiopaco promoveu maior rigidez. Em todas as marcas, os valores de ruptura

não mostraram homogenicidade do produto final. Desta forma, o autor afirmou

que a mistura e o método de aplicação são os fatores mais importantes. O

campo operatório deve estar seco, para evitar a diminuição do módulo de

elasticidade pela mistura com sangue.

Gates et al. (1984) efetuaram análises de tensão e fadiga em

quatro diferentes preparações de cimento ósseo acrílico: Simplex-P inserido

em moldes no estágio pastoso, cimento de baixa viscosidade Zimmer inserido

na fase líquida, e um cimento experimental inserido na fase pastosa e na


12

líquida. Os valores do teste de tensão foram: 36,12 MPa de força tênsil, 0,0148

mm/mm de tensão de fratura e 2,93 de módulo de elasticidade para o Simplex-

P, e 35,02 MPa de força tênsil, 0,0147 mm/mm de tensão de fratura e 2,72 de

módulo de elasticidade para o cimento de baixa viscosidade Zimmer. Não

houve diferenças nas preparações quanto à força tênsil, porém ocorreu

pequena diferença estatística quanto à fadiga. O cimento experimental na fase

pastosa exibiu características de fadiga superior em relação aos demais. A pior

propriedade mecânica foi do cimento Zimmer de baixa viscosidade. Conforme

os autores, as características dos poros mais do que a composição química

parece ditar o desempenho mecânico.

Rossi et al. (1987) analisaram a resistência à compressão e à

dissipação de calor de corpos de prova de 30 mm x 20 mm constituídos de

cimento acrílico puro, e cimento acrílico associado a esferas (5 mm de

diâmetro) e cilindros (15 mm x 10 mm) de polietileno ou de cimento acrílico. As

provas foram efetuadas em máquina universal de ensaios mecânicos Kratos,

modelo K 5002, na velocidade de 20 mm/min. A quantidade de calor dissipado

foi proporcional à massa de cimento. Não ocorreram diferenças significativas

nos corpos de prova com componentes agregados ao cimento. As inclusões de

cimento em forma de cilindro não modificaram a resistência, somente as em

forma de esfera. As inclusões de polietileno, tanto na forma de cilindro como de

esferas, promoveram acentuada diminuição na resistência.

Rossi et al. (1993) compararam, por meio de teste de compressão

axial, 10 corpos de prova cilíndricos à base de compósito de hidroxiapatita-

polimetilmetacrilato e 10 de polimetilmetacrilato puro. Os corpos de prova

tinham aproximadamente 22,0 mm de diâmetro e 28,0 mm de altura e foram

confeccionados pela colocação dos produtos na fase de pasta em seringas

hipodérmicas de 20 ml. Após o total preenchimento do volume interno, fechava-

se a extremidade da seringa e aplicava-se carga de 5 Kgf no êmbolo até o final

da polimerização e resfriamento da pasta. Posteriormente os cilindros foram

cortados, facetados em tornos mecânicos. Antes da realização dos testes, os

corpos de prova foram imersos em solução fisiológica de cloreto de sódio 0,9%

por 48 horas. Dois corpos de prova de hidroxiapatita-polimetilmetacrilato foram

mantidos secos. Foi usada a máquina de ensaio universal Kratos K5002, com


13

velocidade de aplicação de carga de 20 mm/min e acompanhada por

registrador gráfico. As superfícies dos corpos de prova em contato com a placa

fixa e móvel foram lubrificadas com soro fisiológico, para diminuir o efeito de

abaulamento dos corpos. O polimetilmetacrilato puro apresentou, em média,

resistência máxima à compressão de 4350,00 Kgf, deformação de 3,34 mm e

rigidez de 2336,81 Kgf/mm, ao passo que o compósito umedecido de

hidroxiapatita-polimetilmetacrilato mostrou resistência máxima à compressão

de 1246,88 Kgf, deformação de 1,60 mm e rigidez de 1304,12 Kgf/mm. Os

valores do compósito hidroxiapatita-polimetilmetacrilato seco foram superiores

ao úmido, indicando que a presença de fluído pode interferir nas propriedades

mecânicas. Em geral, o compósito apresentou grande desvio padrão, indicando

falta de homogeneidade do material. Portanto, este não deve ser aplicado em

casos de solicitação mecânica elevada.

O comportamento da mistura do cimento acrílico com a

vancomicina foi avaliado por Chohfi e Langlais (1994). Foi utilizado um cimento

de baixa viscosidade (Cerafix), no qual se adicionou vancomicina (3,0 g) em pó

no componente sólido. Para o teste de resistência mecânica foi usado um

aparelho Schenk-Trebel, que exerce carga progressiva de compressão (25

mm/min) na direção do eixo longitudinal do corpo de prova (12 mm de altura e

6 mm de diâmetro) até ocorrer ruptura, momento do registro da carga. A

resistência do corpo de prova à compressão foi considerada como o quociente

da força de ruptura pela superfície da secção dos bastonetes, expresso em

Mpa. O cimento adicionado de vancomicina apresentou valores da ordem de

95 MPa, em média, 35% acima dos 70 MPa recomendado pelas normas

internacionais. Além disso, não foram detectadas variações significativas na

resistência à compressão quando outras variáveis foram introduzidas, tais

como a adição de 2,0 g de vancomicina, a incorporação de 2,0 g de óxido de

zircônio como substância radiopaca ou a irradiação do cimento com 25KGy de

raios gama.

Deb et al. (1997) testaram diferentes agentes de ligação cruzada

com diferentes comprimentos de cadeia e graus de flexibilidade, que foram

incorporados na fase monomérica do cimento ósseo. O tempo de

endurecimento diminuiu na presença de agentes de ligação cruzada e a


14

polimerização exotérmica diminui na presença de dimetacrilato glicol trietileno e

dimetacrilato glicol polietileno. A incorporação do dimetacrilato glicol trietileno

mostrou aumento na força e módulo de tensão com uma diminuição da tensão

ao máximo estresse. Por sua vez, o dimetacrilato glicol polietileno não

melhorou as propriedades mecânicas, e isso pode ser atribuído à baixa

densidade da ligação cruzada e flexibilidade mais alta do grupo espaçador no

agente de ligação cruzada.

Sabino et al. (2004) caracterizaram o comportamento em

termos de cura, propriedades mecânicas, e biocompatibilidade in vitro do

cimento ósseo preparado com metilmetacrilato, como monômero, e o ácido

metacrílico ou o dietilaminoetilmetacrilato como co-monômeros. Ocorreu um

tempo de cura mais rápido e temperatura de endurecimento mais alta com o

co-monômero de ácido metacrílico do que com o dietilaminoetilmetacrilato. A

maior força compressiva foi exibida pela formulação com ácido metacrílico e a

força de impacto mais alta ocorreu com o dietilaminoetilmetacrilato. A

propagação da fissura não revelou diferenças com ambos co-monômeros. Não

houve diferenças no número inicial de osteoblastos entre todos os materiais

testados, porém após 48 horas foi detectada redução do crescimento celular

nos cimentos contendo co-monômero de ácido metacrílico.

Um cimento ósseo bioativo contendo hidroxiapatita com dois

diferentes monômeros orgânicos (glicidil metacrilato e dimetacrilato de

uretana), junto com um modificador de viscosidade (trietileno glicol

dimetacrilato), foi desenvolvido por Deb et al. (2005). A mistura do cimento foi

manual ou por extrusão. Ambos os tipos de cimentos tiveram polimerização

exotérmica baixa com boas propriedades mecânicas, porém a menor

viscosidade do dimetacrilato de uretana permitiu melhor extrusão e

manipulação.

Lindén e Gillquist (1989) quantificaram a quantidade de inclusão

de ar no cimento ósseo, expressa como densidade e porosidade, em cinco

diferentes condições de mistura: manual, mecânica, manual centrifugada,

mecânica centrifugada e mecânica em combinação com vácuo. A percentagem

da porosidade foi determinada pelo método de contagem de pontos e a

densidade foi estimada pelo peso e medidas do espécime. A mistura mecânica


15

resultou em um cimento de menor porosidade e densidade aumentada. A

centrifugação não melhorou a qualidade do cimento. A mistura mecânica em

combinação com vácuo foi superior às outras técnicas em densidade e

porosidade.

Lindén (1991) estudou o módulo de elasticidade e as forças de

compressão e cisalhamento dos cimentos CMW, Simplex P e Zimmer baixa

viscosidade, preparados por mistura manual ou vibração mecânica. A mistura

mecânica aumentou a força de cisalhamento para o CMW e Simplex P, a força

de compressão do Simplex P e Zimmer baixa viscosidade, e o módulo de

elasticidade nos três produtos. Segundo o autor, o aumento da força dos

cimentos, promovido pela mistura mecânica, provavelmente está

correlacionado à diminuição da porosidade e melhora da distribuição do

componente pó. O aumento do módulo de elasticidade significa uma redução

da diferença de rigidez entre o osso cortical e o osso cimentado de

aproximadamente 6%, o que poderia ser favorável para estabilização das

próteses.

Kurdy et al. (1996) analisaram três técnicas de mistura para o

cimento ósseo Palacos LV 30, quanto à macroporosidade, densidade e força

de dobramento. O pó foi acrescido ao monômero líquido em todos os casos.

No grupo 1 a mistura foi manual, no grupo 2 foi utilizado um sistema de mistura

a vácuo com eixo central fixado e no grupo 3 um sistema de mistura a vácuo

com eixo central rotatório. Foram utilizados moldes de politetrafluoroetileno

para se obter amostras de 80 x 100 x 3 mm. O cimento não foi pressurizado

nos moldes. As amostras obtidas foram seccionadas com serra de diamante

em tiras retangulares de 80 x 10x 3 mm. O cimento do grupo 2 foi

significantemente mais fraco quando comparado aos dos grupos 1 e 3. O

cimento do grupo 3 apresentou densidade mais alta quando comparado ao

grupo 1. A densidade do cimento mostrou correlação com o conteúdo de pó e

não com os poros. Também houve correlação entre o número de poros e a

força ao dobramento do cimento. Os autores concluíram que o uso de

diferentes sistemas de rotação em misturadores mecânicos pode influenciar a

porosidade do cimento e o conteúdo de pó não misturado, tendo como


16

conseqüência as propriedades mecânicas do cimento. O pó não misturado é

um fator independente que afeta a força de dobramento.

Smeds et al. (1997) avaliaram a influência da viscosidade e da

temperatura de mistura (22ºC e 6ºC) na porosidade, densidade e força

compressiva do cimento ósseo misturado a vácuo. Para tanto, cimentos de

viscosidade alta (CMW 1), média (Palcos R) e baixa (CMW 3) foram misturados

em dois sistemas de mistura a vácuo e comparados ao uso manual de espátula

e recipiente. A mistura a vácuo na temperatura de 22ºC reduziu o volume dos

poros em menos de 3%, que foi mais pronunciado em cimento de baixa

viscosidade. A microporosidade foi reduzida em todos os cimentos pela mistura

a vácuo, com maior intensidade em cimento de baixa viscosidade. Na

temperatura de 6ºC, a microporosidade foi mais pronunciada em cimento de

alta viscosidade. Em cimentos de média e especialmente baixa viscosidade o

pré-esfriamento promoveu um aumento do número de poros. Além disso, a

densidade do cimento foi reduzida em cimento de baixa viscosidade a 6ºC. A

mistura a vácuo aumentou significantemente a força compressiva (CMW 1 -

127,3 ± 6,9 MPa; Palacos R - 125,5 ± 6,2 MPa; CMW 3 – 140,1 ± 5,7 MPa) por

aproximadamente 15% em todos os tipos de cimento . A temperatura não

influenciou a força compressiva, mas o cimento de baixa viscosidade

geralmente tornou-se mais forte quando misturado a 22ºC. Os autores

concluíram que a mistura a vácuo melhora a qualidade do cimento. Contudo, a

temperatura influencia os resultados finais, em especial, cimentos de baixa

viscosidade não devem ser misturados após pré-esfriamento a 6ºC.

Ao comparar o cimento ósseo Palacos R estocado na temperatura

de 21ºC ou 4ºC e misturado à mão ou a vácuo, Lewis (1999) observou que,

embora o método de mistura para uma dada temperatura exerça significativa

influência no desempenho de fadiga e na porosidade, não há diferença do

efeito da temperatura de estocagem para o mesmo método de mistura.

Graham et al. (2000) estudaram os efeitos relativos e combinados

da esterilização com óxido de etileno ou irradiação gama, peso molecular e

método de mistura na desempenho do cimento acrílico Palacos R. Para o

cimento preparado por mistura manual, as resistências à fratura e à fadiga

foram independentes do método de esterilização. Esta independência foi


17

associada à maior porosidade, a qual comprometeu as propriedades

mecânicas e obscureceu qualquer efeito da esterilização. A combinação de

esterilização ionizante e mistura a vácuo resultou em melhor desempenho

mecânico e, provavelmente, contribuirá para aumentar a longevidade in vivo.

Para estudar as propriedades mecânicas do cimento ósseo

preparado de forma manual ou centrifugado e nas temperaturas de 0ºC e 23ºC,

Pascotini et al. (2001) produziram corpos de prova que constituíram quatro

grupos experimentais. Os resultados para o módulo de dobramento foram: 516

± 74,41 MPa (manual a 0º C), 541 ± 77,73 MPa (manual a 23º C), 554,17 ±

31,44 MPa (centrifugada a 0ºC), 502,17 ± 31,44 MPa (centrifugada a 23ºC).

Para a resistência ao dobramento foram observados os seguintes valores:

56,91 ± 6,57 N (manual a 0º C), 60,25 ± 9,77 N (manual a 23º C), 74,20 ± 14,11

N (centrifugada a 0ºC), 63,08 ± 6,34 N (centrifugada a 23ºC). Quanto à

resistência à compressão os valores foram: 81,21 ± 8,33 N (manual a 0º C),

75,69 ± 6,07 N (manual a 23º C), 86,89 ± 2,55 N (centrifugada a 0ºC), 82,66 ±

2,69 N (centrifugada a 23ºC). O cimento a 0ºC e centrifugado foi mais

resistente ao dobramento 74,20 ± 14,11 N. A média do módulo de dobramento

e a resistência à compressão não foram alteradas pelo tipo de preparação ou

temperatura. O módulo de dobramento e a resistência à compressão

apresentaram comportamento mais homogêneo com o uso da centrifugação.

As propriedades térmicas dos cimentos Palacos R com

gentamicina (viscosidade normal) e CMW (baixa viscosidade) foram verificadas

por Dunne e Orr (2002) empregando a mistura manual e a vácuo. A

temperatura aferida durante a polimerização foi mais baixa quando o cimento

foi preparado usando o sistema manual (36ºC para Palacos e 41ºC para

CMW). Quando os cimentos foram preparados em diferentes sistemas a vácuo

houve evidência de um aumento na temperatura de cura, relacionada

especialmente à alta incidência de pó não misturado. Os autores concluíram

que nem todos os tipos de cimentos ósseos são adequados para determinados

sistemas comerciais de mistura.

A força tensil estática do cimento ósseo foi quantificada, por

Klein et al. (2004). Após a mistura manual ou por sistema a vácuo, os moldes

com cimento receberam pressão constante, equivalente à obtida na aplicação


18

digital freqüentemente usada em cirurgia. Para os testes mecânicos os corpos

de prova foram mantidos em salina tamponada a 37ºC, por um mínimo de sete

dias. A aplicação de pressão durante a polimerização no cimento produzido

pelo método manual melhorou significantemente as propriedades mecânicas,

as quais foram similares as do cimento misturado a vácuo. Este aumento na

propriedade mecânica ocorreu a despeito da pressão não eliminar a

porosidade do cimento misturado manualmente em uma maneira comparável à

mistura a vácuo. Por sua vez, a cura sob pressão não teve efeito nas

propriedades de tensão do cimento a vácuo.

Ishihara et al. (2000) investigaram o tempo de fadiga e a

propagação da fissura nos cimentos CMW tipo 3 e Zimmer. O tamanho e a

distribuição dos poros influenciaram na iniciação e na propagação do processo

de fissura. O tempo de fadiga do CMW excedeu ao do Zimmer pela menor

densidade dos poros maiores. O crescimento da fissura foi similar em ambos

os cimentos. Isto indicou que as diferenças em tempo de fadiga foram

relacionadas ao tamanho do poro no local de iniciação da fissura.

A força e a porosidade de construções de implante-cimento ósseo

preparadas por técnica manual com espátula e recipiente ou mistura a vácuo

foram estudadas por Geiger et al. (2001), nos cimentos das marcas Simplex,

Osteobond, Zimmer Dough e Palacos R. A força de tração não apresentou

variação entre os métodos de preparo quando todas as marcas foram

combinadas. A média da força de cisalhamento para o cimento marca Palacos

R misturado a vácuo foi maior quando comparado à técnica manual (6,34±47

versus 423±171). Por sua vez, a força para o Zimmer Dough misturado

manualmente foi maior do que a vácuo (901±71 versus 705±82). Análises de

imagens da interface cimento-implante mostraram na mistura a vácuo, redução

da área de poros, significantemente quando comparada à mistura manual no

Palacos R e Osteobond. Os autores afirmaram que a mistura a vácuo não

parece reduzir a porosidade da interface prótese-cimento ou melhorar suas

propriedades mecânicas.

O efeito dos poros no processo de formação da fissura foi

estudado por Janssen et al. (2005) aplicando o modelo de elementos finitos a

partir de um corte transverso de uma reconstrução total do quadril. Foram


19

criados modelos com um único poro grande e modelos com múltiplos poros em

níveis de dois, quatro e 9%. Em todos os modelos, os poros atuaram como

iniciadores de micro-fissuras. Contudo, os poros tiveram efeitos prejudicial ou

benéfico na propagação do macro-fissuras. Estes foram dependentes da

localização dos poros com respeito à intensidade de estresse no modelo, mas

foram independentes do tamanho do poro ou nível de porosidade. Os

resultados ajudam a explicar a dificuldade em demonstrar clinicamente os

efeitos benéficos da mistura a vácuo.

Com o emprego do método dos elementos finitos para análise da

condução de calor do cimento ósseo em artroplastia total do joelho, Fukushima

et al. (2002) verificaram: com uma camada de cimento de menos de 1mm não

há necrose óssea; ao diminuir a temperatura inicial da superfície óssea são

também reduzidas a temperatura máxima e a área de osso necrótico.

2.3 Poliuretana derivada do óleo de mamona

Segundo Ohara (1995) as resinas poliuretanas vegetais

sintetizadas a partir de moléculas derivadas de ácidos graxos, são potenciais

alternativos aos polióis e pré-polímeros e, apresentam como vantagens a

processabilidade simples, a flexibilidade de formulação, a versatilidade de

temperatura de cura e controle de pico exotérmico na transição líquido-gel.

Além disso, elas possuem excelentes propriedades estruturais, com

versatilidade em formulações, e ausência de emissão de vapores tóxicos ou

irritantes.

O BIOOSTEO®, conforme informações do fabricante (BIOOSTEO,

2006) é um polímero formado pela reação uretana dos seus dois componentes

básicos, o poliol (OH) e o pré-polímero (NCO). Adicionalmente, possui

carbonato de cálcio como material de preenchimento não ativo (não interfere

na reação principal), o que melhora sua capacidade de integração com o tecido

ósseo. No produto final não existem sítios ativos livres (OH e/ou NCO), mas

apenas uma quantidade previamente calculada de cadeias uretanas para atrair

o cálcio orgânico no processo de integração óssea, sendo considerado


20

biocompatível, osteocondutor, osteointegrável e atóxico. Existem diversas

formulações comerciais do produto que permitem diferentes flexibilidades, tais

como em forma de biomassa e blocos pré-moldados. Além disso, há

apresentações líquidas para desincrustação de material cirúrgico e como anti-

séptico.

A biomassa, quando preparada a 23oC, deve ser misturada por 2

minutos e entre 3 a 5 minutos obtém-se estado adesivo, que pode ser usado

para fixação, por exemplo, de próteses ou mesmo dos blocos pré-moldados.

Importante citar que o produto não adere ao polietileno. No período entre cinco

e 10 minutos, o produto mantém-se em estado de modelagem e pode ser

empregado para preencher espaços. O tempo de endurecimento ocorre entre

15 e 20 minutos, havendo uma reação exotérmica que, no estado de

modelagem, atinge 60o C no interior e 40o C na superfície da biomassa.

Durante a mistura dos componentes, bolhas de ar são incorporadas ao

produto, causando expansão da massa devido ao aumento da temperatura.

Por sua vez, a composição pré-moldada comercial pode ser obtida nos

formatos de: cunha – indicada para preenchimento de falhas ósseas pequenas

e cunha em osteotomias; “plug” – aplicado em artroplastias de quadril como

bloqueador do cimento ortopédico; “chip” – preenchedor de espaço; “top” –

preenchedor de espaço, como nas perfurações para recorte do segmento da

calota craniana; bloco com furo e meia-cana – perdas ósseas dos ossos longos

(BIOOSTEO, 2006).

As indicações para a utilização da poliuretana vegetal incluem: a

área ortopédica - preenchedor de espaços, fixação de próteses, reconstrução e

fixação acetabular, revisão acetabular; a neurocirurgia – cranioplastias, fusão

da espinha cervical, preenchimento de espaços; a odontologia – reconstruções

de defeitos ósseos no mento, preenchimento de espaços em virtude da

remoção de tumores, cistos e em alvéolos (BIOOSTEO, 2006).

Experimentalmente o produto tem sido testado, entre outros, para avaliar a

biocompatibilidade, capacidade de estimulação da neoformação óssea, a

osteointegração e a toxicidade, como descritas a seguir.

A resina de mamona foi implantada por Ohara et al. (1995) intra-

óssea (côndilo medial) e intra-articularmente no joelho de coelhos,


21

respectivamente na forma de corpo de prova com cálcio e em gel. Em nenhum

dos momentos de avaliação, ou seja, aos três, 15 e 40 dias de pós-operatório

foi detectada pela microscopia óptica reação inflamatória com presença de

células gigantes ou do tipo corpo-estranho, sugerindo biocompatibilidade da

resina. Além disso, não foi observada qualquer agressão do osso à resina, seja

por reabsorção ou substituição do material. Por sua vez, a não alteração do

comportamento clínico dos animais e a inexistência de processo necrótico e

degeneração celular nas vísceras sugeriram ausência de agressão sistêmica

ou toxicidade do material.

Oliveira et al. (1995) compararam a poliuretana vegetal do óleo de

mamona com o osso autógeno, triturado da própria região, no preenchimento

de defeitos de cinco mm de diâmetro induzidos na calota craniana de coelhos.

Na avaliação efetuada 40 dias após o procedimento cirúrgico, os defeitos

tratados com a poliuretana mostraram ausência de reação inflamatória e

formação parcial de tecido ósseo, ao passo que os tratados com enxerto

apresentavam-se em fase de remodelação.

Vilarinho e Hetem (1995) implantaram a resina de poliuretana

vegetal, com ou sem carbonato de cálcio, na câmara anterior do olho de

animais, que foram eutanasiados aos sete, 15 e 30 dias de pós-operatório para

se proceder a avaliação histológica. Os resultados foram semelhantes com

relação à presença ou não do carbonato de cálcio. Foi detectado processo

inflamatório, que diminuiu com o tempo, e presença de células multinucleadas

nos tempos de 15 e 30 dias. Estas foram consideradas como um indicativo de

reabsorção do material.

A resina poliuretana vegetal foi aplicada no arco zigomático de

ratos, por Caruzo e Roslindo (1995), com o objetivo de analisar seu

comportamento biológico. Pela avaliação histológica, efetuada aos 30 e 60 dias

de pós-cirúrgico, o local da lesão apresentou organização tecidual de forma

evolutiva. Adjacente ao osso havia tecido conjuntivo em organização e

neoformação óssea, porém no restante do defeito cirúrgico observaram-se

fragmentos do material implantado, envolvido parte por tecido conjuntivo com

fibras colágenas e, parte por tecido conjuntivo em organização, com poucas

células multinucleadas e células inflamatórias. Algumas vezes o tecido ósseo


22

estava em íntimo contato com o material implantado. Os autores concluíram

ser a poliuretana biocompatível, a presença de células multinucleadas foi

considerada sugestiva de reabsorção do material e, a persistência deste, como

indicativo de retardo no reparo ósseo.

Defeitos ósseos foram induzidos com fresa cilíndrica na

mandíbula de ratos, por Teixeira e Ramalho (1995), e preenchidos com a

poliuretana vegetal acrescida de carbonato de cálcio. Pelas avaliações

histológicas efetuadas aos 15, 25 e 40 dias de pós-cirúrgico, não foi detectada

formação de cápsula ou migração local de células inflamatórias. Segundo os

autores, o carbonato de cálcio auxiliou a neoformação óssea estimulando o

aparecimento de células osteogênicas.

Ignácio et al. (1995) utilizaram o polímero da mamona em defeitos

segmentares de 2 cm de comprimento promovidos no rádio de coelhos.

Radiograficamente foi visibilizada a união do polímero aos segmentos ósseos

proximal e distal e, a partir destes, ocorreu neoformação óssea periosteal

centrípeta, com desenvolvimento de uma nova cortical. Ao exame histológico

não foram detectados crescimento de tecido ósseo nos poros ou no corpo do

polímero, nem a presença de células gigantes ou reação tipo corpo-estranho.

De acordo com os autores, o produto apresentou propriedade de

osteocondutividade, atuando como espaçador biológico, não mostrou qualquer

reação tóxica no leito receptor e ofereceu resistência mecânica, que permitiu

suportar as forças exercidas pela marcha no pós-operatório.

Grânulos de resina poliuretana derivada da mamona foram

implantados, por Carvalho et al. (1997a), no alvéolo de ratos após a extração

dentária. A neoformação óssea progressiva em paralelo à diminuição na fração

do volume do tecido conjuntivo foi quantificada por método histométrico com

uma, duas, três e seis semanas após a extração dentária. A despeito da

natureza biocompatível, a presença dos grânulos levou a um pequeno mas

significativo atraso na formação óssea nos terços médio e apical do alvéolo

quando comparada ao controle.

Carvalho et al. (1997b) estudaram a biocompatibilidade da resina

poliuretana derivada da mamona no alvéolo dental de ratos. A avaliação

histométrica mostrou que, com uma semana de implantação, os grânulos de


23

resina estavam envolvidos por uma cápsula e circundados por tecido conjuntivo

imaturo. Na segunda e terceira semanas, havia cápsula fibrosa proeminente

circundando os mesmos e, a maioria da área testada, estava ocupada por osso

trabecular maduro. Na sexta semana a cápsula fibrosa tornou-se mais fina e a

área testada quase totalmente coberta por osso, onde em diversos locais

estavam em estreito contato com os implantes. O material progressivamente

integrou-se ao osso alveolar e foi considerado biocompatível.

As propriedades físico-químicas da poliuretana derivada do óleo

de mamona foram estudadas por Claro Neto (1997). Segundo o autor, quando

polimerizado, o polímero adquire uma estrutura com ligações uretanas e

ligações ésteres, com um tempo final de cura de 48 horas. Na temperatura

ambiente ou no interior do corpo humano o material possui ótima estabilidade,

visto que a decomposição térmica somente tem início com valores acima de

150ºC. Além disso, sua temperatura de transição vítrea se encontra acima de

75ºC. Para os ensaios de compressão, os corpos de prova foram

confeccionados por usinagem após a cura total do polímero (48 horas) e as

dimensões estabelecidas pela norma ASTM D695M. A poliuretana teve

comportamento semelhante nos ensaios de compressão e tração, porém esta

foi mais resistente às forças de compressão. O aumento na porcentagem de

carbonato de cálcio incorporado ao polímero, resultou em aumento do módulo

de elasticidade e na diminuição da porcentagem de deformação no limite do

escoamento. Sem carbonato de cálcio os valores médios de compressão foram

48,4 MPa de tensão máxima e módulo de elasticidade de 1355,3 MPa, ao

passo que, com 50% de carbonato de cálcio, os valores foram 55,6 MPa de

tensão máxima e módulo de elasticidade de 2135,3 MPa. Os resultados dos

módulos de elasticidade obtidos por ensaios mecânicos de tração e

compressão foram menores, em relação aos por análise dinâmico-mecânica.

Isto foi justificado pela presença de bolhas, que podem provocar pontos de

tensão em determinadas regiões. O acréscimo de carbonato de cálcio em até

40% melhorou as propriedades mecânicas, sem alterar as propriedades

térmicas. Pela microscopia eletrônica de varredura foi observada a existência

de bolhas no polímero, cujos espaços vazios foram preenchidos pelo carbonato

de cálcio, explicando assim o melhor desempenho.


24

Konig Júnior et al. (1999) aplicaram e deixaram polimerizar a

resina poliuretana derivada do óleo da mamona no osso alveolar de cães, após

a extração do dente pré-molar. O excesso de material, conseqüente à

polimerização, foi removido e, em seguida, efetuou-se polimento para adaptar a

superfície oclusal às margens do osso alveolar. Isso permitiu a sutura da

mucosa junto com o periósteo. No 90o dia após aplicação, a resina foi

substituída por osteóide e tecido ósseo e não havia sinais de ocorrência de

reação imune ou inflamatória.

Cavalieri (2000) promoveram defeitos ósseos nas tíbias de

coelhos, os quais foram tratados com polímero de mamona, cimento ósseo ou

resina acrílica termicamente ativada. Por meio de análises macroscópicas e

microscópicas todos os materiais foram bem tolerados, apesar da presença de

discreto infiltrado inflamatório mononuclear com predominância de linfócitos

aos 90 dias de pós-operatório, último momento de avaliação. A reação

inflamatória foi mais evidente com o cimento ósseo, seguida pela resina acrílica

termicamente ativada e polímero de mamona. Os materiais implantados

mostraram propriedade osteocondutora e tinham na interface implante/tecido

mole, a presença de cápsula fibrosa com áreas de ossificação. Foi notado

crescimento de tecido osteogênico no interior dos poros e fendas do polímero

de mamona, que estava sendo substituído lentamente por tecido ósseo.

A biocompatibilidade de um floculado de resina de mamona

(AUG-EX – Poliquil) de formato irregular e tamanho variável (700 a 1.200 µg)

foi estudada no alvéolo de ratos, após a extração do dente incisivo superior por

Calixto et al. (2001). Os exames histológicos realizados com uma e seis

semanas da extração, mostraram que o floculado foi inicialmente circundado

por tecido de granulação e, posteriormente, por quantidades progressivamente

maiores de tecido ósseo. Foi observada presença de tecido conjuntivo

interposto, mas em algumas áreas ocorreu aparente osseointegração direta. A

reação inflamatória não foi persistente, porém havia pequena quantidade de

células gigantes aderidas à superfície do material. O formato irregular dos

flocos não favoreceu a aderência aos tecidos reparacionais e, a presença

destes, provocou atraso discreto no reparo ósseo apical.


25

Rezende et al. (2001) avaliaram a prótese de poliuretana de

mamona, de 0,5 cm de diâmetro por 0,5 cm de extensão, como substituto

parcial do tendão calcâneo comum em 30 coelhos. Do ponto de vista clínico,

aparentemente a prótese na forma elastométrica revelou propriedades

semelhantes à do tecido tendinoso, em particular quanto à textura e

flexibilidade. Esta pode ser confeccionada na forma e tamanho desejados,

além de ser moldável e passível de ser esterilizada pelo calor úmido. Segundo

os autores, a poliuretana não induziu reação desfavorável que comprometesse

a cicatrização, podendo ser indicada como substituto temporário do tendão.

Defeitos ósseos circulares de 1cm de diâmetro promovidos na

calota craniana de coelhos foram tratados por Laureano Filho (2001) com

matriz óssea desmineralizada humana e poliuretana derivada do óleo de

mamona. Pelo exame histológico ambos os produtos favoreceram a

neoformação óssea, quando comparados aos defeitos controle que receberam

sangue autólogo. Na última avaliação, com 15 semanas de pós-cirúrgico, os

biomateriais haviam sido reabsorvidos. Pela histometria a produção óssea foi

similar nos grupos com implantes de biomateriais e maior em relação ao

controle.

Kfuri et al. (2001) comparam pinos absorvíveis de

poliparadioxanona e os de poliuretana de mamona quanto às propriedades

mecânicas e ao comportamento biológico. Pinos cilíndricos com diâmetros de

1,4 mm e 12 mm de comprimento foram utilizados como corpos de prova em

ensaio de cisalhamento em máquina de ensaio universal. O sistema foi

estabilizado com pré-carga de 0,3 Kgf e a velocidade de aplicação foi de 0,15

mm/min, sendo a carga registrada a intervalos de deformação de 0,02 mm.

Foram avaliadas propriedades de carga máxima, carga no limite da

proporcionalidade, resiliência e rigidez. A poliparadioxanona foi superior em

todas as propriedades mecânicas estudadas, exceto a rigidez. Além disso,

apresentava gráficos com zonas elásticas amplas, ao passo que o polímero de

mamona logo atingia a fase plástica. Para o estudo do comportamento in vivo,

foi realizada a osteotomia do côndilo femoral medial e sua fixação por dois

pinos em 31 coelhos. Um grupo de animais recebeu implante de poliuretana e

outro de poliparadioxanona. Foram realizadas análises macroscópicas,


26

radiográficas e histológicas com três, seis e doze semanas de pós-operatório.

Não foram detectadas reações inflamatórias ou osteólise com qualquer um dos

dois polímeros, porém a poliparadioxanona foi superior quanto à bioabsorção e

a osteogênese em seus sítios de implantação. A poliuretana não mostrou sinais

de absorção no período avaliado.

A poliuretana derivada do óleo de mamona foi avaliada por Silva

et al. (2001) quanto à tenacidade à fratura, curva J-R e morfologia da superfície

de fratura dos corpos de prova. Foi utilizada a poliuretana desenvolvida pelo

Grupo de Química Analítica e Tecnologia de Polímeros da USP – São Carlos,

que possui propriedades mecânicas de Limite de Resistência = 40 MPa,

Módulo de Young = 0,8 GPa e Módulo de Elasticidade em flexão = 2 GPa.

Após os ensaios, os corpos de prova foram fraturados em nitrogênio líquido e a

propagação da trinca medida em microscópio estereológico. Em seguida, foi

efetuada microscopia eletrônica de varredura nas superfícies da fratura. Os

autores concluíram que a tenacidade à fratura diminuiu com o aumento da taxa

de deslocamento. Além disso, a poliuretana mostrou comportamento dúctil com

propagação estável da trinca, em contraste à morfologia frágil da fratura dos

corpos de prova. Entretanto, a morfologia estava de acordo com a estrutura

molecular de um polímero termofixo, composto de ligações cruzadas.

Defeitos cilíndricos (1,0 cm de diâmetro por 0,8 cm de

profundidade) efetuados na metáfise distal do fêmur e metáfise proximal da

tíbia, em ambos os membros pélvicos de cães, foram preenchidos com

polímero de mamona na forma porosa ou compacta e avaliados aos três, seis e

12 meses de pós-cirúrgico, por Ignácio et al. (2002). As avaliações

radiográficas e tomográficas mostraram a formação de uma linha de menor

radiodensidade entre o implante e o tecido ósseo. Macroscopicamente o

material com maior porosidade apresentou-se mais fixo com o avançar do

período de análise, tornando mais difícil à mobilização, e aos 12 meses de pós-

operatório a poliuretana estava parcialmente encoberta por tecido ósseo

neoformado. A microscopia eletrônica de varredura evidenciou, em todos os

momentos de observação, a presença de estrutura semelhante a tecido

conjuntivo fibroso, na interface entre a poliuretana e o tecido ósseo adjacente.

Além disso, não se detectou sinais de reabsorção do material. Em todos os


27

segmentos analisados à microscopia óptica, ambas as formas de implante,

encontravam-se envoltas por tecido conjuntivo. Os autores concluíram ser o

implante de poliuretana espaçador biológico biocompatível, biotolerante e sem

osteointegração.

Ziliotto et al. (2003) utilizaram o polímero extraído da mamona no

preenchimento do canal de aloenxertos conservados em glicerina 98%. Este

último foi interposto para o tratamento de falha óssea segmentar induzida no

rádio e ulna de cães. Pela análise histológica não ocorreu osteointegração e o

biomaterial não foi absorvido nem substituído por tecido ósseo. Os autores

afirmaram ser o polímero um substituto adequado ao cimento ósseo,

aumentando a resistência do implante sem causar reações do tipo corpo

estranho.

Cilindros de polímero vegetal extraído do óleo de mamona

acrescido de 40% de carbonato de cálcio, associado ou não à impregnação de

medula óssea autógena, foram aplicados por Del Carlo et al. (2003) em

defeitos segmentares induzidos no rádio de 30 coelhos e em sítios

heterotópicos – músculo reto abdominal - de outros seis animais. Pela

avaliação histológica efetuada aos 21, 42 e 63 dias após a implantação,

ocorreu formação de tecido ósseo imaturo, com brotos isolados de formação de

osso novo sobre o polímero em seus poros superficiais e nos poros internos,

que se comunicavam. Quando o polímero foi associado à medula ocorreu

osteocondução e osteogênese progressiva. A incorporação dos implantes

ocorreu de maneira lenta e estava incompleta até as nove semanas do estudo.

Em sítio heterotópico o implante foi incapaz de osteocondução e

histologicamente foram observadas células gigantes e tecido fibroso

envolvente.

Maria et al. (2003) aplicaram um pino de poliuretana de mamona

na tíbia de 12 cães em crescimento. Estes foram submetidos à eutanásia aos

30, 60 e 90 dias após a intervenção cirúrgica, para se proceder às avaliações

macroscópica e microscópica. Ao corte longitudinal das tíbias, as poliuretanas

apresentavam aspecto similar ao inicial e, alguns pinos soltaram-se

espontaneamente. No exame histológico foi verificada presença de cápsula

conjuntiva fibrosa ao redor do implante e ausência de proliferação óssea em


28

sua direção. Os autores citaram que o produto não desencadeia processo

infeccioso ou de rejeição, sendo biocompatível e não osteointegrável.

Defeitos segmentares induzidos no arco zigomático de ratos

foram tratados com polímero derivado do óleo de mamona em forma de blocos

pré-polimerizados ou em forma de biomassa, por Leonel et al. (2003). Pelo

exame histológico, o polímero derivado da biomassa tinha poros de diversos

tamanhos e, os na forma de miniblocos, tinham poros delicados e de pequeno

diâmetro. Contudo, em ambos os materiais foi observada a existência de

neoformação óssea tecidual em meio aos poros aos 15, 30, 60, 90 e 120 dias

de avaliação. Além disso, ocorreu progressiva diminuição no volume do

polímero, à medida que este foi substituído por tecido ósseo.

Beloti et al. (2003) investigaram a biocompatibilidade in vitro da

poliuretana derivada do óleo da mamona em três composições: pura, acrescida

de carbonato de cálcio e acrescida de fosfato de cálcio. Células da medula

óssea foram cultivadas sob condições que permitiram a diferenciação

osteoblástica e avaliou-se a adesão celular, a proliferação celular, a morfologia

celular, o conteúdo de proteína total, a atividade da fosfatase alcalina, e a

formação de nódulos como osso. De acordo com os autores, os eventos

celulares iniciais, adesão celular e a atividade da fosfatase alcalina, não foram

influenciados pela composição química, mas a combinação com carbonato de

cálcio ou melhor com fosfato de cálcio favoreceu os eventos que promoveram a

mineralização da matriz e são produtos mais biocompatíveis.

Cilindros de poliuretana derivada do óleo da mamona nas

composições pura e acrescida de carbonato de cálcio ou fosfato de cálcio

foram implantados, por Barros et al. (2003) no fêmur de coelhos. Pela

avaliação histológica efetuada com oito, 12 e 16 semanas de pós-operatório,

nenhuma amostra foi osteocondutiva. A osteointegração foi maior com o grupo

fosfato de cálcio em todos os períodos, quando comparado ao grupo puro, e

após oito e 12 semanas, quando comparado com o grupo carbonato de cálcio.

Os autores concluíram que a poliuretana com carbonato ou fosfato de cálcio

melhorou a biocompatibilidade, por aumentar e acelerar sua osteointegração.

Além disso, baseado na ausência de osteocondutividade, a poliuretana foi

considerada um material bioinerte.


29

Leonel et al. (2004) utilizaram blocos pré-polimerizados que foram

fixados com resina, ambos derivados do óleo de mamona, para a reconstrução

de defeito segmentar de 2 mm no arco zigomático de ratos. No exame

histológico, aos 90 e 120 dias de pós-operatório, uma considerável parte do

polímero havia sido substituído por tecido ósseo, permanecendo ainda

fragmentos circundados por tecido ósseo. Os autores concluíram ser o

biomaterial osteocondutor, já que ocorreu o crescimento de tecido ósseo sobre

sua superfície e em meio aos seus poros, desde os períodos iniciais de

observação.

Defeitos ósseos de 6x10 mm foram promovidos no côndilo

femoral de 96 coelhos por Figueiredo et al. (2004) e preenchidos com quatro

tipos de materiais. Após intervalo de quatro a seis semanas, foram realizadas

análises macroscópicas, tomográficas e histométricas. O enxerto ósseo

autógeno mostrou o maior potencial osteogênico. O osso bovino desvitalizado

induziu maior reação inflamatória e de cavidades císticas e, lentidão de

integração quando comparado ao enxerto ósseo autógeno, hidroxiapatita

porosa do coral e poliuretana de mamona. Pela tomografia computadorizada, a

hidroxiapatita porosa do coral manteve a radiodensidade inicial e os implantes

de osso bovino desvitalizado e poliuretana de mamona mostraram

radiodensidades aumentadas, conforme foram invadidos pelo tecido ósseo

neoformado.

Laranjeira et al. (2004) utilizaram placas e espaçadores feitos de

polímero derivado do óleo de mamona para a realização de tração linear,

fixação e fusão vertebral cervical em cães adultos. A coluna cervical foi exposta

por acesso ventral, o disco intervertebral C4-C5 fenestrado e o canal medular

abordado por meio de fenda óssea. Foi aplicado um espaçador de polímero de

mamona para preencher o defeito ósseo e fixaram-se os corpos vertebrais C4-

C5 com placa confeccionada de mamona e parafusos de aço. Pelas avaliações

clínica e radiográfica, os biomateriais foram eficientes em promover a tração

linear e a estabilização vertebral cervical. No entanto, não foi detectada a fusão

vertebral.

Defeitos condilares femorais nas dimensões de 6x10 mm foram

efetuados em 20 coelhos, por Jacques et al. (2004), e tratados com enxerto


30

autógeno ou biomassa de poliuretana de mamona. Procederam-se avaliações

macro e microscópica aos 45 e 90 dias após a implantação. Em todos os

defeitos tratados com enxerto esponjoso autógeno ocorreu a presença de

cicatrização cortical, tanto aos 45 quanto aos 90 dias de pós-operatório. Nos

que receberam poliuretana esta estava ausente aos 45 dias. Aos 90 dias de

pós-operatório, havia tecido ósseo maduro na zona de transição entre o

implante e o osso receptor em todos os que receberam enxerto ósseo

autógeno e em nenhum dos que receberam a poliuretana. Os autores

afirmaram que a poliuretana de mamona integra-se mais lentamente quando

comparada ao enxerto ósseo autólogo, porém seu emprego como massa

moldável no preenchimento de falha óssea mostrou-se exeqüível.

Boecker-Neto et al. (2005) avaliaram histomorfometricamente o

aumento do assoalho do seio maxilar, em 10 pacientes humanos com idade

média de 45 anos, com o uso de dois materiais de enxerto (fosfato de cálcio e

polímero de Ricinus communis) em associação com o osso autógeno. Foram

colhidas biopsias 10 meses após a implantação. Em ambos os grupos, a

análise histomorfométrica indicou resultados regenerativos satisfatórios. Da

mesma forma, o exame histológico mostrou presença de infiltrado inflamatório

de prevalência mononuclear e osso maduro com áreas compacta e esponjosa.

Os resultados indicaram que ambos os materiais de enxertos associados com

osso autógeno foram biocompatíveis, embora ainda estivessem presentes no

momento da avaliação final.

A poliuretana derivada do polímero de mamona, acrescida de

carbonato de cálcio, foi pré-moldada em formato de pino, autoclavada e

inserida de forma normógrada no úmero de 20 codornas domésticas, por

Bolson et al. (2005). Ao exame clínico não foram detectadas alterações locais,

regionais ou sistêmicas. Pelo exame radiográfico visibilizou-se aumento da

densidade local, sem sinais de alteração óssea, dos tecidos circunjacentes e

dos sacos aéreos. À análise macroscópica não revelou reabsorção do

polímero, porém houve diminuição da consistência. Histologicamente havia

inicialmente mínima reação inflamatória, discreta fibrose ao redor do implante e

osteointegração pela presença de trabéculas e medula óssea no interior do

implante.


31

Ferneda et al. (2006) avaliaram o biopolímero de óleo de mamona

por meio de teste de compressão empregando um aparelho de carga simples.

Os corpos de prova foram obtidos de uma mistura de pré-polímero e poliol, na

proporção de 1:0, 7, respectivamente. Estes foram manufaturados com moldes

abertos feitos de silicone translúcido. A temperatura foi de 22oC e a umidade de

40%, já que valores mais altos de umidade podem gerar formação excessiva

de bolhas durante a polimerização e, conseqüentemente, pontos de estresse.

Para promover a polimerização residual tão bem quanto simular o processo de

esterilização, os espécimes foram mantidos em forno a 80oC por 3 horas. Em

seguida, eles foram facetados para assegurar secções transversas na base e

topo, permanecendo com 25,4 mm de comprimento e 12,7 mm de diâmetro.

Após os ajustes dimensionais, foram fixados “strain gages” biaxias e uniaxiais.

A minimização da fricção entre o cilindro de carga e os corpos de prova foi com

o uso de óleo castrol e lubrificante de vaselina. A velocidade do teste foi

0,8±0,05 mm/min, obtida após uma série de avaliações preliminares. No teste

monotônico observou-se que, após alcançar o ponto de tensão, o material sofre

plasticidade, isto é, primeiro amolece e mais tarde começa a endurecer. As

propriedades básicas obtidas pelo “strain gage” foram módulo de elasticidade

igual a 1,56 GPa e tensão de rendimento de 46 MPa.

As propriedades osteoindutivas do polímero derivado do óleo de

mamona no formato de disco foram comparadas as do enxerto ósseo

esponjoso autólogo, por Martinez el al. (2006), em defeito cortical

(3mmx10mm) induzido do segmento médio da diáfise do rádio de cães. Foram

efetuadas avaliações radiográficas, por densitometria óssea por dupla emissão

com fontes de raios-x e histológicas. O polímero não promoveu aumento da

produção de osso ou mostrou evidência de osteocondução, porém tornou-se

facilmente fragmentado e degradado pelas células do hospedeiro. Os autores

sugeriram que o material poderia servir como carreador biodegradável para

fatores de crescimento.

Pereira-Júnior et al. (2007) compararam a poliuretana na forma de

grânulos com o enxerto ósseo esponjoso autólogo, no tratamento de falhas

ósseas segmentares induzidas no rádio de coelhos, por meio de avaliações

histológicas e radiográficas aos 15, 30, 60 e 120 dias de pós-operatório.


32

Radiograficamente a regeneração óssea foi mais evidente nas falhas tratadas

com o enxerto esponjoso, que estavam totalmente reconstituídas aos 120 dias

de pós-operatório. Histologicamente não foi evidenciada reação inflamatória ou

presença de células gigantes do tipo corpo-estranho ao redor dos grânulos do

polímero, os quais foram progressivamente envolvidos por tecido ósseo

trabecular neoformado, sem a interposição de tecido conjuntivo na interface

osso-polímero. Nenhum sinal de reabsorção dos grânulos do polímero foi

observado pela microscopia de polarização. Desta forma, os autores

concluíram que o polímero de mamona na forma de grânulos não apresenta as

propriedades osteoindutoras e osteogênicas do enxerto ósseo esponjoso

autólogo e atua como preenchedor de espaço sem sinais indicativos de

degradação, além de ser biocompatível e osteointegrável.

OBJETIVOS

Objetivos 34

3 OBJETIVOS

O presente trabalho teve por objetivos avaliar:

1 as propriedades mecânicas de resistência à compressão axial e ao

dobramento da poliuretana derivada do óleo de mamona e do

polimetilmetacrilato;

2 a influência do tempo de produção e do catalisador no comportamento

mecânico da poliuretana derivada do óleo de mamona;

3 a influência do tempo de produção no comportamento mecânico do

polimetilmetacrilato.

MATERIAL E MÉTODOS

Material e Métodos

36

4 MATERIAL E MÉTODOS

4.1 Grupos experimentais

A metodologia adotada durante o desenvolvimento do presente

trabalho foi aprovada pela Câmara de Ética em Experimentação Animal da

Faculdade de Medicina Veterinária e Zootecnia da Universidade Estadual

Paulista (Unesp) - Botucatu, em 21/09/2006, sob protocolo 80/2006 (Apêndice).

Foram estabelecidos três grupos experimentais, de acordo com o

tipo de corpo de prova e polímero utilizado, que foram posteriormente

subdivididos conforme o tempo de cura, a saber:

Corpos de prova cilíndricos

Grupo 1 (n=30): polimetilmetacrilato (PMMA). Subgrupo com 10

unidades cada: PMMA24, PMMA48 e PMMA72 horas.

Grupo 2 (n=30): poliuretana derivada do óleo de mamona sem

catalisador (BO). Subgrupo com 10 unidades cada: BO24, BO48 e BO72 horas.

Grupo 3 (n=30): poliuretana derivada do óleo de mamona com

catalisador (PC). Subgrupo com 10 unidades cada: PC24, PC48 e PC72 horas.

Material e Métodos

37

Corpos de prova em forma de barra

Grupo 1 (n=21): polimetilmetacrilato (PMMA). Subgrupo com sete

unidades cada: PMMA24, PMMA48 e PMMA72 horas.

Grupo 2 (n=21): poliuretana derivada do óleo de mamona sem

catalisador (BO). Subgrupo com sete unidades cada: BO24, BO48 e BO72

horas.

Grupo 3 (n=21): poliuretana derivada do óleo de mamona com

catalisador (PC). Subgrupo com sete unidades cada: PC24, PC48 e PC72

horas.

4.2 Produção dos corpos de prova

Todos os corpos de prova foram confeccionados por um mesmo

técnico nos laboratórios da indústria Biomecânica3, em sala climatizada na

temperatura de 23ºC, sem controle de umidade ambiente.

4.2.1 Polimetilmetacrilato

Empregou-se o cimento ósseo4 radiopaco e de baixa viscosidade

(tempo de adesividade de 3 a 5 minutos e tempo de polimerização em média

de 15 minutos), com a seguinte composição:

componente líquido (20ml):

Metilmetacrilato........................................98,215% w/w

NN Dimethyl-p-toluidine............................0,816% w/w

Álcool Etílico..............................................0,945% w/w

3 Biomecânica Ind. e Com. de Produtos Ortopédicos Ltda. Rua Dois, s/n 1º Distrito

Industrial – Jaú, SP. 4 Cimento ortopédico Biomecânica - Biomecânica Ind. e Com. de Produtos

Ortopédicos Ltda. Rua Dois, s/n 1º Distrito Industrial – Jaú, SP.

Material e Métodos

38

Ácido Ascórbico.........................................0,022% w/w

Hidroquinona..............................................0,002% w/w�

componente em pó (40g):

Polimetil-Metacrilato......................................87,5%w/w

Sulfato de Bário.............................................10,0%w/w

Peróxido de Benzoil.......................................2,50%w/w.

4.2.1.1 Cilindros

Os corpos de prova em forma de cilindros (n=30), totalizando 10

para cada subgrupo experimental (PMMA24, PMMA48 e PMMA72), foram

produzidos em matriz de polietileno dotada de quatro cavidades com 12 mm de

comprimento e 6 mm de diâmetro (Figura 1), conforme norma ISO 5833

(Apêndice).

- o pó de co-polímero auto-polimerizante e o monômero líquido foram

misturados manualmente em blister e misturador plástico, na proporção de 2:1;

- as cavidades cilíndricas da matriz foram preenchidas pela mistura na fase

pastosa;

- após 30 minutos de polimerização, os corpos de prova foram removidos da

matriz com auxílio de haste metálica;

- as dimensões foram aferidas com paquímetro5 (comprimento, altura e

diâmetro) e o peso por meio de balança de precisão6;

- os corpos de prova foram mantidos em repouso durante 24, 48 e 72 horas em

sala climatizada na temperatura de 23ºC.

5 Paquímetro Mytutoyo - Av. João Carlos da Silva Borges, 1240 - São Paulo, SP. 6 Marte analítica, modelo AL 200C - Av. Francisco Andrade Ribeiro, 430 - Santa Rita

do Sapucaí, MG.

Material e Métodos

39

4.2.1.2 Barras

Os corpos de prova em forma de barra (n=21), totalizando sete

para cada subgrupo experimental (PMMA24, PMMA48 e PMMA72), foram

produzidos utilizando-se matriz de polietileno dotada de três cavidades de 75

mm de comprimento e 65 mm de largura e 3,3 mm de espessura, conforme

norma ISO 5833 (Figura 2).

- o pó de co-polímero auto-polimerizante e o monômero líquido foram

misturados manualmente em blister e misturador plástico, na proporção de 2:1;

- as cavidades da matriz foram preenchidas pela mistura na fase pastosa;



- as dimensões foram aferidas com paquímetro (comprimento, altura e

espessura) e o peso por meio de balança de precisão;


sala climatizada na temperatura de 23ºC.

Material e Métodos

40

Figura 1 - Matrizes de polietileno, utilizadas na confecção de corpos de prova cilíndricos, dotadas de quatro cavidades (122 mm de comprimento e 6 mm de diâmetro).

Figura 2 – Matrizes de polietileno, utilizadas para confecção de corpos de prova em barra, dotadas de três cavidades (75mm de comprimento x 65mm de largura x 3,3mm de espessura).

Material e Métodos

41

4.2.2 Poliuretana derivada do óleo de mamona

Composição da poliuretana derivada do óleo de mamona sem

catalisador (BO - BIOOSTEO7):

34,5%......................Pré-polimero (NCO),�

31%.........................Poliol (OH)�

34,5%......................Carbonato de cálcio�

Composição da poliuretana derivada do óleo de mamona com

catalisador (PC):

38,5%......................Pré-polimero (NCO),�

27%.........................Poliol (OH)�

34,5%......................Carbonato de cálcio�

O catalisador vai no poliol, e o percentual é de 0,05%.

4.2.2.1 Cilindros

Os corpos de prova em forma de cilindros (n=60), totalizando 30

para G2 (BO24, BO48, BO72) e 30 para G3 (PC24, PC48, PC72), foram

produzidos em matriz de polietileno dotada de quatro cavidades com 12 mm de

comprimento e 6 mm de diâmetro (Figura 1), conforme norma ISO 5833.

- o componente líquido (pré-poliol) e o pó da poliuretana contendo óleo de

mamona foram mantidos por 24 horas na temperatura de 23 ºC;

- o pó e o líquido foram misturados manualmente em blister e misturador

plástico, seguindo a proporção de 10 g de pré-polímero, 9 g de poliol e 10 g de

carbonato de cálcio;

- no G2 a mistura foi efetuada sem catalisador obtendo-se densidade de 0,68 e

no G3 esta recebeu catalisador obtendo-se densidade de 0,85;

- as cavidades cilíndricas da matriz de polietileno foram untadas com óleo

mineral e preenchidas pela mistura no estado adesivo; 7 BIOOSTEO - Biomecânica Ind. e Com. de Produtos Ortopédicos Ltda. Rua Dois, s/n

1º Distrito Industrial – Jaú, SP.

Material e Métodos

42

- foi colocada fita adesiva e placa metálica acima e abaixo da matriz, que foi

mantida sob compressão com auxílio de uma morsa por 30 minuntos;




diâmetro) e o peso por meio de balança de precisão;


sala climatizada na temperatura de 23ºC;

4.2.2.2 Barras

Os corpos de prova em forma de barra (n= 42), totalizando 21

para cada grupo experimental G2 (BO24, BO48, BO72) e G3 (PC24, PC48,

PC72), foram produzidos utilizando-se matriz de polietileno dotada de três

cavidades de 75 mm de comprimento, 65 mm de largura e 3,3 mm de

espessura (Figura 2), conforme norma ISO 5833.

- o componente líquido (pré-poliol) e o pó da poliuretana contendo óleo de

mamona foram mantidos por 24 horas na temperatura de 23 ºC;

- o pó e o líquido foram misturados manualmente em blister e misturador

plástico, seguindo a proporção de 10 g de pré-polímero, 9 g de poliol e 10 g de

carbonato de cálcio,

- no G2 a mistura foi efetuada sem catalisador obtendo-se densidade de 0,68 e

no G3 esta recebeu catalisador obtendo-se densidade de 0,85;

- as cavidades da matriz de polietileno foram untadas com óleo mineral e

preenchidas pela mistura no estado adesivo (Figura 3);

- foi colocada fita adesiva e placa metálica acima e abaixo da matriz, que foi

mantida sob compressão com auxílio de uma morsa por 30 minutos;




espessura) e o peso por meio de balança de precisão;

Material e Métodos

43


sala climatizada na temperatura de 23ºC;

Figura 3 – Preparação dos corpos de prova em barra. Poliuretana derivada do óleo de mamona na fase pastosa, aplicada na matriz de polietileno.

Material e Métodos

44

4.3 Ensaio mecânico

Os ensaios foram efetuados em Máquina Universal de Ensaios

Mecânicos2 (EMIC DL 10000) (Figura 4). A precisão do sistema é de ± (0,018 +

F/3700) KN, apurada dentro das especificações das normas da ABNT. A

Máquina Universal opera em conjunto com um microcomputador sob sistema

operacional “Windows 95”, sendo utilizado programa de informática Mtest

versão 1.00. Este programa permite a realização de ensaios segundo método

pré-definido pelo usuário, que escolhe parâmetros e unidades.

Na presente avaliação, utilizou-se a seguinte padronização:

Célula de carga : 5000 N

Sentido : Compressão

Velocidade de aplicação da carga: 20 mm/min para os ensaios de

resistência a compressão, e 5mm/min para ensaios de resistência ao

dobramento, conforme especificado pela norma ISO 5833:1992.

Após a verificação da montagem dos corpos de prova e

verificação das distâncias entre os corpos de prova, suporte e cutelos,

procederam-se os ensaios.

Figura 4 - Máquina Universal de Ensaios Mecânicos (EMIC DL 10000).

Material e Métodos

45

4.3.1 Ensaio de compressão

Cada cilindro utilizado para o ensaio de compressão foi colocado

entre dois suportes metálicos apoiados numa base de madeira. O cabeçote

proximal da máquina de ensaio foi movimentado promovendo compressão axial

do corpo de prova até ocorrer cisalhamento (Figura 5). Os valores da

resistência à compressão foram informados pela própria máquina, sem

necessidade de cálculo.

A carga e a deformação foram obtidas no limite de resistência

máxima à compressão, com o auxílio de software do próprio fabricante. O

índice de rigidez (coeficiente de proporcionalidade) correspondeu a tangente

física da inclinação da curva e na base linear do diagrama carga X deformação.

A deformação percentual foi calculada dividindo-se o valor da

deformação pelo comprimento inicial do corpo de prova.

Figura 5 - Ensaio de compressão com corpo de prova cilíndrico entre duas barras metálicas.

Material e Métodos

46

4.3.2 Ensaio de dobramento

Cada barra utilizada nos ensaios de dobramento foi montada

sobre suporte de madeira, com apoio em dois pontos, que continha no ponto

médio um sensor de deslocamento adaptado ao relógio controlador8 (Figuras 6

e 7). No cabeçote proximal da máquina de ensaio foi rosqueada uma peça de

aço inoxidável com dois pontos para aplicação da carga, o que configurou a

montagem para ensaio em flexão em quatro pontos.

Conforme especificações do anexo F da ABNT ISSO 5833,

módulo de dobramento é calculado pelo diagrama carga-deformação, em que

são efetuadas as deflexões de 15N e 50N.

Para o cálculo dos valores do módulo de dobramento (E) foi

utilizada a equação:

Onde:

�F é a faixa de carga (50N – 15N = 35N);

a é a distância entre os pontos de carga internos e externos

(20mm);

f é a diferença entre as deflexões sob as cargas de 15N e 50N,

em milímetros;

h é a espessura média da barra, em milímetros;

b é a largura média da barra, em milímetros;

l é a distância entre os pontos de carga externos (60mm)

8 Digimess Instrumentos de Medição de Precisão Rua da Mooca, 1772 - São Paulo,

SP.

E = �Fa (3l2 – 4a2) 4fbh3

Material e Métodos

47

Conforme especificações do anexo F da ABNT ISO 5833, a

resistência ao dobramento é a máxima tensão suportada pelo material até a

ruptura do corpo em dobramento.

Para o cálculo dos valores da resistência ao dobramento (B), para

cada corpo de prova utilizou-se a seguinte expressão:

Onde: F é a força de medida na queda, em Newtons;

a é a distância entre os pontos de carga internos e externos

(20mm);

b é a largura média da barra, em mm;

h é a espessura média da barra, em mm;

Os resultados da resistência ao dobramento foram informados

pela própria máquina.

B= 3Fa bh2

Material e Métodos

48

Figura 6 - Ensaio de dobramento em 4 pontos. No ponto médio do corpo de prova verifica-se um sensor de deslocamento adaptado a um relógio controlador.

Material e Métodos

49

4.4 Análise estatística

Para o Ensaio em compressão realizou-se a técnica da análise de

variância não-paramétrica para o modelo com dois fatores e respectivo teste de

comparações múltiplas (NORMAN e STREINER, 1994) das variáveis Carga

Máxima (N) e Tensão (Mpa).

Para o Ensaio em dobramento foram efetuadas a técnica da

análise de variância para o modelo com dois fatores, complementada com o

teste de comparações múltiplas de Tukey (ZAR, 1999), das variáveis Módulo

de Dobramento (MPa) e Resistência (MPa) (ZAR, 1999).

RESULTADOS

Resultados

51

5 RESULTADOS

5.1 Produção dos corpos de prova

Como a poliuretana derivada do óleo de mamona rapidamente

adquire o estado adesivo, a maior dificuldade encontrada foi no preenchimento

das cavidades cilíndricas da matriz de polietileno. Isto exigiu a produção de um

maior número de corpos de prova, que se adequassem às exigências

necessárias para os testes mecânicos. Contudo, não houve diferenças de

manipulação entre a poliuretana com ou sem catalisador. Em virtude da

expansão não controlada que ocorre durante a polimerização de ambas as

poliuretanas, fez-se necessário o emprego de placas metálicas e morsa.

Resultados

52

5.2 Ensaio mecânico de compressão

Os valores de Carga Máxima (N) e Tensão (MPa) à compressão

encontram-se nas Tabelas 1 e 2, respectivamente. Todos os corpos de prova

cilíndricos apresentaram embutimento (Figuras 8 e 9).

Momentos

Grupos 24h 48h 72h

PMMA 15,50 ± 2,41 aA 14,15 ± 5,27 aA 13,35 ± 4,97 aA

BO 28,44 ± 167,14 abA 28,59 ± 8,88 aA 32,05 ± 5,65 aA

PC 143,70 ± 22,80 bA 164,60 ± 16,20 bA 154,40 ± 37,45 bA

*letras minúsculas: comparação de grupos fixado o momento de avaliação **letras maiúsculas: comparação de momentos dentro de grupo

Momentos

Grupos 24h 48h 72h

PMMA 0,484 ± 0,075 aA 0,442 ± 0,165 aA 0,480 ± 0,156 aA

BO 1,006 ± 5,910 abA 1,011 ± 0,314 aA 1,134 ± 0,200 aA

PC 4,490 ± 0,714 bA 5,145 ± 0,507 bA 4,826 ± 1,171 bA


Tabela 1 - Mediana e semi-amplitude da Carga Máxima (N) de compressão, segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72 horas).

Tabela 2 - Mediana e semi-amplitude da Tensão (MPa) em compressão, segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72 horas).

Resultados

53

Figura 8 – Corpo de prova cilíndrico no término do ensaio de compressão.

Figura 9 – Corpos de prova cilíndricos antes (a) e após o ensaio de compressão, mostrando o embutimento (b).

a b

Resultados

54

5.3 Ensaio mecânico de dobramento

Os valores de Módulo de dobramento (MPa) e Resistência ao

dobramento (MPa) encontram-se nas Tabelas 3 e 4 , respectivamente. Os

corpos de prova em barra apresentaram deformação ou quebraram

transversalmente ao eixo longitudinal (Figuras 10 e 11).

Momentos

Grupos 24h 48h 72h

PMMA 137,83±25,68aA 208,39±68,73 aA 173,93±78,03abA

BO 287,16±74,15 bA 541,50±184,19 bB 262,54±56,05 bA

PC 136,19±19,25 aA 196,90±30,70 aA 157,52±37,93 aA


Momentos

Grupos 24h 48h 72h

PMMA 11,61±1,57 cA 14,39±1,00 cB 12,59±2,51 cA

BO 1,25±0,14 aA 1,21±0,31 aA 1,41±0,29 aA

PC 2,59±0,35 bA 2,57±0,54 bA 2,63±0,33 bA


Tabela 3 – Média e desvio padrão do Módulo de dobramento (MPa) segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72 horas).

Tabela 4 – Média e desvio padrão da Resistência ao dobramento (MPa) segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72 horas).

Resultados

55

Figura 10 – Corpo de prova em barra no término do ensaio de dobramento.

Figura 11 – Corpos de prova em barra antes (a) e após (b) o ensaio de dobramento. Nota-se corpo de prova quebrado transversalmente ao eixo longitudinal.

a

b

a

b

DISCUSSÃO

Discussão

57

6 DISCUSSÃO

Como afirmado por Demian e McDermott (1998) a caracterização

do cimento ósseo acrílico deve ser efetuada por meio de análises químicas,

físicas e mecânicas. Por ser a poliuretana derivada do óleo de mamona

classificada em biomaterial polimérico (MANO, 1985; OHARA, 1995;

BIOOSTEO, 2006), assim como o cimento ósseo (LYMAN, 1999; DEE et al.,

2002), os mesmos testes podem ser aplicados para determinação das suas

propriedades.

Diversas publicações referentes ao emprego do polímero de

mamona estão associadas a estudos in vivo, que analisaram

biocompatibilidade, capacidade de estimulação na neoformação óssea,

osteointegração e toxicidade. A resposta do hospedeiro à implantação local da

poliuretana derivada do óleo mamona foi, em geral, associada à reação

inflamatória de baixa intensidade (CARUZO e ROSLINDO, 1995; CAVALIERI,

2000; BOLSON et al., 2005) ou ausente (OHARA, 1995; OLIVEIRA et al., 1995;

TEIXEIRA e RAMALHO 1995; KONIG JÚNIOR et al., 1999; KFURI et al., 2001;

PEREIRA-JÚNIOR et al., 2007) e proliferação de tecido conjuntivo ao redor do

implante (CARUZO e ROSLINDO, 1995; CARVALHO et al., 1997; CAVALIERI,

2000, CALIXTO et al., 2001; IGNÁCIO et al., 2002; DEL CARLO et al., 2003),

fato que favoreceu a classificação do material como biocompatível (OHARA,

1995; CARVALHO et al., 1997; IGNÁCIO et al., 2002; MARIA et al., 2003;

BELOTI et al., 2003; BOECKER-NETO et al., 2005; PEREIRA-JÚNIOR et al.,

2007).

Adicionalmente são também observadas algumas controvérsias

em particular quanto à capacidade da poliuretana derivada do óleo mamona de

ser ou não reabsorvida (VILARINHO e HETEM, 1995; CARUZO e ROSLINDO,

1995; KONIG JÚNIOR et al., 1999; CAVALIERI, 2000; LAUREANO FILHO,

Discussão

58

2001; KFURI et al., 2001; IGNÁCIO et al., 2002; LEONEL et al., 2003;

ZILIOTTO et al., 2003; FIGUEIREDO et al, 2004; BOLSON et al., 2005;

MARTINEZ et al., 2006; PEREIRA-JÚNIOR et al., 2007), apresentar ou não

sinais de integração (CARVALHO et al, 1997; CALIXTO et al., 2001; BARROS

et al., 2003; JACQUES et al., 2004; BOLSON et al., 2005; IGNÁCIO et al.,

2002; ZILIOTTO et al., 2003; MARIA et al., 2003; PEREIRA-JÚNIOR et al.,

2007), bem como sua ação como agente osteocondutor (IGNÁCIO et al., 1995;

CAVALIERI, 2000) ou espaçador (IGNÁCIO et al., 1995; IGNÁCIO et al., 2002;

LARANJEIRA et al., 2004; PEREIRA-JÚNIOR et al., 2007).

Em razão da flexibilidade, a poliuretana pode ser usada para a

confecção de moldes com diferentes formas e padrões e, até como biomassa

moldada, que pode ser aplicada diretamente no momento do procedimento

cirúrgico (OHARA, 1995; BIOOSTEO, 2006). Desta forma, a variação nos

resultados podem estar relacionados ao processo de preparação e formulação

química do material, período de avaliação; esta hipótese requer, entretanto,

comprovação. Neste contexto, faltam estudos mais aprofundados sobre as

respostas sistêmicas, em toxicidade, imunologia, biologia molecular e celular.

Além disso, há poucos relatos das suas propriedades mecânicas (CLARO

NETO, 1997; KFURI et al., 2001; SILVA et al., 2001; FERNEDA et al., 2006).

Como uma das indicações da poliuretana de mamona é a

cimentação de próteses, preenchimento de cavidades ósseas e defeitos

cranianos (BIOOSTEO, 2006), torna-se necessária a caracterização das

propriedades mecânicas comparada ao polimetilmetacrilato, visto que este é o

material mais utilizado para estes propósitos (FUKUSHIMA et al., 2002;

ROUSH, 2003; NUSSBAUM et al., 2004; FRAZER et al., 2005), a despeito de

algumas desvantagens (LINTNER et al., 1982; FUKUSHIMA et al., 2002).

As propriedades mecânicas dos cimentos são avaliadas por

testes estáticos ou dinâmicos, que são definidos por normas internacionais

(ISO 5833). Cargas cíclicas analisam a força de fadiga e mecanismos de

quebra como a propagação da fissura (DEMIAN e McDERMOTT, 1998). As

propriedades estáticas incluem estudos das propriedades mecânicas, durante

ensaios de dobramento, compressão e tensão (PUGH e DEE, 1988; LATOUR,

Discussão

59

1999; DEMIAN e McDERMOTT, 1998), que foram as investigadas no presente

experimento.

Muitas variáveis como a presença de sangue e outros fluidos,

acréscimo de substâncias e método de esterilização podem afetar as

propriedades mecânicas das amostras sendo, no entanto, o método de

preparação dos corpos de prova uma das mais significativas (DEMIAN e

McDERMOTT, 1998). Desta forma, no presente experimento os corpos de

prova foram produzidos por um único indivíduo, habituado à manipulação dos

componentes, que foram misturados de acordo com a indicação do bulário.

A preparação dos materiais foi realizada em ambiente sob

temperatura constante, mas sem controle de umidade. Conforme Haas et al.

(1975), a variação da umidade atmosférica de 20% para 75% não promove

efeitos significativos em cimentos ósseos acrílicos preparados em uma

temperatura constante, podendo haver discreta diminuição na fase pastosa,

tempo de endurecimento e tempo de manipulação. Já no caso da poliuretana

de mamona, Ferneda et al. (2006) afirmaram que valores altos de umidade

podem gerar formação excessiva de bolhas, conseqüentemente pontos de

concentração de estresse e diminuição da resistência.

Para o cimento acrílico há vários métodos de mistura, desde os

métodos manuais até misturas mecânicas, a vácuo e por centrifugação

(LINDÉN e GILLQUIST, 1989; LINDÉN, 1991; KURDY et al. 1996; SMEDS et

al., 1997; LEWIS, 1999; PASCOTINI et al., 2001; DUNNE e ORR, 2002; KLEIN

et al., 2004), porém para a poliuretana derivada do óleo de mamona é apenas

descrita a preparação manual (BIOSTEOO, 2006). Sendo assim, optou-se pelo

emprego do método manual como forma de mistura para todas as amostras.

Durante a mistura dos componentes pó e líquido do cimento

ósseo, é inevitável a inclusão de ar (HAAS et al., 1975; CALANDRUCCIO,

1989). Esta seria uma das possíveis causas responsáveis pela formação de

poros dentro dos espécimes, junto com o aquecimento do monômero e a

liberação de ar da solução do monômero ou do pó (SMEDS, 1977). Embora

com algumas controvérsias, na dependência da dimensão, localização e

distribuição dos poros podem ocorrer iniciação e propagação de fissuras, o que

influenciaria no desempenho mecânico do cimento ósseo em próteses

Discussão

60

cimentadas (LING e LEE, 1998; ISHIHARA et al., 2000; DUNNE, 2001;

JANSSEN et al., 2005). O consenso geral é que esforços devem ser realizados

para reduzir o número e tamanho de poros ao mínimo (DEMIAN e

McDERMOTT, 1998).

Há vários estudos associando as técnicas de mistura com o

número e tamanho dos poros do cimento (LINDÉN e GILLQUIST, 1989;

LINDÉN, 1991; LEWIS, 1999; KURDY et al., 1996; SMEDS et al., 1997;

DUNNE, 2001; GEIGER et al., 2001). A maioria dos autores afirma que a

mistura manual tem como resultado final um produto mais poroso em relação

aos demais métodos de preparo e, conseqüentemente, com propriedades

mecânicas inferiores (LINDÉN e GILLQUIST, 1989; LINDÉN, 1991; DEMIAN e

McDERMOTT, 1998; GRAHAM et al., 2000; NUSSBAUM et al., 2004).

Portanto, os valores obtidos nos testes de resistência mecânica efetuados no

presente experimento, provavelmente poderiam ser diferentes se os corpos de

prova tivessem sido preparados pela mistura mecânica ou a vácuo. Como no

presente experimento foi utilizado o sistema manual e cimento com baixa

viscosidade, supõe-se que a resistência obtida pode ser inferior ao cimento

preparado nas condições acima descritas.

Também durante a mistura dos componentes básicos da

poliuretana derivada do óleo de mamona, bolhas de ar são incorporadas ao

produto, causando expansão da massa em função do aumento da temperatura

(CLARO NETO, 1997; BIOOSTEO, 2006). Em virtude desta característica, no

momento da confecção dos corpos de prova foi necessária a colocação de

placas metálicas sobre as matrizes, com o intuito de limitar a expansão. Vale

referir que esta expansão não previsível do produto, pode estar associada aos

desvios-padrões elevados observados nos resultados. Desta forma, seria

necessário testar outras formas de preparação do produto para minimizar a

expansão e porosidade, visando maior uniformidade, especialmente para

aplicação como cimentação de próteses.

No teste de resistência ao dobramento os corpos de prova, tanto

do polimetilmetacrilato como os de poliuretana derivada do óleo de mamona,

apresentaram deformação ou quebraram transversalmente ao eixo longitudinal.

Como citado por Felbeck (1971), muitos polímeros não quebram ao

Discussão

61

dobramento, mesmo após grande deflexão. Nesses casos, o valor da

resistência correspondeu ao máximo valor da compressão.

Estatisticamente não houve diferenças nos valores de resistência

à compressão ou ao dobramento às 24, 48 e 72 horas após a produção do

polimetilmetacrilato e poliuretana com ou sem catalisador, indicando que os

produtos se assemelharam com relação à manutenção das forças nos períodos

de observação avaliados. Conforme Calandruccio (1989) o polimetilmetacrilato

na temperatura corporal adquire 80% da resistência, em aproximadamente 15

minutos após a mistura e, a resistência final é obtida em 18 a 24 horas. Isto

diferiu do observado por Lee et al. (1973), que ao realizarem testes mecânicos

em cimentos ósseos preparados em diferentes freqüências de batidas por

minuto, detectaram que todos gradualmente ganharam força quando

comparados há 2 horas, 2 dias e 7 dias. Com relação à poliuretana derivada do

óleo de mamona, segundo informações do fabricante (BIOOSTEO, 2006), o

endurecimento ocorre entre 15 e 20 minutos, fato constatado durante o

processamento dos corpos de prova. Contudo, segundo Claro Neto (1997), o

tempo final de cura da poliuretana ocorre com 48 horas.

No ensaio mecânico de compressão a poliuretana sem catalisador

apresentou-se semelhante ao polimetilmetacrilato quanto às variáveis Carga

Máxima e Tensão. O alto desvio padrão verificado em algumas das análises da

poliuretana indicou heterogenicidade de comportamento mecânico entre os

corpos de prova, o que provavelmente está associada às características do

produto e manipulação com relação à formação de bolhas de ar durante a

polimerização, como referido anteriormente. Essa falta de homogeneidade do

produto indica que este deve ser aplicado com ressalvas nos casos de

solicitação mecânica elevada.

A poliuretana com catalisador apresentou, em todos os momentos

de avaliação no ensaio mecânico de compressão, maior Carga Máxima e

Tensão quando comparada à poliuretana sem catalisador e o

polimetilmetacrilato, que se comportaram de forma similar. Desde que a

resistência do polimetilmetacrilato, segundo Calandruccio (1989), é a metade

da resistência do osso compacto, o resultado sugere que a poliuretana com

catalisador teria maior capacidade de resistir á tensão. Ressalta-se que em

Discussão

62

próteses cimentadas, a haste é a parte mais resistente e pode ser sujeita à

quebra por fadiga sem soltura (Calandruccio; 1989,). Sendo assim, o uso de

compósitos mais resistentes poderia ser um dos fatores contribuintes para

redução da falência da haste.

Vários estudos modificando os componentes líquido ou sólido do

cimento ósseo acrílico são freqüentemente realizados e testados com o intuito

de melhorar as características de manipulação, as propriedades mecânicas ou

a biocompatibilidade (HOLM, 1977; GATES et al., 1984; ROSSI et al., 1987;

ROSSI et al., 1993; CHOHFI e LANGLAIS, 1994; DEB et al., 2001; SABINO et

al., 2004; DEB et al., 2005). Geralmente um catalisador é utilizado para

acelerar o processo de catálise dos polímeros (FERREIRA, 1986) fato não

verificado no presente experimento, uma vez que a poliuretana com catalisador

não necessitou de maior rapidez na manipulação. Outro efeito foi o aumento da

resistência, provavelmente relacionada a uma maior densidade da amostra

com catalisador (0,085 g/cm3) quando comparada à sem catalisador (0,068

g/cm3). Como referido por Lyman (1999), as variações na densidade do

polímero podem gerar mudanças em cristalinidade e estereoregularidade, além

de promoverem diferenças no perfil mecânico.

A poliuretana sem catalisador mostrou, em todos os momentos de

avaliação, maior módulo de dobramento em relação à poliuretana com

catalisador e o polimetilmetacrilato, que se comportaram de forma semelhante.

Como o módulo de dobramento é caracterizado pela relação constante e

proporcional entre a tensão e a deformação relativa (percentual) do material

(CALANDRUCCIO, 1989; LYMAN, 1999; DEE et al., 2002), observa-se que a

ausência do catalisador conferiu menor elasticidade ao produto.

O polimetilmetacrilato apresentou maior resistência ao

dobramento, seguido pela poliuretana derivada do óleo de mamona com

catalisador e sem catalisador. Como a resistência ao dobramento representa a

carga máxima até a ruptura (FELBECK, 1971; LYMAN, 1999), os resultados

mostraram que o polimetilmetacrilato é o mais resistente.

Em outro contexto, por ser a poliuretana derivada do óleo de

mamona aparentemente não degradável (KFURI et al., 2001; IGNÁCIO et al.,

2002; ZILIOTTO et al., 2003; BOLSON et al., 2005; PEREIRA-JÚNIOR et al.,

Discussão

63

2007), o que permite a manutenção do formato, produzir poros durante a fase

de expansão e possuir uma reação exotérmica não elevada (BIOSTEOO,

2006), apresenta características desejáveis para as cirurgias craniofaciais,

especialmente para substituição óssea em áreas sem suporte de carga.

Ressalta-se que em cirurgias craniofaciais a opção, em geral, é pelo

polimetilmetacrilato poroso, cuja formulação se assemelha a do cimento ósseo,

com metilmetacrilato líquido e pó de polimetilmetacrilato, acrescido, no entanto,

de um gel de carboximetilcelulose biodegradável aquoso, utilizado para criar

poros no cimento quando curado (BRUENS et al., 2003). Os poros permitiriam

o crescimento ósseo, resultando em provável melhora da fixação da prótese

(BRUENS et al., 2003). No caso da poliuretana, há estudos afirmando que os

poros favorecem o crescimento de tecido osteogênico e maior fixação do

implante (CAVALIERI, 2000; IGNÁCIO et al., 2002; LEONEL et al., 2003;

LEONEL et al., 2004). Entretanto, mais estudos são necessários, já que os

poros são produzidos de forma não homogênea (LEONEL et al., 2003;

BIOOSTEO, 2006). Conforme Lu et al. (1999), 20µm é o tamanho mínimo que

um poro deve ter para facilitar a penetração celular, contudo para favorecer a

formação de novo osso, este deve ser superior a 50µm.

Adicionalmente, embora o valor da temperatura durante a

polimerização não tenha sido objeto de teste no presente estudo, segundo

indicações do fabricante a reação exotérmica do polímero de mamona no

estado de modelagem atinge 60oC no interior e, 40oC na superfície da

biomassa (BIOOSTEO, 2006). Por sua vez, dependendo da espessura da

camada de cimento acrílico, a temperatura na interface osso-cimento tem sido

reportada entre 40oC e 110oC (SCALES, 1968; BERMAN et al., 1984;

CALANDRUCCIO, 1989; BELKOFF e MOLLOY, 2003). Desta forma, a

temperatura de polimerização mais baixa da poliuretana derivada do óleo de

mamona seria uma das vantagens do produto, uma vez que a exposição óssea

à altas temperaturas, como observada com o emprego do cimento acrílico, tem

sido associada à necrose óssea e lesão tecidual, com conseqüente perda da

fixação prostética (LINTNER et al., 1982; DUNNE e ORR, 2002; FUKUSHIMA

et al., 2002).

CONCLUSÕES

Conclusões

65

7 CONCLUSÕES

Nas condições em que foi realizado este trabalho e baseando-se

nos resultados obtidos, conclui-se que:

1 não há efeito do tempo nas propriedades mecânicas de compressão e

dobramento em todos os compósitos avaliados;

2 na resistência mecânica à compressão a poliuretana com catalisador

suporta mais carga que o polimetilmetacrilato.

REFERÊNCIAS

Referências 67

8 REFERÊNCIAS∗∗∗∗

ALBREKTSSON, T.; LINDER, L. Bone injury caused by curing bone cement.

Clin. Orthop. Rel. Res., v.183, p.280-287, 1984.

ANVISA – Agência Nacional de Vigilância Sanitária. Poliquil. Brasília, 2005.

Disponível em: <http://e-legis.bvs.br/leisref/public/showAct.php?id=17062>.

Acesso em: 19 jun. 2005.

ASSOCIAÇÃO BRASILEIRA DE NORMAS TÉCNICAS. Implantes para

cirurgia: cimentos de resina acrílica: NBR ISSO 5833. Rio de Janeiro, 1998,

17p.

BARROS, V.M.; ROSA, A.L.; BELOTI, M.M.; CHIERICHE, G. In vivo

biocompatibility of three different chemical compositions of Ricinus communis

polyurethane. J. Biomed. Mater Res. A., v.67, n.1, p.235-239, 2003.

BELKOFF, S.F.; MOLLOY, S. Temperature measurement during polymerization

of polymethylmethacrylate cement used for vertebroplasty. Spine, v.28, n.14,

p.1555-1559, 2003.

BELOTI, M.M.; HIRAKI, K.R.; BARROS,V.M.; ROSA, A.L. Effect of the chemical

composition of Ricinus communis polyurethane on rat bone marrow cell

∗ASSOCIAÇÃO BRASILEIRA DE NORMAS TÉCNICAS. NBR 6023: informação e documentação - Referências - Elaboração. Rio de Janeiro, 2002. 24p. BIOSIS. Serial sources for the BIOSIS preview database. Philadelphia, 1996. 468p.

Referências 68

attachment, proliferation, and differentiation. J. Biomed. Mater. Res. A., v.64,

n.1, p.171-176, 2003.

BENNETT, D.; MURPHY, D.; QUINLAN, W. Cemented acetabular component

fixation – The relationship between cement viscosity and interdigitation. J. Bone

Joint Surg. Br., v.80, n.2, p.184, 1998.

BERMAN, A.T.; REID, J.S.; YANICKO, D.R.; SIH, G.C.; ZIMMERMAN, M.R.

Thermally induced bone necrosis in rabbits. Relation to implant failure in

humans. Clin. Orthop., n.186, p.284-292, 1984.

BIOOSTEO®: substitutivo ósseo natural. Jaú, 2006. Disponível em:

<http://www.biomecanica.com.br> . Acesso em: 20 dez. 2006.

BLOCK, J.E.; STUBBS, H.A. Reducing the risk of deep wound infection in

primary joint arthroplasty with antibiotic bone cement. Orthop., v.28, n.11,

p.1334-45, 2005.

BOECKER-NETO, R.J.; GABRIELLI, M.F.; SHIBLI, J.A.; MARCANTONIO, E.;

LIA, R.C.; MARCANTONIO Jr., E. Histomorphometric evaluation of human

sinus floor augmentation healing responses to placement of calcium phosphate

or Ricinus communis polymer associates with autogenous bone. Clin. Implant.

Dent. Relat. Res., v.7, n.4, p.181-188, 2005.

BOLSON, J.; SCHOSSLER, J.E.; ORNES, R.C.; MOTTIN, V.; ALBERTI, T.

Clinical, radiological, macroscopical and histological analysis of domestic quail

(Coturnix japonica) humerus submitted to implant of polyurethane from castor

oil polymer (Ricinnus communis). Ciênc. Rural, v.35, n.5, p.1123-1130, 2005.

BRUENS, M.L.; PIETERMAN, H.; de WIJN, J.R.; VAANDRAGER, J.M. Porous

polymethylmethacrylate as bone substitute in the craniofacial area. J. Cranifac.

Surg., v.14, n.1, p.63-68, 2003.

Referências 69

CALANDRUCCIO, R.A. Artroplastia do quadril. In: CRENSHAW, A.H. Cirurgia

ortopédica de Campbell. São Paulo: Manole, 1989. p.1265-1564.

CARUZO, S.L.; ROSLINDO, N.C. Implantes de resina poliuretana vegetal em

arco zigomático de ratos. Estudo histológico. In: JORNADA ACADÊMICA DE

ARARAQUARA, 9, 1995, Araraquara. Anais... Araraquara: UNESP, 1995.

p.116.

CARVALHO, T.L.; TEOFILO, J.M.; ARAÚJO, C.A.; BRENTEGANI, L.G.

Chronology of alveolar healing following immediate implantation of Ricinus

communis polyurethane resin: histometric analysis in rats. J. Biomed. Mater.

Res. A., v.37, n.4, p.449-452, 1997a.

CARVALHO, T.L.; TEOFILO, J.M.; ARAÚJO, C.A.; BRENTEGANI, L.G.

Histologic and histometric evaluation of rat alveolar wound healing around

polyurethane resin implants. Int. J. Oral Maxillofac. Surg., v.26, n.2, p.149-152,

1997b.

CALIXTO, R.F.E.; TEÓFILO, J.M.; BRENTEGANI, L.G.; CARVALHO, T.L.L.

Implantation of flakes of castor oil resin in rat dental alveolus. Pesqui. Odontol.

Bras., v.15, n.3, p.257-262, 2001.

CAVALIERI, I. Process osseous reparation studies between the implants of

mamona polymer, acrylic resin thermo activate and osseous cement in rabbits

tibias. 2000. 110f. Dissertação (Mestrado) – Faculdade de Odontologia,

Universidade Estadual Paulista, São José dos Campos.

CHOHFI, M.; LANGLAIS, F. O cimento ortopédico associado à vancomicina:

comportamento mecânico e difusão do antibiótico. Rev. Bras. Ortop., v.29, n.6,

p.363-370, 1994.

CLARO NETO, S. Caracterizações físico-química de um poliuretano derivado

de óleo de mamona utilizado para implantes ósseos. 1997. 127f. Tese

(Doutorado) – Instituto de Química, Universidade de de São Paulo, São Carlos.

Referências 70

DEB, S.; VAZQUEZ, B.; BONFIELD, W. Effect of crosslinking agents on

poly(ethylmethacrylate) bone cements. J. Mater. Sci. Mater. Med., v.8, n.12,

p.829-33, 1997.

DEB, S.; AIYATHURAI, L.; ROETHER, J.A.; LUKLINSKA, Z.B. Development of

high-viscosity, two-paste bioactive bone cements. Biomaterials, n.26, p.3713-

3718, 2005.

DEE, C.K.; PULEO, D.A.; BIZIOS, R. Biomaterials. In: _____. An introduction to

tissue-biomaterial interactions. New Jersey: John Wiley & Sons, 2002. Chap.1,

p.1-13.

DEL CARLO, R.J.; KAWATA, D.; VITORIA, M.I.V.; OLIVEIRA, D.R.; SILVA,

A.S.; MARCHESI, D.R.; GALVÃO, S.R.; AZEVEDO, P.; MONTEIRO, B.S.

Castor oil plant polymer and calcium associated or not to autogenous bone

marrow in bone gaps repair. Ciênc. Rural, v.33, n.6, p.1081-1088, 2003.

DEMIAN, H.W.; McDERMOTT, K. Regulatory perspective on characterization

and testing of orthopedic bone cements. Biomaterials, n.19, p.1607-1618, 1998.

DUNNE, N.J.; ORR, J.F. Curing characteristics of acrylic bone cement. J.

Mater. Sci. Mater. Med., n.13, p.17-22, 2002.

FELBECK, D.K. Introdução aos mecanismos de resistência mecânica. São

Paulo: Edgard Blucher, 1971. 147p.

FERNEDA, A.B.; COSTA, R.R.C.; TITA, V.; PROENÇA, S.P.B.; CARVALHO,

J.; PURQUERIO, B.M. Compression tests of castor oil biopolymer. Mat. Res.,

v.9, n.3, p.327-334, 2006.

FERREIRA, A.B.H. Novo dicionário da língua portuguesa. 2ed. rev aum. Rio de

Janeiro: Nova Fronteira, 1986.

Referências 71

FIGUEIREDO, A.S.; FAGUNDES, D.J.; NOVO, N.F.; INOUYE, C.M.; TAKITA,

L.C.; SASSIOTO, M.C.P. Devitalized bovine bone, porous coralline

hydroxyapatite, castor beans polyurethane and autograft implants in rabbits.

Acta Cir. Bras., v.19, n.4, p.370-382, 2004.

FRAZER, R.Q.; BYRON, R.T.; OSBORNE, P.B.; WEST, K.P. PMMA: an

essential material in medicine and dentistry. J. Long Term Eff. Med. Implants,

v.15, n.6, p.629-639, 2005.

FUKUSHIMA, H.; HASHIMOTO, Y.; YOSHIYA, S.; KUROSAKA, M.;

MATSUDA, M.; KAWAMURA, S.; IWATSUBO, T. Conduction analysis of

cement interface temperature in total knee arthroplasty. Kobe J. Med. Sci., v.48,

p.63-72, 2002.

GATES, E.I.; CARTER, D.R.; HARRIS, W.H. Comparative fatigue behavior of

different bone cements. Clin. Orthop., n.189, p.294-299, 1984.

GEIGER, M.H.; KEATING, M.E.; RITTER, M.A.; GINTHER, J.A.; FARIS, P.M.;

MEDING, J.B. The clinical significance of vacuum mixing bone cement. Clin.

Orthop., n.382, p.258-266, 2001.

GRAHAM, J.; PRUITT, L.; RIES, M.; GUNDIAH, N. Fracture and fatigue

properties of acrylic bone cement. J. Arthroplasty, v.15, n.8, p.1028-1035, 2000.

HANSSEN, A. Prophylactic use of antibiotic bone cement an emerging

standard— in opposition1. J. Arthroplasty, v.19, n.4, p.73-77, 2004.

HAAS, S.S.; BRAUER, G.M.; DICKSON, G. A characterization of

polymethylmethacrylate bone cement. J. Bone Joint Surg. Am., v.57, n.3, p.380-

391, 1975.

HOLM, N.J. The modulus of elasticity and flexural strength of some acrylic bone

cements. Acta Orthop. Scad., n.48, p.436-442, 1977.

Referências 72

IGNÁCIO, H. Utilização do cimento derivado do polímero da mamona no

preenchimento de falha óssea. Estudo experimental em coelhos. 1995. 89f.

Dissertação (Mestrado) – Faculdade de Medicina, Universidade de São Paulo,

Ribeirão Preto.

IGNÁCIO, H.; MAZZER, N.; BARBIERI, C.H.; CHIERICI, G. Estudos sobre a

aplicabilidade médica da poliuretana derivada da mamona. Resenha Ortop.,

v.6, p.10-12, 1996.

IGNÁCIO, H.; MAZZER, N.; BARBIERI, C.H.; CHIERICE, G.O. Use of compact

and porous castor oil polyurethane in the filling of bone defects. Experimental

study in dogs. Rev. Bras. Ortop., v.37, n.5, p.187-194, 2002.

ISHIHARA, S.; MCEVILY, A.J.; GOSHIMA, T.; KANEKASU, K.; NARA, T. On

fatigue lifetimes and fatigue crack growth behavior of bone cement. Mater. Sci.

Mater. Med., n.11, p.661-666, 2000.

JACQUES, J.W.; FAGUNDES, D.J.; FIGUEIREDO, A.S.; INOUYE, C.M.;

SCAPULATEMPO, R.P.; SASSIOTO, M.C.P. The role of the ricin polyurethane

as substitute of the bone autogenous graft in rabbits. Rev. Col. Bras. Cir., v.31,

n.4, p.236-241, 2004.

JANSSEN, D.; AQUARIUS, R.; STOLK, J.; VERDONSCHOT, N. The

contradictory effects of pores on fatigue cracking of bone cement. J. Biomed.

Mater. Res. B, v.74, n.2, p.747-753, 2005.

JEFFERISS, C.D.; LEE, A.J.C.; LING, R.S.M. Thermal aspects of self-curing

polymethylmethacrylate. J. Bone Joint Surg. Br., v.57, n.4, p.511-518, 1975.

KFURI JR., M.; PACCOLA, C.A.J.; CHIERICE, G.O.; SHIMANO, A.C.

Comparison between absorbable polyparadioxanone and castor oil

polyurethane pins in the fixation of distal femur osteotomies in rabbits. Rev.

Bras. Ortop., v.36, n.4, p.125-131, 2001.

Referências 73

KLEIN, R.W.; SCOTT, C.P.; HIGHAM, P.A. The strength of acrylic bone cement

cured under thumb pressure. Biomaterials, n.25, p.943-947, 2004.

KONIG JUNIOR, B.; FORGER, S.E.; MASCARO, M.B.; BECK, T.J.

Biocompability of the polyurethane resin of the castor bean inserted into the

alveolar bone of the dog. Ann. Anat., v.181, n.6, p.581-584, 1999.

KURDY, N.M.G.; HODGKINSON, J.P.; HAYNES, R. Acrylic bone-cement.

Influence of mixer design and unmixed powder. J. Arthroplasty, v.11, n.7, p.813-

819, 1996.

LARANJEIRA, M.G.; REZENDE, C.M.F.; SÁ, M.J.C.; SILVA, C.M. Implantes de

resina de poliuretana vegetal (Ricinus communis) na tração linear, fixação e

fusão vertebral no cão: estudo experimental. Arq. Bras. Med. Vet. Zootec., v.56,

n.5, p.602-609, 2004.

LATOUR JR., R.A. Composites. In: von RECUM, A.F. Handbook of biomaterials

evaluation: scientific, technical, and clinical testing of implants materials. 2.ed.

New York: Taylor & Francis,1999. Chap.3, p.51-63.

LAUREANO FILHO, J.R. Comparação entre a matriz óssea desmineralizada e

a poliuretana derivada do óleo de mamona sobre o processo de regeneração

óssea. Estudo histológico e histométrico em calvária de coelhos. 2001. 106f.

Tese (Doutorado) – Faculdade de Odontologia, Universidade de Campinas,

Campinas.

LEE, A.J.C.; LING, R.S.M.; WRIGHTON, J.D. Some properties of

polymethylmethacrylate with reference to its use in orthopedic surgery. Clin.

Orthop. Rel. Res., v.95, p.281-287, 1973.

LEONEL, E.C.F.; MANGILLI, P.D.; RAMALHO, L.T.O.; ANDRADE SOBRINHO,

J. The importance of the internal porosity of the castor bean polymer in the

bone neoformation – Study in rats. Cienc. Odontol. Bras., v.6, n.3, p.19-25,

2003.

Referências 74

LEONEL, E.C.F.; PORCIÚNCULA, H.F.; ANDRADE SOBRINHO, J.;

RAMALHO, L.T.O.; MANGILLI, P.D.; RAPOPORT, A. The action of the castor

bean polymer during the bone neoformation. Acta Cir. Bras., v.19, n.4, p.342-

349, 2004.

LEWIS, G. Effect of mixing method and storage temperature of cement

constituents on the fatigue and porosity of acrylic bone cement. J. Biomed.

Mater. Res., v.48, n.2, p.143-149, 1999.

LINDÉN, U.; GILLQUIST, J. Air inclusion in bone cement. Importance of the

mixing technique. Clin. Orthop., n.247, p.148-151, 1989.

LINDÉN, U. Mechanical properties of bone cement. Clin. Orthop., n.272, p.274-

278, 1991.

LINDER, L. Reaction of bone to the acute chemical trauma of bone cement. J.

Bone Joint Surg. Am., v.59, n.1, p.82-87, 1977.

LING, R.S.M.; LEE, A.J.C. Porosity reduction in acrylic cement is clinically

irrelevant. Clin. Orthop., n.355, p.249-253, 1998.

LINTNER, F.; BOSCH, P.; BRAND, G. Histological examinations of remodelling

proceedings on the cement-bone surface of endoprosthesis after implantation

from 3-10 years. Pathol. Res. Pract., v.173, n.4, p.376-389, 1982.

LU, J.X.; FLAUTRE, B.; ANSELME, K.; HARDOUIN, P.; GALLUR, A.;

DESCAMPS, M.; THIERRY, B. Role of interconnections in porous bioceramics

on bone recolonization in vitro and in vivo. J. Mater. Sci. Mater. Med., v.10, n.2,

p.11-120, 1999.

LYMAN, D.J. Polymers. In: von RECUM, A.F. Handbook of biomaterials

evaluation: scientific, technical, and clinical testing of implants materials. 2.ed.

New York: Taylor & Francis,1999. Chap.2, p.37-49.

Referências 75

McCASKIE, A.W.; RICHARDSON, J.B.; GREGG, P.J. Further uses of

polymethylmethacrylate in orthopaedic surgery. J. R. Coll. Surg. Edinb., v.43,

p.37-39, 1998.

MANO, E.B. Introdução a polímeros. In:__. São Paulo: Edgard Blucher, 1985.

Chap.3, p.13-15.

MARIA, P.P.; PADILHA FILHO, J.G.; CASTRO, M.B. Macroscopic and

histopathologic evaluations of the use of polyurethane resins derived from

castor oil (Ricinus communis) applied in the tibia of the puppies. Acta Cir. Bras.,

v.18, n.4, p.332-336, 2003.

MARTINEZ, S.A.; LINCOLN, J.D.; SHIH, M.S.; PADILHA FILHO, J.G.;

CHIERICE, G.O. A comparison of the osteoconductive potential of a castor

bean-based polymer to autogenic cancellous bone graft in dogs: a pilot study.

In: WORLD VETERINARY ORTHOPAEDIC CONGRESS, 2., ANNUAL VOS

MEETING, 33., 1996, Keystone. Proceedings…Colorado (USA), 1996. p.227.

NORMAN, G.R.; STREINER, D.L. Biostatistics: the bare essentials. St Louis:

Mosby Year Book, 1994. 260p.

NUSSBAUM, D.A.; GAILLOUD, P.; MURPHY, K. The chemistry of acrylic bone

cements and implications for clinical use in image-guided therapy. J. Vasc.

Interv. Radiol., v.15, p.121-126, 2004.

OLIVEIRA, M.F.; UEDA, J.K.; REZENDE, D.; SCARSO FILHO, J. Estudo

comparativo entre a reparação de um biomaterial baseado em poliuretana

derivada do óleo de mamona e do osso autógeno implantados em sítios

realizados na calvária de coelhos. In: JORNADA ACADÊMICA DE

ARARAQUARA, 9., 1995, Araraquara. Anais... Araraquara: UNESP, 1995.

p.74.

Referências 76

OHARA G.H.; KOJIMA, K.E.; ROSSI, J.C.; TELLES, M.; SOARES, T.V.C.;

SALOMÃO, C.; SANDA, M. Estudo experimental da biocompatibilidade do

polímero poliuretano da mamona implantada intra-óssea e intra-articular em

coelhos. Acta Ortop. Bras., v.3, n.2, p.62-68, 1995.

PASCOTINI, M.R. Análise comparativa das propriedades mecânicas do

cimento acrílico com preparo manual ou centrifugado, em diferentes

temperaturas. 2001. 104f. Dissertação (Mestrado) – Faculdade de Medicina,

Universidade do Estado de São Paulo, Botucatu.

PEREIRA-JUNIOR, O.C.M.; RAHAL, S.C.; FELISBINO, S.L.; IAMAGUTI, P.;

PAVAN, P.T.; VULCANO, L.C. Comparison between polyurethanes containing

castor oil (soft segment) and cancellous bone autograft in the treatment of

segmental bone defect induced in rabbits. J. Biomater. Appl., n.21, p.283-297,

2007.

PUGH, J.; DEE, R. Properties of musculoskeletal tissues and biomaterials. In:

DEE, R.; MANGO, E.; HURST, L.C. Principles of orthopaedic practice. New

York: McGraw-Hill, 1988. chap.16, p.134-146.

REZENDE, C.M.F.; SILVA, M.C.; LARANJEIRA, M.G.; BORGES, A.P.B. An

experimental study of polyurethane of castor-oil plant (Ricinus communis) as a

partial substitute of the common calcaneous tendon in rabbits (Oryctogalus

cuniculus). Arq. Bras. Med. Vet. Zootec., v.53, n.6, p.695-700, 2001.

ROUSH, J.K. Biomaterials and surgical implants. In: SLATTER, D.H. Textbook

of small animal surgery. Philadelphia: Saunders, 2003. Chap. 9, p.141-148.

ROSSI, J.D.M.B.A.; LEIVAS, T.P.; CAMARGO, O.P.; FERREIRA, L.F.A.;

CATENA, R.S. Estudo comparativo de compósitos de cimento acrílico e

polietileno. Rev. Bras. Ortop., v.22, n.5, p.139-143, 1987.

Referências 77

ROSSI, J.D.M.B.A.; COSTA, R.C.; LEIVAS, T.P. Mechanical evaluation of

hydroxyapatite-polymethylmethacrylate composites. Rev. Bras. Ortop., v.28,

n.3, p.167-171, 1993.

SABINO, M.A.; AJAMI, D.; SALIH, V.; NAZHAT, S.N.; VARGAS-CORONADO,

R.; CAUICH-RODRÍGUEZ, J.V.; GINEBRA, M.P. Physicochemical, mechanical,

and biological properties of bone cements prepared with functionalized

methacrylates. J. Biomater. Appl., v.19, p.147-161, 2004.

SAHA, S.; PAL, S. Mechanical properties of bone cement: a rewiew. J. Biomed.

Mat. Res., v.18, n.4, p. 435-462, 1984.

SCALES, J.T. Acrylic bone cement – bond or plug ? J. Bone Joint Surg. Br.,

v.57, n.4, p.698-700, 1968.

SILVA, R.V.; BOSE FILHO, W.W.; CHIERICE, G.O.; SPINELLI, D. Poliuretano

derivado do óleo de mamona – Tenacidade à fratura e morfologia da superfície

de fratura. In: SIMPÓSIO EM CIÊNCIA E ENGENHARIA DE MATERIAIS, 4.,

2001, São Carlos. Anais...São Carlos: USP, 2001. p.149-150.

SMEDS, S.; GOERTZEN, D.; IVARSSON, I. Influence of temperature and

vacuum mixing on bone cement properties. Clin. Orthop., n.334, p.326-334,

1997.

SMITH, G.K. Orthopaedic Biomaterials. In: NEWTON, C.D.; NUNAMAKER,

D.M. Textbook of small animal orthopaedics. Philadelphia: Lippincott, 1985.

Chap.13, p.231-241.

STERLING, G.J.; CRAWFORD, S.; POTTER, J.H.; KOERBIN, G.;

CRAWFORD, R. Pharmacokinetics of Simplex-tobramycin bone cement. J.

Bone Joint Surg. Br., v.85, n.5, p.646-649, 2003.

TEIXEIRA, H. M.; RAMALHO, L.T.O. Reação à resina vegetal de mamona

durante o processo de reparo em defeitos ósseos induzidos no corpo da

Referências 78

mandíbula. In: JORNADA ACADÊMICA DE ARARAQUARA, 9., 1995,

Araraquara. Anais... Araraquara: UNESP, 1995. p.117.

VILARINHO, R.H.; HETEM, S. Comportamento dos tecidos oculares frente ao

implante de poliuretana vegetal. In: JORNADA ACADÊMICA DE

ARARAQUARA, 9., 1995, Araraquara. Anais... Araraquara: UNESP, 1995.

p.105.

ZAR, J.H. Biostatistical analysis. New Jersey: Prentice Hall, 1999. 663p.

ZILIOTTO, L.; DALECK, C.R.; PADILHA FILHO, J.G.; SOUZA, A.P.;

FANTINATTI, A.P.; DINIZ, P.P.V.P. A limb sparing surgery with the use of a

cortical allograft preserved in glicerin: an experimental study in dogs. Acta Cir.

Bras., v.18, n.2, p.107-115, 2003.

ANEXOS

Anexos

80

9 ANEXOS

Anexo 1 - Certificado da Câmara de Ética em Experimentação animal

(protocolo n° 80/2006- CEEA)

Anexos

81

Anexo 2 – Associação Brasileira de Normas Técnicas (ABNT) NBR ISSO 5833

– Implantes para cirurgia – Cimentos de Resina Acrílica (1998).

Anexos

82

Anexo 3 – Cimento ortopédico Biomecânica

Anexos

83

Anexo 4 – BIOOSTEO® Substitutivo ósseo Natural

1

Análise comparativa das propriedades mecânicas do cimento ósseo e

da poliuretana de mamona com e sem catalisador Comparative analysis of the mechanical properties of bone cement and polyurethanes

containing castor oil either with or without catalysator

A.F.M. LimaI *; S.C. RahalI,; S.S. MullerII; M.C.E. Correa. I

IFaculdade de Medicina Veterinária e Zootecnia – UNESP Rubião Júnior s/n 18618-000

- Botucatu, SP IIFaculdade de Medicina de Botucatu - UNESP

RESUMO

Com a finalidade de avaliar as propriedades mecânicas da poliuretana de mamona com

ou sem catalisador e compará-las com o cimento ósseo (polimetilmetacrilato) foram

estabelecidos três grupos experimentais, de acordo com o tipo de corpo de prova

(cilindros e barras) e polímero utilizado, que foram posteriormente subdivididos

conforme o tempo após produção (24, 48 e 72 horas). Estudaram-se a carga máxima e a

tensão à compressão e o módulo e a resistência ao dobramento. Os resultados obtidos

foram analisados estatisticamente e demonstraram que não houve diferenças nos valores

de resistência à compressão ou ao dobramento às 24, 48 e 72 horas após a produção dos

corpos de prova; a poliuretana com catalisador foi a mais resistente nos ensaios de

compressão, apresentou módulo de dobramento semelhante ao polimetilmetacrilato e

resistência ao dobramento superior a poliuretana sem catalisador; a variação do

comportamento da poliuretana com ou sem catalisador comprometeu a avaliação do

desempenho mecânico. Sendo assim, foi possível concluir que o tempo não alterou as

propriedades mecânicas dos compósitos avaliados; o catalisador melhorou o

desempenho mecânico da poliuretana de mamona; na resistência mecânica à

compressão a poliuretana com catalisador suportou mais carga que o


Palavras-chave: poliuretana de mamona, biomaterial, resistência mecânica,

polimetilmetacrilato

2

ABSTRACT

The aim of this tudy was to evaluate the mechanical properties of the polyurethanes

containing castor oil either with or without catalysator and to compare them with the

bone cement (polymethylmetacrylate). According to proof body type (cylinders or bars)

and polymer were established three experimental groups. In addition, these groups were

subdivided according to the time after production (24, 48 and 72 hours). The

compression assay evaluated the maximum load and tension, and the folding assay

evaluated the folding module and resistance. Statiscally the results showed that occured

no difference of the compression and the folding assays at 24, 48, and 72 hours after

proof body production; the polyurethane containing castor oil with catalysator was the

most resistant to compression assays, it had folding module similar to

polymethylmetacrylate, and higher folding resistance than polyurethane containing

castor oil without catalysator; the behaviour variation of the polyurethanes containing

castor oil either with or without catalysator compromised their mechanical evaluation.

In conclusion, the time did not altere with the mechanical properties of the evaluated

composites; the catalysator improved the mechanical properties of the polyurethane

containing castor oil; the polyurethane containing castor oil with catalysator supported

more load at mechanical resistance assay to the compression than the

polymethylmetacrylate.

Keywords: castor oil polyurethane, biomaterial, mechanical resistance,

polymethylmetacrylate.

3

INTRODUÇÃO

O cimento ósseo polimetilmetacrilato é amplamente utilizado em procedimentos

ortopédicos, seja para a fixação de próteses ou parafusos ao osso, como preenchedor de

cavidades ósseas e defeitos cranianos e para estabilizar vértebras em pacientes

osteoporóticos (Nussbaum et al., 2004; Frazer et al., 2005). Alguns problemas

associados ao produto são a osteonecrose induzida no momento da polimerização e as

reações de corpo estranho (Lintner et al., 1982). Além disso, a resistência do material é

dependente não apenas de sua composição química, mas da forma como é misturado e

manipulado, da forma de aplicação, a temperatura local e outras substâncias a ele

incluída, tais como antibióticos ou produtos radiopacos (Demian e McDermott, 1998;

Lewis, 1999; Nussbaum et al., 2004).

No ano de 1984 foi divulgado o desenvolvimento da poliuretana vegetal,

derivada do óleo extraído de sementes da mamona, pelo grupo de Química Analítica e

Tecnologia de Polímeros da Universidade de São Paulo, cidade de São Carlos, sob

coordenação do professor Gilberto Chierici (Ignácio et al., 1995). Atualmente esta

poliuretana é vendida comercialmente no mercado nacional pela Biomecânica, com o

nome de BIOOSTEO® (Bioosteo, 2006), e pela Poliquil Araraquara Polímeros

Químicos Ltda. (Anvisa, 2005). Por ser um produto versátil, pode ser preparado

previamente com diferentes consistências e formas ou utilizado no momento da

intervenção como um cimento ósseo (Ignácio et al., 1995). Entre as suas indicações

clínicas incluem-se a fixação de próteses, a reconstituição e o preenchimento de espaços

ósseos (Bioosteo, 2006) sendo, portanto, em algumas situações uma alternativa ao


Como no momento ainda faltam estudos das propriedades da poliuretana derivada

do óleo de mamona, a proposta do presente trabalho foi avaliar o comportamento

mecânico do produto tendo por variáveis o tempo de produção e a presença de

catalisador, e utilizando como padrão comparativo o polimetilmetacrilato.

4

MATERIAL E MÉTODOS

Foram estabelecidos três grupos experimentais, de acordo com o tipo de corpo de

prova (cilindro e barra) e polímero utilizado, que foram posteriormente subdivididos

conforme o tempo de cura, a saber:

Corpos de prova cilíndricos:

Grupo 1 (n=30): polimetilmetacrilato (PMMA). Subgrupo com 10 unidades cada:

PMMA24, PMMA48 e PMMA72 horas.

Grupo 2 (n=30): poliuretana derivada do óleo de mamona sem catalisador (BO).

Subgrupo com 10 unidades cada: BO24, BO48 e BO72 horas.

Grupo 3 (n=30): poliuretana derivada do óleo de mamona com catalisador (PC).

Subgrupo com 10 unidades cada: PC24, PC48 e PC72 horas.

Corpos de prova em forma de barra:

Grupo 1 (n=21): polimetilmetacrilato (PMMA). Subgrupo com sete unidades cada:

PMMA24, PMMA48 e PMMA72 horas.

Grupo 2 (n=21): poliuretana derivada do óleo de mamona sem catalisador (BO).

Subgrupo com sete unidades cada: BO24, BO48 e BO72 horas.

Grupo 3 (n=21): poliuretana derivada do óleo de mamona com catalisador (PC).

Subgrupo com sete unidades cada: PC24, PC48 e PC72 horas.

Todos os corpos de prova foram confeccionados por um mesmo técnico nos

laboratórios da indústria Biomecânica1, em sala climatizada na temperatura de 23ºC,

sem controle de umidade ambiente, baseado na norma ISO 5833. Para a produção dos

corpos de prova em forma de cilindros foi utilizada uma matriz de polietileno dotada de

quatro cavidades com 12 mm de comprimento e 6 mm de diâmetro, e para os em forma

de barra empregou-se uma matriz de polietileno dotada de três cavidades de 75 mm de

comprimento e 65 mm de largura e 3,3 mm de espessura. Utilizou-se cimento ósseo2

radiopaco de baixa viscosidade, com tempo de adesividade de 3 a 5 minutos e tempo de

polimerização em média de 15 minutos. O componente líquido constituiu-se de

metilmetacrilato (98,215%), nn dimethyl-p-toluidine (0,816%), álcool etílico (0,945%), 1 Biomecânica Ind. e Com. de Produtos Ortopédicos Ltda. Rua Dois, s/n 1º Distrito

Industrial – Jaú, SP. 2 Cimento ortopédico Biomecânica - Biomecânica Ind. e Com. de Produtos Ortopédicos

Ltda. Rua Dois, s/n 1º Distrito Industrial – Jaú, SP.

5

ácido ascórbico (0,022%) e hidroquinona (0,002%), e o componente pó de

polimetilmetacrilato (87,5%), sulfato de bário (10,0%) e peróxido de benzoil (2,50%).

A poliuretana derivada do óleo de mamona sem catalisador (BO3) compunha-se

de pré-polimero (34,5%), poliol (31%) e carbonato de cálcio (34,5%), com densidade

final de 0,068 g/cm3, e a poliuretana derivada do óleo de mamona com catalisador (PC)

de pré-polímero (38,5%), poliol (27%), carbonato de cálcio (34,5%) e catalisador

(0,05%), com densidade final de 0,085 g/cm3.

ENSAIO MECÂNICO

Os ensaios foram efetuados em Máquina Universal de Ensaios Mecânicos2

(EMIC DL 10000), com a seguinte padronização: célula de carga de 5000 N; sentido

compressão; velocidade de aplicação da carga de 20 mm/min para os ensaios de

resistência a compressão e 5mm/min para ensaios de resistência ao dobramento,

conforme especificado pela norma ISO 5833:1992.

Cada cilindro utilizado para o ensaio de compressão foi colocado entre dois

suportes metálicos apoiados numa base de madeira. O cabeçote proximal da máquina de

ensaio foi movimentado promovendo compressão axial do corpo de prova até ocorrer

cisalhamento. A carga e a deformação foram obtidas no limite de resistência máxima à

compressão, com o auxílio de software do próprio fabricante. O índice de rigidez

(coeficiente de proporcionalidade) correspondeu a tangente física da inclinação da curva

e na base linear do diagrama carga X deformação. A deformação percentual foi

calculada dividindo-se o valor da deformação pelo comprimento inicial do corpo de

prova.

Cada barra utilizada nos ensaios de dobramento foi montada sobre suporte de

madeira, com apoio em dois pontos, que continha no ponto médio um sensor de

deslocamento adaptado ao relógio controlador. No cabeçote proximal da máquina de

ensaio foi rosqueada uma peça de aço inoxidável com dois pontos para aplicação da

carga, o que configurou a montagem para ensaio em flexão em quatro pontos. O módulo

de dobramento foi calculado pelo diagrama carga-deformação, em que foram efetuadas

3 BIOOSTEO - Biomecânica Ind. e Com. de Produtos Ortopédicos Ltda. Rua Dois, s/n

1º Distrito Industrial – Jaú, SP.

6

as deflexões de 15N e 50N. Para o cálculo dos valores do módulo de dobramento (E) foi

utilizada a equação:

Onde: �F é a faixa de carga (50N – 15N = 35N); a é a distância entre os pontos

de carga internos e externos (20mm); f é a diferença entre as deflexões sob as cargas de

15N e 50N, em milímetros; h é a espessura média da barra, em milímetros; b é a largura

média da barra, em milímetros; l é a distância entre os pontos de carga externos

(60mm).

Para o cálculo dos valores da resistência ao dobramento (B), para cada corpo de

prova utilizou-se a seguinte expressão:

Onde: F é a força de medida na queda, em Newtons; a é a distância entre os

pontos de carga internos e externos (20mm); b é a largura média da barra, em mm; h é a

espessura média da barra, em mm;

ANÁLISE ESTATÍSTICA

Para o Ensaio em compressão realizou-se a técnica da análise de variância não-

paramétrica para o modelo com dois fatores e respectivo teste de comparações múltiplas

(Norman e Streiner, 1994) das variáveis Carga Máxima (N) e Tensão (MPa). Para o

Ensaio em dobramento foi efetuada a técnica da análise de variância para o modelo com

dois fatores, complementada com o teste de comparações múltiplas de Tukey, das

variáveis Módulo de Dobramento (MPa) e Resistência (MPa) (Zar, 1999).

RESULTADOS

Como a poliuretana derivada do óleo de mamona rapidamente adquire o estado

adesivo, a maior dificuldade encontrada foi no preenchimento das cavidades cilíndricas

da matriz de polietileno. Isto exigiu a produção de um maior número de corpos de

B= 3Fa bh2

E = �Fa (3l2 – 4a2) 4fbh3

7

prova, que se adequassem às exigências necessárias para os testes mecânicos. Contudo,

não houve diferenças de manipulação entre a poliuretana com ou sem catalisador.

Os valores de Carga Máxima e Tensão à compressão, Módulo de dobramento e

Resistência ao dobramento encontram-se nas Tabelas 1, 2, 3 e 4, respectivamente.

Momentos

Grupos 24h 48h 72h

PMMA 15,50 ± 2,41 aA 14,15 ± 5,27 aA 13,35 ± 4,97 aA

BO 28,44 ± 167,14 abA 28,59 ± 8,88 aA 32,05 ± 5,65 aA

PC 143,70 ± 22,80 bA 164,60 ± 16,20 bA 154,40 ± 37,45 bA


Momentos

Grupos 24h 48h 72h

PMMA 0,484 ± 0,075 aA 0,442 ± 0,165 aA 0,480 ± 0,156 aA

BO 1,006 ± 5,910 abA 1,011 ± 0,314 aA 1,134 ± 0,200 aA

PC 4,490 ± 0,714 bA 5,145 ± 0,507 bA 4,826 ± 1,171 bA


Tabela 1 - Mediana e semi-amplitude da Carga Máxima (N) de compressão, segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72 horas).

Tabela 2 - Mediana e semi-amplitude da Tensão (Mpa) em compressão, segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72 horas).

8

Momentos

Grupos 24h 48h 72h

PMMA 137,83±25,68aA 208,39±68,73 aA 173,93±78,03abA

BO 287,16±74,15 bA 541,50±184,19 bB 262,54±56,05 bA

PC 136,19±19,25 aA 196,90±30,70 aA 157,52±37,93 aA


Tabela 4 – Média e desvio padrão da Resistência ao dobramento (MPa) segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72 horas).

Momentos

Grupos 24h 48h 72h

PMMA 11,61±1,57 cA 14,39±1,00 cB 12,59±2,51 cA

BO 1,25±0,14 aA 1,21±0,31 aA 1,41±0,29 aA

PC 2,59±0,35 bA 2,57±0,54 bA 2,63±0,33 bA


Tabela 3 – Média e desvio padrão do Módulo de dobramento segundo grupos (PMMA - polimetilmetacrilato; BO - poliuretana sem catalisador; PC - poliuretana com catalisador) e momentos (24, 48 e 72 horas).

9

DISCUSSÃO

Diversas publicações referentes ao emprego do polímero de mamona estão

associadas a estudos in vivo, que analisaram biocompatibilidade, capacidade de

estimulação na neoformação óssea, osteointegração e toxicidade (Ignácio et al., 2002;

Ziliotto et al., 2003; Bolson et al., 2005; Pereira-Júnior et al., 2007), mas há poucos

relatos das suas propriedades mecânicas (Claro Neto, 1997; Silva et al., 2001; Ferneda

et al., 2006). Como uma das indicações da poliuretana de mamona é a cimentação de

próteses, preenchimento de cavidades ósseas e defeitos cranianos Bioosteo (2006),

torna-se necessária a caracterização das propriedades mecânicas comparada ao

polimetilmetacrilato, visto que este é o material mais utilizado para estes propósitos

(Nussbaum et al., 2004; Frazer et al., 2005), a despeito de algumas desvantagens

Lintner et al. (1982).

As propriedades mecânicas dos cimentos são avaliadas por testes estáticos ou

dinâmicos, que são definidos por normas internacionais (ISO 5833). Cargas cíclicas

analisam a força de fadiga e mecanismos de quebra como a propagação da fissura

Demian e McDermott (1998). Geralmente as propriedades estáticas incluem estudos das

forças de dobramento, compressão e tensão (Pugh e Dee, 1988; Demian e McDermott,

1998), que foram as investigadas no presente experimento.

Muitas variáveis como a presença de sangue e outros fluidos, acréscimo de

substâncias e método de esterilização podem afetar as propriedades mecânicas das

amostras, sendo, no entanto a maneira de preparação dos corpos de prova uma das mais

significativas Demian e McDermott (1998). Desta forma, no presente experimento os

corpos de prova foram efetuados por um único indivíduo, habituado à manipulação dos

produtos testados, que foram misturados de acordo com a indicação do bulário. A

preparação dos materiais foi realizada em ambiente sob temperatura constante, mas sem

controle de umidade. Conforme Haas et al. (1975), a variação da umidade atmosférica

de 20% para 75% não promove efeitos marcados em cimentos ósseos acrílicos

preparados em uma temperatura constante, podendo haver uma leve diminuição na fase

pastosa, tempo de endurecimento e tempo de manipulação Haas et al. (1975). Já no caso

da poliuretana de mamona, Ferneda et al. (2006) afirmaram que valores altos de

umidade podem gerar formação excessiva de bolhas, conseqüentemente pontos de

estresse e diminuição da resistência.

10

Para o cimento acrílico há várias possibilidades de formas de mistura, desde os

métodos manuais até misturas mecânicas, a vácuo e por centrifugação (Lindén, 1991;

Smeds et al., 1997; Dunne e Orr, 2002; Klein et al., 2004), porém para a poliuretana

derivada do óleo de mamona é apenas descrita a preparação manual Biosteoo (2006).

Sendo assim, optou-se pelo emprego do método manual como forma de mistura para

todas as amostras. Durante a mistura dos componentes pó e líquido do cimento ósseo é

inevitável à inclusão de ar (Haas et al., 1975; Calandruccio; 1989). Esta seria uma das

possíveis causas responsáveis pela formação de poros dentro dos espécimes, junto com

o aquecimento do monômero e a liberação de ar da solução do monômero ou do pó

Smeds (1977). Embora com algumas controvérsias, na dependência da dimensão,

localização e distribuição dos poros podem ocorrer iniciação e propagação de fissuras, o

que influenciaria no desempenho mecânica do cimento ósseo em próteses cimentadas

(Ling e Lee, 1998; Janssen et al., 2005). O consenso geral é que esforços devem ser

realizados para reduzir o número e tamanho de poros ao mínimo Demian e McDermott

(1998).

Há vários estudos associando as técnicas de mistura com o número e tamanho

dos poros do cimento (Lindén, 1991; Smeds et al., 1997; Geiger et al., 2001). A maioria

dos autores afirma que a mistura manual tem como resultado final um produto mais

poroso em relação aos demais métodos de preparo e, conseqüentemente, com

propriedades mecânicas inferiores (Lindén, 1991; Demian e McDermott, 1998;

Nussbaum et al., 2004). Portanto, os valores obtidos nos testes de resistência mecânica

efetuados no presente experimento provavelmente seriam superiores se os corpos de

prova tivessem sido preparados pela mistura mecânica ou a vácuo.

Durante a mistura dos componentes básicos da poliuretana derivada do óleo de

mamona, bolhas de ar são incorporadas ao produto, causando expansão da massa devido

ao aumento da temperatura (Claro Neto, 1997; Bioosteo, 2006). Em virtude desta

característica, no momento da confecção dos corpos de prova foi necessária a colocação

de placas metálicas sobre as matrizes, com o intuito de limitar a expansão. Vale referir

que esta expansão não previsível do produto pode estar associada aos desvios-padrões

elevados observados na análise estatística. Desta forma, seria necessário testar outras

formas de preparação do produto para minimizar a expansão e porosidade, visando

maior uniformidade, especialmente se este for aplicado para a cimentação de próteses.

11

Estatisticamente não houve diferenças nos valores de resistência à compressão

ou ao dobramento às 24, 48 e 72 horas após a produção do polimetilmetacrilato e

poliuretana com ou sem catalisador, indicando que os produtos se assemelharam com

relação à manutenção das forças nos períodos de observação avaliados. Conforme

Calandruccio (1989), o polimetilmetacrilato na temperatura corporal adquire 80% da

sua resistência em aproximadamente 15 minutos após a mistura e a resistência final é

obtida em 18 a 24 horas. Com relação à poliuretana derivada do óleo de mamona,

segundo informações do fabricante Bioosteo (2006), o endurecimento ocorre entre 15 e

20 minutos, fato constatado durante o processamento dos corpos de prova. Contudo,

segundo Claro Neto (1997) o tempo final de cura da poliuretana ocorre com 48 horas.

No ensaio mecânico de compressão a poliuretana sem catalisador apresentou-se

semelhante ao polimetilmetacrilato quanto as variáveis Carga Máxima (N) e Tensão

(MPa). Contudo, o alto desvio padrão verificado em algumas das análises da

poliuretana, indicou não homogeneidade de comportamento mecânico entre os corpos

de prova, o que provavelmente está associada às características do produto e

manipulação com relação à formação de bolhas de ar durante a polimerização, como

referido anteriormente. Essa falta de homogeneidade do produto indica que este deve

ser aplicado com ressalvas nos casos de solicitação mecânica elevada.

A poliuretana com catalisador apresentou, em todos os momentos de avaliação

no ensaio mecânico de compressão, maior Carga Máxima e Tensão quando comparada

à poliuretana sem catalisador e o polimetilmetacrilato, que se comportaram de forma

similar. O aumento da resistência da poliuretana com catalisador provavelmente está

relacionada à maior densidade da amostra (0,085 g/cm3), quando comparada a sem

catalisador (0,068 g/cm3). Como referido por Lyman (1999), as variações na densidade

do polímero podem refletir mudanças em cristalinidade e estereoregularidade, além de

promoverem diferenças na carga do material. Como a força do polimetilmetacrilato,

segundo Calandruccio (1989), é a metade da do osso compacto, o resultado sugere que a

poliuretana com catalisador teria maior capacidade de resistir às forças sob carga.

Ressalta-se que em próteses cimentadas a haste é a parte mais resistente e pode ser

sujeita a quebra por fadiga sem soltura Calandruccio (1989). Sendo assim, o uso de

compósitos mais resistentes poderia ser um dos fatores contribuinte para redução da

falência da haste.

12

A poliuretana sem catalisador mostrou, em todos os momentos de avaliação,

maior Módulo de dobramento em relação à poliuretana com catalisador e o

polimetilmetacrilato, que se comportaram de forma similar. Como o Módulo de

dobramento é caracterizado pela relação constante e proporcionais entre a tensão e a

deformação relativa (percentual) do material (Calandruccio, 1989; Lyman, 1999; Dee et

al., 2002), observa-se que a ausência do catalisador conferiu menor elasticidade ao

produto. O polimetilmetacrilato apresentou maior Resistência ao dobramento, seguido

pela poliuretana derivada do óleo de mamona com catalisador e sem catalisador. Visto a

Resistência ao dobramento representar a carga máxima até a ruptura (Felbeck, 1971;

Lyman, 1999), os resultados sugerem que o polimetilmetacrilato foi o compósito mais

resistente neste ensaio.

Em outro contexto, por ser a poliuretana derivada do óleo de mamona

aparentemente não degradável (Ziliotto et al., 2003; Bolson et al., 2005; Pereira-Júnior

et al., 2007), o que permite a manutenção do formato, produzir poros durante a fase de

expansão e possuir uma reação exotérmica não elevada Biosteoo (2006), apresenta

características desejáveis para as cirurgias craniofaciais, especialmente para substituição

óssea em áreas sem suporte de carga. Ressalta-se que em cirurgias craniofaciais a

opção, em geral, é pelo polimetilmetacrilato poroso, cuja formulação se assemelha a do

cimento ósseo, com metilmetacrilato líquido e pó de polimetilmetacrilato, acrescido, no

entanto, de um gel de carboximetilcelulose biodegradável aquoso, utilizado para criar

poros no cimento quando curado (Bruens et al., 2003). Os poros permitiriam o

crescimento ósseo, resultando em provável melhora da fixação da prótese (Bruens et al.,

2003). No caso da poliuretana, há estudos afirmando que os poros favorecem o

crescimento de tecido osteogênico e maior fixação do implante (Cavalieri, 2000; Leonel

et al., 2003; Leonel et al., 2004). Entretanto, mais estudos são necessários, já que os

poros são produzidos de forma não homogênea (Leonel et al., 2003; Bioosteo, 2006).

Nas condições em que foi realizado este trabalho e baseando-se nos resultados

obtidos, conclui-se que: não há efeito do tempo nas propriedades mecânicas de

compressão e dobramento em todos os compósitos avaliados; na resistência mecânica à

compressão a poliuretana com catalisador suporta mais carga que o


13

REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS:

ANVISA – Agência Nacional de Vigilância Sanitária. Poliquil. 2005. Disponível em

<http://e-legis.bvs.br/leisref/public/showAct.php?id=17062>. Acesso em: 19 jun. 2005.

BIOOSTEO. 2006. Disponível em: http://www.biomecanica.com.br Acesso em: 20

dezembro 2006.

BOLSON, J.; SCHOSSLER, J.E.; ORNES, R.C. et al. Clinical, radiological,

macroscopical and histological analysis of domestic quail (Coturnix japonica) humerus

submitted to implant of polyurethane from castor oil polymer (Ricinnus communis).

Ciênc. Rural, v.35, n.5, p.1123-30, 2005.

BRUENS, M.L.; PIETERMAN, H.; de WIJN, J.R.; VAANDRAGER, J.M. Porous

polymethylmethacrylate as bone substitute in the craniofacial area. J. Cranifac. Surg.,

v.14, n.1, p.63-68, 2003.

CALANDRUCCIO, R.A. Artroplastia do quadril. In: CRENSHAW, A.H. Cirurgia

ortopédica de Campbell. São Paulo: Manole, 1989. p.1265-1564.

CAVALIERI, I. Process osseous reparation studies between the implants of mamona

polymer, acrylic resin thermo activate and osseous cement in rabbits tibias. 2000. 110f.

Dissertação (Mestrado) – Faculdade de Odontologia, Universidade Estadual Paulista,

São José dos Campos.

CLARO NETO, S. Caracterizações físico-química de um poliuretano derivado de óleo

de mamona utilizado para implantes ósseos. 1997, 127p. Tese (Doutorado) – Instituto

de Química de São Carlos, Universidade de de São Paulo, São Carlos.

DEE, C.K.; PULEO, D.A.; BIZIOS, R. Biomaterials. In: An introduction to tissue-

biomaterial interactions. New Jersey: John Wiley & Sons, 2002. chap.1, p.1-13.

DEMIAN, H.W.; McDERMOTT, K. Regulatory perspective on characterization and

testing of orthopedic bone cements. Biomaterials, n.19, p.1607-18, 1998.

DUNNE, N.J.; ORR, J.F. Curing characteristics of acrylic bone cement. J. Mater. Sci.

Mater. Med., n.13, p.17-22, 2002.

FELBECK, D.K. Introdução aos mecanismos de resistência mecânica. São Paulo:

Edgard Blucher, 1971. 147p.

FERNEDA, A.B., COSTA, R.R.C.; TITA, V. et al. Compression tests of castor oil

biopolymer. Mat. Res. v.9, n.3, p.327-34, 2006.

14

FRAZER, R.Q.; BYRON, R.T.; OSBORNE, P.B. et al. PMMA: an essential material in

medicine and dentistry. J. Long Term Eff. Med. Implantes, v.15, n.6, p.629-639, 2005.

GEIGER, M.H.; KEATING, M.E.; RITTER, M.A. et al. The clinical significance of

vacuum mixing bone cement. Clin. Orthop., n.382, p.258-66, 2001.

HAAS, S.S.; BRAUER, G.M.; DICKSON, G. A characterization of

polymethylmethacrylate bone cement. J. Bone Joint Surg. Am, v.57, n.3, p.380-91,

1975.

IGNÁCIO, H. Utilização do cimento derivado do polímero da mamona no

preenchimento de falha óssea. Estudo experimental em coelhos. 1995, 89p. Dissertação

(Mestrado) – Faculdade de Medicina, Universidade de São Paulo, Ribeirão Preto.

IGNÁCIO, H.; MAZZER, N.; BARBIERI, C.H.; CHIERICE, G.O. Use of compact and

porous castor oil polyurethane in the filling of bone defects. Experimental study in dogs.

Rev. Bras. Ortop., v.37, n.5, p.187-194, 2002.

JANSSEN, D.; AQUARIUS, R.; STOLK, J.; VERDONSCHOT, N. The contradictory

effects of pores on fatigue cracking of bone cement. J. Biomed. Mater. Res. B, v.74, n.2,

p.747-753, 2005.

KLEIN, R.W.; SCOTT, C.P.; HIGHAM, P.A. The strength of acrylic bone cement

cured under thumb pressure. Biomaterials, n.25, p.943-947, 2004.

LEONEL, E.C.F.; MANGILLI, P.D.; RAMALHO, L.T.O. et al.The importance of the

internal porosity of the castor bean polymer in the bone neoformation – Study in rats.

Cienc. Odontol. Bras., v.6, n.3, p.19-25, 2003.

LEONEL, E.C.F.; PORCIÚNCULA, H.F.; ANDRADE SOBRINHO, J.; RAMALHO,

L.T.O.; MANGILLI, P.D.; RAPOPORT, A. The action of the castor bean polymer

during the bone neoformation. Acta Cir. Bras., v.19, n.4, p.342-349, 2004.

LEWIS, G. Effect of mixing method and storage temperature of cement constituents on

the fatigue and porosity of acrylic bone cement. J. Biomed. Mater. Res., v.48, n.2,

p.143-149, 1999.

LINDÉN, U. Mechanical properties of bone cement. Clin. Orthop., n.272, p.274-278,

1991.

LING, R.S.M.; LEE, A.J.C. Porosity reduction in acrylic cement is clinically irrelevant.

Clin. Orthop., n.355, p.249-53, 1998.

15

LINTNER, F.; BOSCH, P.; BRAND, G. Histological examinations of remodelling

proceedings on the cement-bone surface of endoprosthesis after implantation from 3-10

years. Pathol. Res. Pract., v.173, n.4, p.376-89, 1982.

LYMAN, D.J. Polymers. In: von RECUM, A.F. Handbook of biomaterials evaluation.

2ed. chap.2, p.37-49, 1999.

NORMAN, G.R.; STREINER, D.L. Biostatistics. The bare essentials. St Louis: Mosby

Year Book, 1994. 260p.

NUSSBAUM, D.A.; GAILLOUD, P.; MURPHY, K. The chemistry of acrylic bone

cements and implications for clinical use in image-guided therapy. J. Vasc. Interv.

Radiol., v.15, p.121-26, 2004.

PEREIRA-JUNIOR, O.C.M.; RAHAL, S.C.; FELISBINO, S.L. et al. Comparison

between polyurethanes containing castor oil (soft segment) and cancellous bone

autograft in the treatment of segmental bone defect induced in rabbits. J. Biomater.

Appl., n.21, p.283-97, 2007.

PUGH, J.; DEE, R. Properties of musculoskeletal tissues and biomaterials. In: DEE, R.;

MANGO, E.; HURST, L.C. Principles of orthopaedic practice. New York: McGraw-

Hill, 1988. chap.16, p.134-46.

SILVA, R.V.; BOSE FILHO, W.W.; CHIERICE, G.O. et al. Poliuertano derivado do

óleo de mamona – Tenacidade à fratura e morfologia da superfíce de fratura. In:

SIMPÓSIO EM CIÊNCIA E ENGENHARIA DE MATERIAIS, IV, 2001, Anais. Arar a:

S, 2001, p.149-150.

SMEDS, S., GOERTZEN, D., IVARSSON, I. Influence of temperature and vacuum

mixing on bone cement properties. Clin Orthop., n.334, p.326-34, 1997.

ZILIOTTO, L.; DALECK, C.R.; PADILHA FILHO, J.G.; SOUZA, A.P.;

FANTINATTI, A.P.; DINIZ, P.P.V.P. A limb sparing surgery with the use of a cortical

allograft preserved in glicerin: an experimental study in dogs. Acta Cir. Bras., v.18, n.2,

p.107-15, 2003.

*Autor para correspondência (corresponding author)

E-mail: [email protected]

Agradecimentos: a Capes pela bolsa de doutoramento e à Biomecânica pelo

fornecimento dos materiais.

Documents

Alfredo Feio da Maia Lima - sapili.org · filosóficas e aprendi que “Só sei que nada sei” (Sócrates) “Eu poderia suportar, embora não sem dor, que tivessem morrido todos